JulkaisijaSäteilyturvakeskus

Toimittaja

Olavi PukkilaToimitussihteeri

Hilkka KarvinenTaitto

Tero Tapiovaara ja Hilkka KarvinenKansi

Virma OyGrafiikka

Ulriikka JärvinenCopyright

SäteilyturvakeskusISBN

951-712-498-8 (sid.)951-712-505-4 (pdf)

PainoKaristo Oy:n kirjapaino, Hämeenlinna 2004

Tätä julkaisua myySäteilyturvakeskus, (09) 759 881Laippatie 4, 00880 Helsinkiwww.stuk.fi

Säteily- ja ydinturvallisuus -kirjasarjan toimituskunta:Sisko Salomaa, Olavi Pukkila, Tarja K. Ikäheimonen, Roy Pöllänen,Anne Weltner, Wendla Paile, Jorma Sandberg, Heidi Nyberg,Olli J. Marttila, Jarmo Lehtinen ja Hilkka Karvinen

ESIPUHE

Tässä kirjassa käsitellään säteilyn käyttöä lääketieteessä, teollisuudes-sa ja tutkimuksessa. Lisäksi kirjassa on luvut säteilytoiminnan sään-nöksistä, säteilevistä kuluttajatuotteista ja säteilyn käyttöön liittyneistäpoikkeustapahtumista. Säteilyn käyttöä on käsitelty pääasiassa yleis-luonteisesti. Eräissä kohdissa on kuitenkin yksityiskohtaisempia tar-kasteluja ja säteilysuojaukseen liittyviä laskuesimerkkejä. Röntgen-diagnostiikkaa käsittelevässä luvussa on esitetty röntgenkuvan muo-dostumiseen ja laatuun liittyvää teoreettista tarkastelua tavalla, jota eiole aiemmin esitetty suomenkielisessä alan kirjallisuudessa. Nämä teks-tin osat on tarkoitettu lähinnä alalla työskenteleville tai sille suuntautu-ville fyysikoille ja muille teoreettisista perusteista kiinnostuneille hen-kilöille. Lukija, joka ei ole tottunut matemaattisiin esityksiin, voi lukeanämä osat ylimalkaisesti asiakokonaisuuden tästä pahemmin kärsimät-tä.

Säteilyn käytöllä on takanaan yli satavuotinen historia. Se alkoi Wil-helm Conrad Röntgenin keksittyä röntgensäteilyn marraskuussa 1895ja Antoine Henri Becquerelin keksittyä radioaktiivisuuden maaliskuus-sa 1896. Pian näiden keksintöjen jälkeen käynnistyi mittava ionisoi-vaan säteilyyn liittyvä tutkimustyö ja käytännön sovellusten kehittämi-nen. Tämä oli myös lähtölaukaus modernin fysiikan kehitykselle.

Kohta röntgensäteilyn keksimisen jälkeen oivallettiin sen suunnatto-man suuri hyöty lääketieteellisenä tutkimus- ja hoitomenetelmänä jaerinomaisuus ainetta rikkomattomana materiaalien tutkimusmenetel-mänä. Tieto keksinnöstä levisi nopeasti ympäri maailman ja erilaistensovellusten kokeilu ja laitetekninen kehitystyö käynnistyi suuren in-nostuksen vallitessa. Innokkaimmat säteilypioneerit havaitsivat nope-asti säteilyn haittavaikutuksia paitsi omissa sormissaan myös tutkimiensaja hoitamiensa potilaiden iholla ja silmissä.

Ensimmäinen aikakirjoihin merkitty sädehoito annettiin 29.1.1896. Ky-seessä oli rintasyöpä, johon kohdistettiin röntgensäteilyä niin paljon,että syntyi ihovaurio. Tämän arveltiin olevan sopivan suuri hoitoannos.Potilas kuoli kuitenkin pian hoidon jälkeen eikä ihovaurion kehitty-mistä voitu seurata. Ensimmäiset hoitokokeilut radioaktiivisella aineel-la tehtiin heti sen jälkeen, kun Becquerel huhtikuussa 1901 oli saanutrintaansa radiumista johtuneen palovamman kaltaisen haavauman. Hänoli pitänyt kuusi tuntia rintataskussaan Pierre ja Marie Curielta lainaa-

maansa radiumpitoista lasiputkiloa. Havainnon jälkeen aloitettiin iho-tautien radiumhoidot.

Säteilysuojelun tarve oivallettiin pian säteilytoiminnan käynnistymi-sen jälkeen. W. C. Röntgen varoitti vuonna 1898 röntgensäteilyn aihe-uttamista biologisista haittavaikutuksista. Tätä ennen oli jo vuonna 1896julkaistu varoituksia ihon ja silmien säteilyvaurioista. Laajempi kiin-nostus säteilysuojeluasioihin heräsi vasta sen jälkeen, kun oli raportoi-tu useista säteilyn käytön aiheuttamista sormien ja käsien amputoin-neista sekä syöpäsairauksista. Kansainvälinen säteilysuojelutoimikuntaICRP perustettiin vuonna 1928. Saksan Röntgenyhdistys pystytti vuon-na 1936 röntgen- ja radiummarttyyrien muistomerkin Hampuriin. Tuol-loin muistomerkissä oli 169 henkilön nimi 15 eri maasta. Vuonna 1959nimiä oli 360. Niiden joukossa on Suomen ensimmäisen röntgenlait-teen käyttäjänä toimineen hoitajattaren ja Viipurin lääninsairaalassatyöskennelleen röntgenlääkärin nimi. Kumpikin heistä oli vuosikausiaaltistunut erittäin paljon röntgensäteilylle työolosuhteissa, joita tänä päi-vänä pidettäisiin täysin tuomittavina.

Suomessa säteilyn käyttö on ollut vuodesta 1957 alkaen luvanvaraistaja sitä on valvottu kansainvälisten sopimusten, suositusten ja standar-dien perusteella laadittujen määräysten mukaan. Nykyisin säteilynkäyttö on Suomessa varsin laajaa. Säteilyturvakeskuksen rekisterinmukaan vuoden 2003 alussa oli voimassa 1 820 turvallisuuslupaa elilupaa harjoittaa säteilytoimintaa. Rekisteröityjen säteilylaitteiden lu-kumäärä oli 14 120 ja radionuklidilaboratorioita oli 262. Laitteista lä-hes 6 800 oli terveydenhuollon käytössä. Kymmenen vuotta aikaisem-min säteilylaitteita oli noin kymmenen prosenttia vähemmän, muttaradionuklidilaboratorioiden lukumäärä oli noin kaksikymmentä pro-senttia suurempi. Asukaslukuun suhteutettuna Suomessa on huomat-tavan paljon säteilylaitteita. Esimerkiksi terveydenhuollon röntgenlait-teita Suomessa oli 1990-luvulla asukasta kohden viidenneksi enitenmaailmassa.

Säteilyn käyttö on kolmas osa Säteilyturvakeskuksen julkaisemassaSäteily- ja ydinturvallisuus kirjasarjassa. Kirjasarjan ensimmäisessäosassa esitellään säteilyfysiikan käsitteet sekä mittauksissa käytettävätsuureet ja menetelmät. Toisessa osassa tarkastellaan radioaktiivistenaineiden käyttäytymistä ja ionisoivan säteilyn vaikutuksia ympäristös-sä ja ihmisessä. Säteilybiologia on aiheena kirjasarjan neljännessä osas-sa, Säteilyn terveysvaikutukset. Sarjassa ilmestyy kaikkiaan seitsemänosaa, joista neljä ensimmäistä käsittelee ionisoivaa säteilyä, sen käyt-

töä ja siltä suojautumista, viides ydinturvallisuutta ja kaksi viimeistäosaa ionisoimatonta säteilyä. Kirjasarja on tarkoitettu säteily- ja ydin-turvallisuuden parissa työskenteleville ammattikirjallisuudeksi sekäkäytettäväksi koulutusmateriaalina yliopistoissa ja muissa oppilaitok-sissa. Kirjaa voi tilata Säteilyturvakeskuksesta. Kirjat löytyvät myös pdf-muodossa STUKin Internet-sivuilta osoitteesta www.stuk.fi.

Säteily- ja ydinturvallisuus -kirjasarja täydentää ja uudistaa vuonna1988 ilmestynyttä Säteily ja turvallisuus -teosta, jonka toimittivat HarriToivonen, Tapio Rytömaa ja Antti Vuorinen. Kiitämme edellisen teok-sen toimittajia ja muita kirjoitustyöhön osallistuneita Säteilyturvakes-kuksen asiantuntijoita uraa uurtavasta pohjatyöstä, joka on ollut hyvä-nä perustana uudelle kirjasarjalle.

Säteilyn käyttö kirjan toteutuksesta kuuluu kiitos asiantunteville kir-joittajille ja muille toimitustyöhön osallistuneille henkilöille. Erityiskii-toksen ansaitsee Markku Tapiovaara. Hän on kirjoittanut suurimmanosan Röntgensäteily diagnostiikassa -luvusta ja osallistunut huomatta-valla panoksella kirjan toimitustyöhön.

Säteily- ja ydinturvallisuus -kirjasarjaSäteily- ja ydinturvallisuus -kirjasarjaSäteily- ja ydinturvallisuus -kirjasarjaSäteily- ja ydinturvallisuus -kirjasarjaSäteily- ja ydinturvallisuus -kirjasarja

1 Säteily ja sen havaitseminen2 Säteily ympäristössä33333 Säteilyn käyttöSäteilyn käyttöSäteilyn käyttöSäteilyn käyttöSäteilyn käyttö4 Säteilyn terveysvaikutukset5 Ydinturvallisuus6 Ionisoimaton säteily – Sähkömagneettiset kentät7 Ionisoimaton säteily – Ultravioletti- ja lasersäteily

SISÄLLYSLUETTELO

1 RÖNTGENSÄTEILY DIAGNOSTIIKASSA ............................................. 13

Markku Tapiovaara, Olavi Pukkila, Asko Miettinen

1.1 Johdanto ................................................................................................... 14

1.2 Röntgenlaitteiden ja niiden käytön kehitys ....................................... 15

1.3 Röntgensäteily ......................................................................................... 18

1.4 Röntgenputki ............................................................................................ 32

1.5 Röntgengeneraattori ............................................................................... 36

1.6 Röntgentutkimuslaitteet ........................................................................ 40

1.7 Kuvareseptorit .......................................................................................... 51

1.8 Röntgenkuvan muodostuminen .......................................................... 61

1.9 Röntgenkuvan laatu ja säteilyn käytön tehokkuus .......................... 77

1.10 Potilaan säteilyannos .............................................................................. 117

1.11 Raskauden huomioiminen röntgentutkimuksissa ........................... 152

1.12 Henkilökunnan säteilyturvallisuus ...................................................... 155

1.13 Röntgenlaitteiden säteilymittaukset .................................................... 165

1.14 Röntgentoiminnan laadunvarmistus ................................................... 171

2 SÄDEHOITO .............................................................................................. 183

Petri Sipilä

2.1 Johdanto ................................................................................................... 184

2.2 Sädehoidon kehitys ................................................................................ 186

2.3 Sädehoidon laitteet ................................................................................. 188

2.4 Hoitomenetelmistä .................................................................................. 195

2.5 Hoitoannokset ja niiden määrittäminen ............................................. 196

2.6 Hoitotilojen säteilysuojaus .................................................................... 204

2.7 Sädehoidon laatujärjestelmä ................................................................. 215

2.8 Sädehoidon valvonta ja turvamääräykset .......................................... 216

3 ISOTOOPPILÄÄKETIEDE ........................................................................ 219

Helinä Korpela

3.1 Yleistä ........................................................................................................ 220

3.2 Isotooppilääketieteen kehitys ............................................................... 220

3.3 Tutkimuksissa ja hoidoissa käytettävät radionuklidit ..................... 223

3.4 Radionuklidigeneraattori ....................................................................... 225

3.5 Radiolääkkeet ........................................................................................... 228

3.6 Radiofarmasian laboratorio ................................................................... 234

3.7 Kuvantamislaitteet ................................................................................... 236

3.8 Isotooppitutkimukset ............................................................................. 237

3.9 Isotooppihoidot ....................................................................................... 242

3.10 Potilaan säteilyannos .............................................................................. 243

3.11 Isotooppilääketiedettä koskeva lainsäädäntö ................................... 246

3.12 Vertailutasot .............................................................................................. 247

3.13 Säteilysuojelu isotooppihoidon jälkeen ............................................. 247

3.14 Lapsen suojelu raskauden ja imetyksen aikana ................................ 248

3.15 Työntekijöiden suojaaminen ................................................................. 249

4 SÄTEILYN KÄYTTÖ TEOLLISUUDESSA JA TUTKIMUKSESSA ........ 255

Seppo Väisälä, Helinä Korpela, Mauri Kaituri

4.1 Röntgen- ja gammaradiografia ............................................................. 256

4.2 Ajoneuvojen ja matkalaukkujen tarkastuslaitteet ............................. 259

4.3 Säteilysterilointi ....................................................................................... 261

4.4 Radiometriset laitteet .............................................................................. 263

4.5 Röntgenanalysaattorit ............................................................................ 279

4.6 Kiihdyttimet ............................................................................................... 280

4.7 Avolähteiden käyttö ................................................................................ 283

4.8 Radioaktiivisten aineiden vapaarajat ................................................... 284

4.9 Radionuklidien vaarallisuusluokitus ................................................... 285

4.10 Vaatimukset radionuklidilaboratorioille .............................................. 286

4.11 Pintakontaminaatiorajat ......................................................................... 288

4.12 Johdetut annosrajat ................................................................................ 289

4.13 Turvallinen työskentely avolähteillä .................................................... 291

4.14 Radioaktiiviset jätteet ja niiden käsittely ............................................ 291

5 SÄTEILYTOIMINNAN SÄÄNNÖKSET ................................................... 297

Olavi Pukkila

5.1 Säteilysuojauslainsäädäntö .................................................................. 298

5.2 ST-ohjeet .................................................................................................... 299

5.3 Valvontaviranomaiset .............................................................................. 299

5.4 Kansaiväliset säteilysuojaussuositukset ............................................ 300

5.5 Lupamenettely .......................................................................................... 302

5.6 Turvallisuusluvasta vapauttaminen ..................................................... 305

5.7 Säteilylähteen poistaminen käytöstä .................................................. 306

5.8 Säteilyn käyttöorganisaatio ................................................................... 307

5.9 Tarkastukset säteilyn käyttöpaikalla .................................................... 310

5.10 Säteilysuojelutoimet työpaikalla .......................................................... 311

6 SÄTEILEVÄT KULUTTAJATUOTTEET .................................................. 319

Olavi Pukkila

6.1 Yleistietoa .................................................................................................. 320

6.2 Entisaikojen säteileviä kuluttajatuotteita ........................................... 321

6.3 Nykyajan säteileviä kuluttajatuotteita ................................................. 324

7 POIKKEUSTAPAHTUMAT SÄTEILYN KÄYTÖSSÄ .............................. 333

Olavi Pukkila

7.1 Yleistä ........................................................................................................ 334

7.2 Poikkeustapahtumat Suomessa ........................................................... 335

7.3 Poikkeustapahtumat ulkomailla ........................................................... 338

7.4 Poikkeustapahtumien merkitys ............................................................ 341

LIITTEET .................................................................................................... 345

1 Efektiivinen annos röntgentutkimuksissa ......................................... 346

2 Säteilysuojusten paksuus ..................................................................... 352

3 Säteilysuojusten lyijyvastaavuus ......................................................... 355

HAKEMISTO .............................................................................................. 356

SISÄLLYSLUETTELO

1

1.1 Johdanto ................................................................................... 14

1.2 Röntgenlaitteiden ja niiden käytön kehitys ........................ 15

1.3 Röntgensäteily .......................................................................... 18

1.4 Röntgenputki ............................................................................ 32

1.5 Röntgengeneraattori ............................................................... 36

1.6 Röntgentutkimuslaitteet ......................................................... 40

1.7 Kuvareseptorit .......................................................................... 51

1.8 Röntgenkuvan muodostuminen ........................................... 61

1.9 Röntgenkuvan laatu ja säteilyn käytön tehokkuus ........... 77

1.10 Potilaan säteilyannos .............................................................. 117

1.11 Raskauden huomioiminen röntgentutkimuksissa ............ 152

1.12 Henkilökunnan säteilyturvallisuus ....................................... 155

1.13 Röntgenlaitteiden säteilymittaukset .................................... 165

1.14 Röntgentoiminnan laadunvarmistus ................................... 171

RÖNTGENSÄTEILYDIAGNOSTIIKASSA

Markku Tapiovaara, Olavi Pukkila,

Asko Miettinen

14

1.1 Johdanto

Röntgensäteilyn käyttö lääketieteellisessä diagnostiikassa perustuuröntgensäteilyn kykyyn läpäistä kehon kudoksia, mutta myös siihen,että säteily vaimenee kudoksissa niiden alkuainekoostumuksesta jatiheydestä riippuvalla tavalla. Röntgenkuva on kehon vaimentamansäteilyn muodostama varjokuva. Tavanomainen röntgenkuva on mus-tavalkoinen negatiivikuva, jossa säteilyä voimakkaasti vaimentavatkohteet näkyvät vaaleampana ja säteilyä hyvin läpäisevät kehonosat tummina.

Lääketieteellisessä radiologiassa käytetään myös toisenlaisiin fysiikanilmiöihin perustuvia kehon sisäisten elinten kuvausmenetelmiä. Täl-laisia ovat muun muassa gammakuvaus (radioaktiivisen aineen kerty-minen tutkittavaan elimeen ja hajoaminen siellä, katso luku 3), mag-neettikuvaus (ydinmagneettinen resonanssi, katso tämän kirjasarjanosa 6), ultraäänikuvaus (ääniaallon eteneminen ja heijastuminen ke-hon kudoksissa), endoskopia (tähystys kuituoptiikan avulla) ja magne-toenkefalografia (MEG, aivojen sähköisen toiminnan kuvaus). Näidenmuiden menetelmien avulla potilaista saatavat kuvat poikkeavat tie-tysti röntgenkuvista, mutta monessa tapauksessa niitä voidaan kuiten-kin käyttää samojen tautien diagnostiikkaan. Magneetti- ja ultraääni-kuvauksen käyttöä on lisännyt niiden antaman uuden diagnostiseninformaation lisäksi se, ettei niissä altisteta potilasta ionisoivalle sätei-lylle ja tästä aiheutuvalle riskille. MEG-tutkimuksissa potilaaseen eikohdisteta lainkaan ulkoista energiaa, vaan siinä mitataan aivoissa it-sessään syntyvää magneettikenttää.

Uusien kuvantamismenetelmien kehityksestä huolimatta röntgendiag-nostiikan merkitys ei ole häviämässä, vaan uudet menetelmät pikem-minkin täydentävät sen avulla saatavaa informaatiota. Monissa tutki-muksissa röntgensäteilyyn perustuvat diagnostiset menetelmät ovatedelleen ylivoimaisia muihin kuvantamismenetelmiin verrattuna, jauusia menetelmiä ja laitteistoja kehitetään jatkuvasti myös röntgen-diagnostiikkaan. Erityisesti tietokonetomografiatutkimukset ovat yleis-tyneet nopeasti ja syrjäyttäneet monia aikaisempia röntgentutkimuk-sia. Vuonna 2000 Suomessa tehtiin noin 4,1 miljoonaa röntgentutki-musta; lähes kymmenen kertaa enemmän kuin ultraäänitutkimuksia,noin kolmekymmentä kertaa enemmän kuin magneettikuvauksia janoin sata kertaa enemmän kuin isotooppitutkimuksia. Magneettikuva-usten määrä kasvaa kuitenkin nopeasti: esimerkiksi vuodesta 1997vuoteen 2000 tutkimusmäärien kasvu oli noin 70 prosenttia.

15

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

1.2 Röntgenlaitteiden ja niiden käytön kehitys

Wilhelm Conrad Röntgen (1845–1923) havaitsi 8.11.1895 tutkiessaankatodisäteitä uudenlaisen säteilyn aiheuttaman fluoresenssi-ilmiön ult-raviolettisäteilyn havaitsemiseen tarkoitetussa loisteaineessa (barium-platinasyanidi). Julkistaessaan keksintönsä 28.12.1895 hän kutsui uu-sia säteitä X-säteiksi. Monissa maissa niitä alettiin keksijänsä kunni-aksi kutsua röntgensäteiksi.

Tieto uudesta keksinnöstä levisi maailmalle nopeasti. Röntgenin ha-vainnot toistettiin monissa maissa muutaman viikon sisällä. Vuonna1896 oli jo lukuisia paikkoja, joissa otettiin ihmisistä ja eläimistä rönt-genkuvia. Röntgensäteilyn lääketieteellisen merkityksen oivallettiinolevan valtavan suuri. Tämä kannusti tutkijoita ympäri maailman pa-nostamaan uuden tutkimusmenetelmän kehitystyöhön. Sitä edisti myösRöntgenin luopuminen keksintöään koskevasta patenttioikeudesta.Ensimmäinen röntgenlaite Suomessa otettiin käyttöön vuonna 1900Helsingin yleisen sairaalan kirurgisella klinikalla.

KUVA 1.1 RöntgenkuvausjärjestelyKUVA 1.1 RöntgenkuvausjärjestelyKUVA 1.1 RöntgenkuvausjärjestelyKUVA 1.1 RöntgenkuvausjärjestelyKUVA 1.1 Röntgenkuvausjärjestely vuodelta 1896vuodelta 1896vuodelta 1896vuodelta 1896vuodelta 1896

R on röntgenputki, K kuvauskasetti ja A induktori. (Tietosanakirja, Brockhaus, 1903)

16

Jo 1800-luvun päättyessä monissa teollistuneissa maissa röntgensätei-lyä oli alettu käyttää diagnostisiin ja terapeuttisiin tarkoituksiin. Sotilas-lääkärit käyttivät röntgenlaitteita sirpaleiden ja vierasesineiden poistoonensimmäisen kerran vuonna 1896.

Röntgendiagnostiikassa käytetyt röntgenkoneet olivat alkuaikoina ny-kyaikaisiin laitteisiin verrattuna varsin pienitehoisia ja kuvareseptoritepäherkkiä. Kirjallisuudessa on mainintoja pitkistä kuvausajoistaröntgendiagnostiikan alkutaipaleella. Esimerkiksi vuonna 1896 Pra-hassa paikannettiin potilaan nielaisema naula röntgenkuvasta, jonkavalotusaika oli 90 minuuttia. Naula poistettiin onnistuneesti kirurgisel-la operaatiolla. Alkuaikojen röntgenkuvauksissa kuvauskohteina ol-leiden henkilöiden säteilyaltistus on nykyajan vastaavien kuvaustenaiheuttamaan altistukseen verrattuna ollut huomattavan suuri – jopayli tuhatkertainen.

Prototyyppilaitteiden tilalle tulivat nopeasti kaupalliset röntgenlaitteet.Saksassa oli jo vuonna 1896 kaksi huomattavaa röntgenlaitteiden val-mistajaa. 1900-luvun alkuvuosina purkausputket ja suurjännitteensynnyttämiseen käytettävät influenssigeneraattorit olivat lääkinnällises-sä toiminnassa historiaa. Suurjännitteen tasasuuntaajat, röntgenput-ket, kalsiumvolframaattivahvistuslevyin varustetut kuvauskasetit ja eri-laiset tutkimustelineet olivat kaupallisia tuotteita jo ennen vuotta 1910.

Röntgenputken kehitystyöstä mainittakoon Lilienfeldin ja Coolidgenvuonna 1913 esittämät kaasuttomat tyhjiöputket. Coolidgen kuumaka-todiputkessa käytettiin volframilangasta kierrettyä hehkulankaa kato-dina ja anodi oli tehty massiivisesta volframikappaleesta. Coolidgenputkea on pystytty käyttämään jopa 250 kV anodijännitteellä. Kuormi-tusta hyvin kestävä ja pienellä fokuspisteellä varustettu pyöriväanodi-nen röntgenputki esiteltiin vuonna 1929. Kolmivaiheisia röntgengene-raattoreita oli kaupan vuodesta 1915 alkaen, jolloin esimerkiksi keuh-kokuvauksissa kymmenen millisekunnin kuvausajat olivat mahdollisia.Vuonna 1913 Bucky kehitti ja patentoi kuvanlaatua oleellisesti paran-tavan hilan, jolla eliminoitiin hajasäteilyä. Potterin ideoima, nykyisin-kin käytössä oleva kuvauksen aikana liikkuva hila tuli alunperin mark-kinoille vuonna 1920.

Röntgendiagnostiikan kehitys on jatkunut vilkkaana jo yli sata vuotta.Ensimmäinen ruoansulatuskanavan röntgenkuvaus tehtiin 1896. Tuol-loin varjoaineena käytettiin rauta- ja vismuttiyhdisteillä täytettyjä gela-tiinikapseleita. Vismutilla, lyijyllä ja elohopealla täytettyjä kapseleita

17

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

sekä ruokaan sekoitettua vismuttinitraattia käytettiin alkuaikoina rönt-genpositiivisina varjoaineina ja paksusuoleen pumpattua ilmaa rönt-gennegatiivisena varjoaineena. Vuonna 1910 käyttöön tuli bariumsul-faatti, jota sekoitettiin vismuttiyhdisteiden ohella potilaalle syötettäväänvarjoainepuuroon. Ensimmäisen 50 vuoden aikana ruoansulatuska-nava pyrittiin täyttämään röntgentutkimusta varten varjoaineella. Toi-sen maailmansodan jälkeen tutkimustapaa muutettiin: varjoaineenmäärää vähennettiin ja läpivalaisukuvan analysoinnista siirryttiin läpi-valaisun avulla kohdistettujen röntgenkuvien analysointiin.

Pimennetyssä huoneessa katseltavan läpivalaisuvarjostimen käyttö olihankalaa. Tämän helpottamiseksi Langmuir konstruoi vuonna 1937 pro-totyypin läpivalaisukuvan elektroniselle vahvistimelle. Sota keskeytti kui-tenkin kehitystyön. Vuonna 1948 kokeellisella kuvanvahvistimella saa-tiin läpivalaisukuvan kirkkaudelle 1 000-kertainen vahvistus. Vuonna1953 markkinoille tulivat kaupalliset kuvanvahvistimet ja kuvanvahvis-timeen liitettiin TV-kamera ja -monitori vuonna 1955. Ensimmäinen ku-vanvahvistin otettiin Suomessa käyttöön vuonna 1954. Kyseessä oli ki-rurginen röntgenlaite, jonka läpivalaisukuvaa tarkasteltiin kuvanvahvisti-men perään liitetyn okulaarin avulla. Ensimmäinen TV-näytöllä varustettuläpivalaisulaite hankittiin Suomeen 1958. Pimennystä vaativien läpiva-laisuvarjostimien käyttö Suomessa päättyi lopullisesti vuonna 2000. Ku-riositeettina mainittakoon 1980-luvun alussa eräässä pienessä terveys-keskuksessa käytetty röntgentutkimustekniikka. Kyseisen paikan sääs-täväinen terveyskeskuslääkäri nimittäin piirsi läpivalaisuvarjostimelleteipatulle voipaperille tarvitsemansa röntgenkuvat paperin läpi kuulta-van läpivalaisukuvan avulla. Lääkäri oli säästänyt vuosien varrella pit-kän pennin röntgenfilmi- ja kehittämiskustannuksissa.

Raajojen verisuonten varjoainekuvauksia (angiografioita) elävälle po-tilaalle tehtiin ensimmäisen kerran vuonna 1924 USA:ssa. Varjoai-neeksi verisuoneen ruiskutettiin ruokasuolaliuosta. Kallon sisäiset val-timot kuvattiin ensimmäisen kerran vuonna 1926 Portugalissa. Veri-suonten röntgentutkimuksissa käytetyt varjoaineet olivat erityisestialkuvaiheessa hyvin toksisia ja aiheuttivat useita kuolemantapauksia.Vuonna 1928 ryhdyttiin käyttämään toriumdioksidipitoista varjoainet-ta, joka antoi erinomaisen hyvän kontrastin verisuonille röntgenkuvis-sa. Tämä Thorotrast-niminen varjoaine ei aiheuttanut potilaille varjoai-nereaktioita. Tuolloin toriumin radioaktiivisuutta ei pidetty ongelma-na. Thorotrastin käyttö lopetettiin 50-luvun puolivälissä, kun maksaanja luuytimeen sitoutuneen toriumin aiheuttamista syöpätapauksista olikertynyt riittävästi näyttöä. Thorotrastia on käytetty joidenkin kirjalli-

18

suuslähteiden mukaan 20 000–100 000 potilaan röntgentutkimuksis-sa, kun taas toiset lähteet puhuvat miljoonista tutkimuksista. Aineenkäytöstä Suomessa ei ole tarkkaa tietoa.

Alkuaikoina angiografiakuvauksissa saatiin yksi kuva varjoaineruis-kutusta kohden. Vuonna 1948 Schönander kehitti angiografioita var-ten kasetinvaihtajan, jonka kuvanopeus oli 1,5 kuvaa sekunnissa.Vuonna 1953 markkinoille tuli filminvaihtaja, jolla kuvanopeus oli 6kuvaa sekunnissa. Tällöin tuli käyttöön myös aiempaa oleellisesti vä-hemmän vaarallinen Seldingerin katetrisaatiotekniikka, jossa angio-grafiakatetri viedään suonen sisälle varjoaineruiskutusta varten. Ny-kyiset jodipitoiset varjoaineet ovat ei-ionimuotoisina yhdisteinä aiem-pia vähemmän toksisia. Angiografiatutkimuksista aiheutuvat vakavatkomplikaatiot ovatkin nykyään harvinaisia.

Nykyisin yleisesti käytetyn verisuonten kuvaustekniikan, subtraktioan-giografian perusajatus esitettiin vuonna 1900. Ensimmäinen mammo-grafiakuva esitettiin vuonna 1913. Aksiaalileikekuvauksen periaateesitettiin vuonna 1917. Tietokonetomografialaitteen prototyyppi val-mistui vuonna 1972 ja ensimmäinen kaupallinen tuote 1973. Tietoko-netomografiaa pidetään Röntgenin keksinnön jälkeen suurimpana ra-diologian edistysaskeleena. Hounsfield ja Cormack saivat tähän liitty-västä työstä Nobelin palkinnon vuonna 1979. Suomeen hankittiinensimmäinen tietokonetomografialaite vuonna 1978. Vuoden 2003lopulla niitä oli Suomessa käytössä 73 kappaletta.

Röntgenlaitteiden ja niiden käyttösovellusten kehityksen loppua ei olenäkyvissä. 80-luvun alussa tehtiin ennusteita, joiden mukaan ultraää-ni- ja magneettikuvaukset sekä kuituoptiikan avulla tehtävät tähystys-tutkimukset syrjäyttäisivät suurelta osin muut kuin luuston röntgentut-kimukset vuoteen 2000 mennessä. Ruoansulatuskanavan osalta kävi-kin näin. Useiden sisäelinten osalta röntgentutkimusten merkitys ontietokonetomografiatutkimuksia lukuun ottamatta vähentynyt, mutta lä-pivalaisuohjauksessa tehtävät hoitotoimenpiteet ovat lisääntyneet. Ta-vanomaiset perusröntgentutkimukset ovat säilyttäneet tärkeän asemansaterveydenhuollossa.

1.3 Röntgensäteily

Röntgensäteily on sähkömagneettista säteilyä, joka eroaa esimerkik-si radioaalloista ja näkyvästä valosta vain aallonpituudeltaan. Radio-

19

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

logiassa röntgensäteilyä kuvaillaan tavallisesti sen kvanttien (foto-nien) energian avulla, mutta sama tieto voidaan tietysti ilmaista myössäteilyn aallonpituuden tai värähtelytaajuuden avulla. Näiden väli-nen yhteys on

, (1.1)

missä E tarkoittaa fotonin energiaa, ν värähtelytaajuutta ja λ aallonpi-tuutta; h on Planckin vakio ja c valon nopeus.

Röntgendiagnostiikassa käytettävien fotonien energia on tyypillisesti10–150 keV (kiloelektronivolttia). Monien radioaktiivisten aineidengammasäteilyn kvanttienergia on paljon suurempi, jopa useita mega-elektronivoltteja (MeV), ja siksi usein ajatellaan, että gammasäteily onläpitunkevampaa kuin röntgensäteily. Näin ei kuitenkaan välttämättäole, vaan säteilyn läpitunkevuus (kovuus1) riippuu sen kvanttien ener-giasta. Röntgen- ja gammasäteily poikkeavat toisistaan vain syntyta-pansa perusteella, mutta molemmat koostuvat samanlaisista kvanteis-ta. Käytännön erona on myös se, että gammasäteilyn spektri koostuujoskus yhdestä, mutta useimmiten muutamasta erillisestä kvanttiener-giasta, kun taas röntgensäteilyn (jarrutussäteilyn) spektri on jatkuva.Jos tarkastellaan moneen kertaan sironnutta säteilyä, tämä ero spekt-reissä voi kuitenkin olla pieni.

Sähköisesti synnytetyn röntgensäteilyn turvallinen käyttö on ainakinperiaatteessa yksinkertaista radioaktiivisten aineiden käyttöön verrat-tuna, koska röntgenputki voi tuottaa säteilyä vain, kun sille on kytkettysuurjännite. Säteily loppuu välittömästi, kun sähköisen tehon syöttölopetetaan.

Röntgensäteilyn syntyminen

Tavallisin tapa tuottaa röntgensäteilyä on antaa suurinopeuksisten elekt-ronien törmätä aineeseen, jolloin osa elektronien energiasta vapautuuröntgensäteilynä. Röntgendiagnostiikassa säteilyn tuottamiseen käyte-tään yleensä röntgenputkea ja -generaattoria. Säteily syntyy röntgen-

1 Läpitunkevuutta luonnehditaan usein sanomalla säteilyä kovaksi tai pehmeäksi. Kovan sätei-lyn kvanttien energia on suuri ja ne läpäisevät ainekerroksia hyvin. Säteily on pehmeää, jos senkvanttien energia on pieni ja läpäisykyky huono.

20

putkessa, jolle generaattori antaa tarvittavan sähköisen tehon. Näitäröntgenlaitteen keskeisimpiä komponentteja kuvataan tarkemmin lu-vuissa 1.4 ja 1.5. Hyötykäyttöön tarkoitettu röntgensäteily synnyte-tään yleensä sähköisesti, mutta on syytä muistaa, että sähkömagneet-tista säteilyä syntyy aina, kun varauksiset hiukkaset joutuvat kiih-tyvään liikkeeseen. Röntgensäteilyä syntyy erityisesti silloin, kunsuurienergiset varauksiset hiukkaset hidastuvat nopeasti. Röntgen-säteily on siksi otettava huomioon, kun suunnitellaan ja valmistetaanlaitteita, joissa käytetään suurjännitettä elektronien kiihdyttämiseen.Tällaisia laitteita ovat muun muassa televisiot, näyttöpäätteet ja elekt-ronimikroskoopit.

Röntgensäteilyn tuotto on tehokasta, kun varauksiset hiukkaset ovatkevyitä, esimerkiksi elektroneja, ja kun niiden hidastuminen tapahtuuaineessa, jonka atomien järjestysluku on suuri. Sen takia röntgensätei-ly on otettava huomioon myös esimerkiksi beeta-aktiivisten aineidensäteilysuojuksia suunniteltaessa. Mikäli energeettiset beetahiukkasetpysäytetään raskaassa alkuaineessa, syntyy runsaammin röntgensätei-lyä kuin jos ne pysäytetään keveistä alkuaineista koostuvassa suojuk-sessa. Röntgensäteilyn syntyminen ei ole samanlainen ongelma esi-merkiksi alfa-aktiivisten aineiden suojuksissa, koska tietyn energianomaavalla alfahiukkasella on paljon pienempi nopeus kuin samaener-gisellä elektronilla, eivätkä törmäysten aiheuttamat nopeuden muutok-set ole yhtä suuria.

Muitakin samankaltaisia säteilyn lähteitä kuin röntgenputki on ole-massa. Säteilyä (synkrotronisäteilyä) syntyy esimerkiksi synkrotronis-sa, jossa suurienergisten elektronien liikesuunta muuttuu magneetti-kentän takia. Erittäin lyhytkestoisia (~ 1 ps) ja pieneltä fokusointialu-eelta (~ halkaisijaltaan millimetrin sadasosia) lähteviä säteilypulssejavoidaan myös tuottaa suuritehoisilla (~ TW) laserpulsseilla aiheutetussaplasmassa. Näitä säteilyn tuottotapoja on kuitenkin käytetty vain ko-keellisessa röntgenkuvauksessa, eikä niillä ainakaan toistaiseksi olekliinistä merkitystä.

Sädehoidossa käytetään röntgensäteilyä, joka nykyisissä hoitolaitteis-sa tuotetaan yleensä hiukkaskiihdyttimen avulla. Elektronit kiihdyte-tään usean megaelektronivoltin liike-energiaan ja niiden annetaan tör-mätä metalliseen kohtioon. Säteilyn syntymisen periaate on sama kuintavanomaisessa röntgenputkessakin, mutta käytettävän suuren energi-an takia säteilyn monet ominaisuudet ovat erilaiset. Sädehoidossa kiih-dyttimien avulla tuotettua suurienergista röntgensäteilyä kutsutaan

21

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

usein fotonisäteilyksi, jotta sitä ei sekoitettaisi vanhemmantyyppis-ten röntgenhoitolaitteiden säteilyyn. Sädehoidon laitteita käsitellääntarkemmin luvussa 2.3.

Kun röntgenputken anodin ja katodin väliin kytketään suurjännite (put-kijännite), sähkökenttä vetää katodilta irtoavat elektronit anodille (rönt-genputken kohtiolle), johon ne törmäävät putkijännitteen suuruudesta(röntgendiagnostiikassa noin 25–150 kV) riippuen noin 0,3–0,6 kertai-sella valon nopeudella. Sädehoitolaitteissa kohtioon törmäävän elektro-nin nopeus voi olla jo lähes valon nopeus. Elektronien röntgenputkessasaama liike-energia on verrannollinen kiihdytyksessä käytettävään jän-nitteeseen, ja sen suuruus kiloelektronivoltteina nähdään suoraan jännit-teestä: esimerkiksi 60 kV jännitteellä kiihdytettyjen elektronien liike-energiaksi tulee 60 keV. Putkessa kiihdytettyjen elektronien määrää ai-kayksikköä kohti kuvataan röntgenputken läpi kulkevalla sähkövirralla,anodi- eli putkivirralla.

Anodiin törmätessään elektronit menettävät nopeasti liike-energiaansa.Röntgendiagnostiikassa käytettävillä putkijännitteillä tämä tapahtuu muu-taman tuhannes- tai sadasosamillimetrin paksuisessa kerroksessa ano-din pinnalla. Elektronien hidastuessa pieni osa niiden vuorovaikutuk-sista anodin atomien kanssa johtaa elektronien liike-energian vapautu-miseen röntgensäteilynä, kun elektroni siroaa atomiytimen sähkökentästäja muuttaa suuntaansa. Valtaosa elektronien liike-energiasta muuntuukuitenkin lämpöenergiaksi näiden elektronien ja niiden aineesta irrotta-mien sekundaarielektronien törmäillessä anodin atomeihin ja luovutta-essa niille liike-energiaa. Röntgenputken hyötysuhdetta pienentää edel-leen se, että säteilyä lähtee kaikkiin suuntiin2, mutta siitä käytetäänhyväksi vain pieneen avaruuskulmaan suuntautuva osa, kuvaukseenkäytettävä säteilykeila. Sädehoitokiihdyttimien avulla tuotettu röntgen-säteily suuntautuu eteenpäin elektronien kulkusuunnan mukaiseksikapeaksi keilaksi, ja käytettävä säteily otetaankin laitteesta kohtion läpi.Näissä laitteissa käytettävillä suurilla energioilla röntgensäteilyn tuottoon paljon tehokkaampaa kuin röntgenputkea käytettäessä.

2 Kun elektronin energia on pieni, syntyvä jarrutussäteily on voimakkainta elektronin kulku-suuntaan nähden kohtisuorissa suunnissa. Kun elektronin energia kasvaa, siirtyy säteilyn in-tensiteettimaksimi kohti elektronin kulkusuuntaa. Tällä on käytännön merkitystä vain silloin kunkohtio on niin ohut, että elektronit vuorovaikuttavat siinä tyypillisesti enintään kerran ennenkuin läpäisevät kohtion. Käytännössä röntgenputken anodi on niin paksu, että siihen törmää-vät elektronit pysähtyvät vasta sirottuaan lukemattomia kertoja, ja säteilyä syntyy siksi kaikkiinsuuntiin likimain yhtä paljon. Anodi itse kuitenkin varjostaa omaa säteilyään. Tämän vuoksiröntgenputkesta tulevaa säteilyä on vähemmän niissä suunnissa, joiden muodostama kulmaanodin pinnan suhteen on pieni (niin sanottu Heel-efekti).

22

3 Yhtälössä (1.2) on säteilyn spektri esitetty säteilytehon derivaattana energian suhteen, dP/dE.Yhtälöt (1.2) ja (1.3) voidaan kirjoittaa samanmuotoisina myös käyttämällä säteilytehon sijastaenergiakertymänopeutta ψ. Tavallisesti röntgenspektrit esitetään kuitenkin fotonien kertymänΦ tai kertymänopeuden ϕ derivaattana energian suhteen, eli fotonikertymän tai fotonikerty-mänopeuden energiajakaumana (dψ /dE = E·dϕ /dE = E·ϕ (E)).

Röntgensäteily voidaan jakaa syntytapansa perusteella jarrutussätei-lyyn ja karakteristiseen röntgensäteilyyn. Jarrutussäteilyä syntyy elekt-ronien liike-energian nopeasti pienentyessä ja karakteristista säteilyäanodin atomien elektroniverhoon syntyneiden viritystilojen purkaan-tuessa. Yksinkertaistetun fysikaalisen mallin mukaan paksussa kohti-ossa (kuten röntgenputken anodissa) syntyvän jarrutussäteilyn spekt-riä voidaan approksimoida yhtälöillä

Tässä E on fotonien energia, P säteilyteho ja C vakio. Z merkitseeanodimateriaalin alkuaineen järjestyslukua, I röntgenputken putkivir-taa ja E

m elektronien röntgenputkessa saamaa liike-energiaa: E

m = eU,

missä e on elektronin varaus ja U putkijännite. Säteilyn spektri on jat-kuva, ja suurin mahdollinen fotonin energia on E

m. Tällainen fotoni

syntyy, mikäli anodiin törmäävän elektronin koko liike-energia vapau-tuu fotonina yhdessä ainoassa vuorovaikutuksessa. Tällaisia vuorovai-kutuksia tapahtuu vain vähän. Suurin osa jarrutussäteilyn energiastapainottuu pienille fotonienergioille3.

Integroimalla yhtälö (1.2) nähdään, että syntyvän röntgensäteilyn sä-teilytehoa voidaan arvioida yhtälöstä

(1.3)

missä k (= Ce²/2) on vakio. Tämän mukaan säteilyn tuoton tehokkuuskasvaa anodimateriaalin järjestysluvun ja putkijännitteen kasvaessa.Säteilyn intensiteettiä voidaan säätää jännitteen ja putkivirran avulla.Virran muuttaminen ei vaikuta säteilyn spektrin muotoon, vaan aino-

(1.2)

23

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

astaan emittoituneiden fotonien lukumäärään, kun taas jännitteenmuuttaminen muuttaa myös röntgensäteilyn spektriä. Käytännössäspektristä suodatetaan pois sen pehmein osa, ja siksi säteilyn inten-siteetin riippuvuus jännitteestä on yhtälössä (1.3) esitettyä voimak-kaampi. On myös syytä huomata, että yllä esitetyt yhtälöt kuvaavatkohtiossa syntyvää röntgensäteilyä. Osa säteilystä syntyy syvemmälläanodissa ja suodattuu jo tunkeutuessaan siitä ulos. Suodatusta käsitel-lään tarkemmin myöhemmin.

Kun röntgenputken jännite on riittävän suuri, törmäävät elektronitvoivat irrottaa elektroneja myös anodin atomien sisemmiltä kuoril-ta. Syntynyt viritystila purkaantuu yleensä siten, että kuorelle, joltaelektroni on irrotettu, siirtyy elektroni ylemmältä kuorelta. Atomiemittoi näiden kuorten energiaeron karakteristisen röntgensäteilynkvanttina. Röntgendiagnostiikassa on merkitystä ainoastaan K-kuo-reen liittyvällä karakteristisella säteilyllä. Muiden kuorien virityk-sistä syntyvien fotonien energiat ovat yleensä niin pieniä, etteivätne pysty tunkeutumaan röntgenputken ulkopuolelle. Poikkeukse-na tästä on volframianodinen röntgenputki, jonka säteilyikkuna ontehty pehmeää säteilyä hyvin läpäisevästä berylliumista ja jossa eiole muuta säteilyn suodatusta. Tällaisen putken säteilyssä voi ollamerkittävästi volframin karakteristista L-säteilyä, jonka kvanttiener-giat ovat 8,3–11,3 keV. Diagnostiikkalaitteissa L-säteily kuitenkinpoistetaan suodattimen avulla. Tällöin on kuitenkin syytä varmis-tua, että suodatusta ei tehdä yksinomaan materiaalilla, jonka K-absorptioreuna on lähellä arvoa 10 keV, koska tällainen suodatinpäästää huomattavan osan volframin L-säteilystä lävitseen. Tällai-nen materiaali on esimerkiksi kupari, jonka K-absorptioreunanenergia on noin 9 keV. Tavanomaisen röntgenputken ominaissuo-

TTTTTAULUKKO 1.1 Röntgendiagnostiikkaputkissa käytettävien anodimateriaalien K–kuorenAULUKKO 1.1 Röntgendiagnostiikkaputkissa käytettävien anodimateriaalien K–kuorenAULUKKO 1.1 Röntgendiagnostiikkaputkissa käytettävien anodimateriaalien K–kuorenAULUKKO 1.1 Röntgendiagnostiikkaputkissa käytettävien anodimateriaalien K–kuorenAULUKKO 1.1 Röntgendiagnostiikkaputkissa käytettävien anodimateriaalien K–kuorenabsorptioreuna absorptioreuna absorptioreuna absorptioreuna absorptioreuna KKKKKabsabsabsabsabs ja tähän kuoreen liittyvät karakteristisen röntgensäteilyn energiat ja tähän kuoreen liittyvät karakteristisen röntgensäteilyn energiat ja tähän kuoreen liittyvät karakteristisen röntgensäteilyn energiat ja tähän kuoreen liittyvät karakteristisen röntgensäteilyn energiat ja tähän kuoreen liittyvät karakteristisen röntgensäteilyn energiat

Nämä karakteristisen K-säteilyn piikit ilmaantuvat spektriin, kun kohtioon törmäävien elekt-ronien liike-energia on suurempi kuin Kabs.

24

datus on kuitenkin niin suuri, että tähän ei yleensä tarvitse kiinnit-tää huomiota.

Jotta säteilyn tuotto olisi tehokasta, on anodin pinnan oltava ainetta,jonka alkuainejärjestysluku on mahdollisimman suuri. Volframi tai vol-framin ja reniumin seos (esimerkiksi 90 % W, 10 % Re) ovat tavallisim-pia anodimateriaaleja. Mammografiassa, rintojen röntgenkuvauksessa,käytetään tavallisesti röntgenputkia, joiden anodi on tehty molybdee-nista, mutta myös volframi- ja rodiumanodisia mammografiaröntgen-putkia on käytössä. Molybdeeni- ja rodiumanodien käyttö perustuunäiden alkuaineiden volframia pienempään K-elektronikuoren sidos-energiaan ja syntyvän karakteristisen säteilyn hyväksikäyttöön. Yleen-sä karakteristisen säteilyn osuus koko spektristä on kuitenkin vähäi-nen, eikä sillä röntgendiagnostiikassa ole kovin suurta merkitystä sä-teilyn ominaisuuksiin.

Röntgensäteilyn spektriin voidaan vaikuttaa röntgenputken anodi-materiaalin valinnalla, putkijännitteellä ja säteilykeilan suodatuksella.Anodimateriaalin pääasiallinen vaikutus spektriin on karakteristisessasäteilyssä. Sen piikit ilmaantuvat, kun elektroneille röntgenputkessasyötetty liike-energia ylittää anodimateriaalin K-absorptioreunan ener-gian. Kun jännite edelleen kasvaa, karakteristisen säteilyn piikit kas-vavat suuremmiksi. Anodimateriaali vaikuttaa jonkun verran myösjarrutussäteilyn spektrin muotoon, koska kaikki säteily ei synnyaivan anodin pinnalla, vaan osa kvanteista joutuu tunkeutumaan pie-nen matkan anodimateriaalin läpi, jolloin osa niistä absorboituu ano-dimateriaalille ominaisella tavalla. Tästä syystä säteilyn spektri riip-puu myös röntgenputken anodikulmasta ja tarkastelusuunnasta:säteily on kovempaa suunnassa, jonka muodostama kulma anodinpintaan nähden on pienempi. Kuvassa 1.2 on esitetty tyypillisiä diag-nostisen röntgensäteilyn spektrejä, joista ilmenee spektrin muuttu-minen ja karakteristisen säteilyn lisääntyminen putkijännitteen kas-vaessa.

Säteilyn suodatusta käytetään poistamaan röntgensäteilystä sen pie-nienergisimmät kvantit, jotka muutoin absorboituisivat potilaaseenosallistumatta merkittävästi kuvanmuodostukseen. Suodatus toteute-taan asettamalla sopivasta materiaalista valmistettu levy röntgenput-ken ikkunan eteen, jolloin tämä suodatin absorboi säteilystä pieni-energiset kvantit ja päästää suurempienergiset kvantit lävitseen.Alumiini on tavallisin valinta suodattimen materiaaliksi. Kupari on eri-tyisen käyttökelpoinen suodatinmateriaali silloin, kun säteilyä pyri-

25

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

� �� �� �� �� ��

������� � ������� ���

�� �� �� �� ���

� � ���������������

� �

� �

� �

� �

� �

����� �����

������

���

� ��

���

���

���

KUVA 1.2 Erilaisilla putkijännitteillä tuotetun röntgensäteilyn spektrejäKUVA 1.2 Erilaisilla putkijännitteillä tuotetun röntgensäteilyn spektrejäKUVA 1.2 Erilaisilla putkijännitteillä tuotetun röntgensäteilyn spektrejäKUVA 1.2 Erilaisilla putkijännitteillä tuotetun röntgensäteilyn spektrejäKUVA 1.2 Erilaisilla putkijännitteillä tuotetun röntgensäteilyn spektrejä

Kunkin spektrin suurin energia vastaa käytettyä putkijännitettä. Spektrit on normitettu siten,että niiden alle jäävä pinta-ala (fotonikertymä) vastaa samaa putkivirran ja säteilytysajan tu-loa (mAs). 80 kV ja 100 kV jännitteillä mitatuissa spektreissä nähdään anodimateriaalin (W jaRe) karakteristiset piikit (reniumin pitoisuus anodissa on pieni, ja kuvassa erottuu vain senKα1-säteily). Röntgenputken suodatus 3 mm Al, anodikulma 12o ja jännitteet 60 kV, 80 kV ja 100kV. Jännitteen aaltoisuus on alle kolme prosenttia.

tään suodattamaan voimakkaasti. Samaan suodatusvaikutukseen pää-semiseksi tarvittavan kuparikerroksen paksuus on vain noin kolmas-kymmenesosa sitä vastaavan alumiinikerroksen paksuudesta. Tällai-sen kuparikerroksen aiheuttama säteilyn vaimennus on pienempikuin sitä suodatusvaikutukseltaan vastaavan alumiinipaksuuden:kuparin käyttö alumiinin sijasta kasvattaa saatavissa olevaa annos-nopeutta ja tekee siksi esimerkiksi lyhyemmän kuvausajan mahdol-liseksi. Suodatinmateriaaliksi saatetaan myös valita aineita, joidenjärjestysluku on alumiinia ja kuparia suurempi, kuten molybdeeni,samarium tai gadolinium. Tällaisia suodattimia sanotaan usein K-reunasuodattimiksi, koska niillä pyritään muokkaamaan myös rönt-genspektrin suurienergistä päätä suodattimen fotosähköisen absorp-tion K-reunan avulla (katso myöhempi teksti tässä luvussa). K-reuna-suodattimet ovat tavanomaisessa käytössä vain mammografiassa, jossausein käytetään molybdeenianodista röntgenputkea ja ohutta molyb-deenisuodatinta. Näin korostetaan molybdeenin karakteristisen sätei-lyn osuutta spektrissä ja vaimennetaan spektrin suurienergistä päätä,jolloin kuvan kontrasti kasvaa. Joissakin mammografialaitteissa käyte-tään rodiumanodista putkea ja rodiumsuodatusta, jolloin karakteristi-sen säteilyn energia on hieman suurempi (katso taulukko 1.1) ja sopii

26

paremmin paksujen rintojen kuvaamiseen. Joissakin mammografialait-teissa käytetään myös muita K-reunasuodattimia volframianodisen put-ken kanssa.

Röntgenlaitteissa on usein kiinteästi asennetut suodattimet, jollointutkimusta tehtäessä spektriin voidaan vaikuttaa vain putkijännit-teellä. Käytännön työssä säteilyn laatua kuvataankin tavallisimmin(tosin epätäsmällisesti) ilmoittamalla pelkästään putkijännite. Toinenepätäsmällinen mahdollisuus on kuvailla säteilyä sen läpitunkevuu-den avulla: diagnostisen röntgensäteilyn kovuus määritetään useinmittaamalla sen ainekerroksen paksuus, joka tarvitaan pienentämäänsäteilyn annosnopeus4 puoleen alkuperäisestä arvostaan. Tätä pak-suutta kutsutaan puoliintumispaksuudeksi (HVL, Half Value Layer,tai HVT, Half Value Thickness). Sen arvo on röntgendiagnostiikassa0,2–7 mm alumiinia, jännitteestä ja suodatuksesta riippuen. PelkänHVL:n antama tieto säteilyn ominaisuuksista on kuitenkin hyvin va-javainen ja esimerkiksi yliarvioi röntgensäteilyn vaimenemista pak-summissa ainekerroksissa. Tämä johtuu siitä, että kukin vaimentavakerros absorboi pienienergisiä kvantteja enemmän kuin suurienergi-sia: säteily suodattuu samalla kun se vaimenee. Jos HVL:n lisäksiilmoitetaan myös jännite ja anodimateriaali, saadaan tavanomainenröntgenspektri kuitenkin määritellyksi riittävän tarkasti useimpiintarkoituksiin. HVL:n mittaamisesta ja käytöstä on kerrottu tarkemminluvussa 1.13.

Röntgensäteilyn fysikaaliset ominaisuudet

Kvanttimekaniikan mukaan kaikilla hiukkasilla on sekä hiukkas-että aalto-ominaisuuksia. Tämä ilmiö on erityisen selvä fotoneilla. Kunfotonin energia on pieni, kuten radiotaajuisella säteilyllä, sen aalto-ominaisuudet dominoivat. Kun fotonin energia on suuri, sen hiukkas-ominaisuudet korostuvat. Röntgensäteilyn kvanttienergiat ovat niinsuuria, että röntgendiagnostiikan fysiikan ymmärtämiseksi riittääyleensä ajatella röntgensäteilyn koostuvan yksittäisistä hiukkasista,fotoneista. Kukin fotoni etenee suoraviivaisesti, kunnes se kokee sat-tumanvaraisen vuorovaikutuksen aineen kanssa, jolloin se absorboi-tuu tai siroaa. Sironnan jälkeen fotoni jatkaa muuttuneella energiallaetenemistään uuteen suuntaan, kunnes se kokee uuden vuorovaiku-

4 Annossuureena käytetään yleensä ilmaan absorboitunutta annosta tai ilmakermaa (annos-suureita on käsitelty tämän kirjasarjan 1. osan ”Säteily ja sen havaitseminen” luvussa 2).

27

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

tuksen. Näin jatkuu kunnes fotoni absorboituu tai poistuu aineestalopullisesti. Mikäli fotoni läpäisee aineen vuorovaikuttamatta senkanssa, on aineen kannalta samantekevää, onko fotonia ylipäätäänedes tullut, esimerkiksi biologisille systeemeille ei aiheudu röntgen-säteilystä mitään vaurioita ilman fotonin ja biologisen materiaalinvuorovaikutuksessa tapahtuvaa energianluovutusta.

Valtaosa röntgensäteilyn aineeseen aiheuttamista lukuisista ionisaa-tio-, viritys- ja molekyylisidosten katkeamistapahtumista ei synny suo-raan fotonien ja aineen välisistä vuorovaikutuksista, vaan näissä vuo-rovaikutuksissa irronneiden sekundaarielektronien kautta. Fotoninalun perin yhdessä vuorovaikutuksessa yhdelle elektronille luovut-tama energia jakaantuu tämän elektronin ja aineen muiden elektro-nien sähköisissä vuorovaikutuksissa suurelle elektronijoukolle. Ku-kin fotonin vuorovaikutus aineessa synnyttää siten vuorovaikutus-kohdan lähelle suuren määrän ionisoituneita ja virittyneitä atomeita,mikä aiheuttaa muun muassa biologiseen kudokseen kohdistuvanvahingon tai säteilynilmaisimen loisteaineessa näkyvän valontuikah-duksen. Valtaosa absorboituneesta energiasta muuttuu kuitenkinväliaineen lämmöksi. Säteilyn aiheuttamalla lämmön nousulla eiyleensä ole juurikaan käytännön merkitystä: esimerkiksi kymmenengrayn annos nostaa elimistön lämpötilaa vain muutamalla asteen tu-hannesosalla, vaikka tällainen ihmisen koko kehon annos on suurel-la todennäköisyydellä tappava.

Vaikka fotonien vuorovaikutukset tapahtuvatkin täysin satunnai-sesti, ei tämä sattumanvaraisuus yleensä näy mittauksissa: kvant-teja on tyypillisessä mittaustilanteessa niin paljon, että makro-skooppiset mitattavat ilmiöt näyttävät tapahtuvan ilman satunnais-vaihtelua. Tähän tilanteeseen on kuitenkin tärkeitä poikkeuksia.Esimerkiksi röntgenkuvissa oleva kohina aiheutuu yleensä pääasi-assa kuvareseptorilla havaittujen kvanttien lukumäärän satunnai-sesta vaihtelusta, jota kutsutaan kvanttikohinaksi. Toisena esimerk-kinä voidaan mainita pienestä säteilyaltistuksesta aiheutuvat mah-dolliset biologiset haittavaikutukset: syöpä ja geneettiset vauriot.Solun perimään syntyvän tietyn vaurion aiheutuminen on jo säteilynja aineen vuorovaikutusten satunnaisuuden takia sattumanvarainentapahtuma.

Röntgensäteilyn fotonien aalto-ominaisuudet ovat niiden vuorovaiku-tuksista selvimmin näkyvissä koherentissa sironnassa (Rayleighin si-ronta), jossa fotonin energia säilyy lähes muuttumattomana sen sirotes-

28

sa atomin elektroniverhosta tai jopa suuremmasta ainekokonaisuudesta,kuten molekyylistä tai kidehilasta. Koherentin sironnan todennäköi-syys (sen vaikutusala) pienenee nopeasti, kun kvantin energia kasvaa,eikä se millään röntgensäteilyn energialla ole läheskään pääasiallinenaineen ja säteilyn välinen vuorovaikutusmekanismi. Monissa tarkaste-luissa koherenttia sirontaa ei tarvitse edes huomioida siksi, että siinä eikäytännössä tapahdu energian absorptiota aineeseen ja sirontakulmat-kin ovat yleensä pieniä. Raskaissa alkuaineissa, ja biologisissakin mate-riaaleissa pienillä fotonienergioilla, se on kuitenkin merkittävin si-rontaprosessi, ja siksi on tärkeää ottaa se huomioon tarkasteltaessakvanttien kulkeutumista potilaassa tai kuvareseptorille tulevaa siron-nutta säteilyä. Joitakin koherenttia sirontaa hyödyntäviä kokeellisiakuvausmenetelmiä on myös esitetty ainakin tietokonetomografiaan jamammografiaan. Nämä menetelmät eivät kuitenkaan ainakaan tois-taiseksi kuulu käytännön röntgendiagnostiikkaan, eikä niitä tässäenempää käsitellä.

Röntgendiagnostiikan energia-alueella on koherentin sironnan li-säksi kaksi muuta sitä tärkeämpää vuorovaikutustyyppiä: Compto-nin sironta (epäkoherentti sironta) ja fotosähköinen absorptio. Comp-tonin sironnaksi kutsutaan fotonin siroamista vapaasta elektronis-ta, jolloin fotonin energia ja suunta muuttuvat. Aineessa olevatelektronit eivät tarkasti ottaen ole vapaita, mutta niiden sidosener-gia on röntgensäteilyn kvanttienergiaan verrattuna yleensä mitätön(poikkeuksena raskaiden alkuaineiden sisimmät elektronit), ja tämäaiheuttaa vain pienen muutoksen vapaasta elektronista tapahtuvaansirontaan verrattuna. Myös Comptonin sironnan vaikutusala piene-nee fotonin energian kasvaessa, mutta paljon hitaammin kuin ko-herentin sironnan. Röntgendiagnostiikassa merkittävillä fotoniener-gioilla Comptonin sironta onkin merkittävin sirontaprosessi ja noin30 kiloelektronivolttia suuremmilla kvanttienergioilla tärkein vuo-rovaikutusmekanismi pehmytkudoksessa. Luu koostuu alkuaineis-ta, joiden järjestyluku on korkeampi kuin pehmytkudoksessa. Fo-tosähköinen absorptio on luussa tärkein vuorovaikutus muutamankymmenen kiloelektronivoltin energioihin saakka. Lyijyssä, jota ylei-sesti käytetään säteilysuojien materiaalina, fotosähköinen absorp-tio dominoi noin 500 keV energiaan saakka.

Fotosähköisessä absorptiossa fotoni häviää, ja sen energia siirtyy elekt-ronille; elektronin sidosenergian ylittävä osuus menee elektronin lii-ke-energiaksi. Tämä vuorovaikutus on mahdollinen, kun fotonin ener-gia on suurempi kuin elektronin sidosenergia. Myös fotosähköisen

29

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

absorption vaikutusala pienenee fotonin energian kasvaessa, kun-han vain fotonin energia on atomin kaikkien elektronien sidosener-giaa suurempi. Tämä on tilanne diagnostiikan energia-alueella ke-vyiden alkuaineiden osalta. Näiden aineiden kaikkien elektroniensidosenergia on niin pieni, että niistä jokainen kykenee ottamaanosaa fotosähköiseen vuorovaikutukseen. Tilanne on toinen raskaillaalkuaineilla, joiden L- ja K-kuorien elektronien sidosenergiat (L- jaK-absorptioreunat) ovat suurempia. Tällaisten aineiden fotosähköi-sen ilmiön vaikutusala kasvaa hyppäyksellisesti, kun elektronikuo-ren sidosenergia ylitetään. Vaikutusalan kasvu on huomattavastisuurempi kuin kuorella olevien elektronien määrästä voisi olettaa;fotosähköinen vuorovaikutus tiukasti sidotun elektronin kanssa ontodennäköisempi kuin löyhästi sidotun. Siksi fotosähköisen absorp-tion todennäköisyys kasvaa nopeasti myös alkuaineen järjestysluvunkasvaessa.

Energian absorption jälkeen atomi jää viritettyyn tilaan ja palaa pe-rustilaansa emittoimalla karakteristisen röntgensäteilyn fotoneita taiAugerin elektroneja. Augerin elektronit ja keveiden alkuaineiden(pienienerginen) karakteristinen säteily absorboituvat lähelle lähtö-paikkaansa, mutta painavampien alkuaineiden karakteristinen sä-teily, jonka kvanttienergia voi olla kymmeniä kiloelektronivoltteja,saattaa edetä pitkälle. On syytä huomata, että karakteristisen säteilynkvanttienergiat ovat hieman pienemmät kuin kuin niitä vastaavanabsorptioreunan energia. Siksi aine onkin melko hyvin läpäisevääomille K-kvanteilleen.

Energialtaan megaelektronivolttien luokkaa olevat fotonit vuorovai-kuttavat aineen kanssa myös muilla tavoilla kuin yllä on esitetty. Pa-rinmuodostus (elektroni-positroniparin syntyminen) tulee mahdolli-seksi, kun fotonin energia on suurempi kuin 1,022 MeV ja foto-ydinreaktiot tätä suuremmilla energioilla. Näistä vuorovaikutuksistakerrotaan tarkemmin tämän kirjasarjan 1. osassa ”Säteily ja sen ha-vaitseminen”.

Vuorovaikutusten todennäköisyyttä kuvataan vaikutusalalla, mas-savaimennuskertoimella tai matkavaimennuskertoimella (katso kir-jasarjan 1. osa). Mitä niistä käytetään, riippuu tilanteesta, muttakaikki ilmaisevat pohjimmiltaan saman asian. Vaikutusala (σ ) mi-tataan atomia tai muuta hiukkasta kohden. Matkavaimennuskertoi-messa (µ) otetaan lisäksi huomioon atomien määrä tilavuusyksik-köä kohden. Massavaimennuskerrointa (µ/ρ) käytettäessä voidaan

30

helposti ottaa huomioon aineen tiheys (ρ): matkavaimennuskerroinsaadaan yksinkertaisesti kertomalla massavaimennuskerroin aineentiheydellä. Kemiallisen yhdisteen massavaimennuskerroin µ/ρ saa-daan laskettua helposti siinä olevien alkuaineiden massavaimen-nuskertoimista

KUVA 1.3 (a) Lihaskudoksen jaKUVA 1.3 (a) Lihaskudoksen jaKUVA 1.3 (a) Lihaskudoksen jaKUVA 1.3 (a) Lihaskudoksen jaKUVA 1.3 (a) Lihaskudoksen ja(b) lyijyn matkavaimennusker-(b) lyijyn matkavaimennusker-(b) lyijyn matkavaimennusker-(b) lyijyn matkavaimennusker-(b) lyijyn matkavaimennusker-toimet röntgendiagnostiikantoimet röntgendiagnostiikantoimet röntgendiagnostiikantoimet röntgendiagnostiikantoimet röntgendiagnostiikanenergia-alueella sekä eri vuo-energia-alueella sekä eri vuo-energia-alueella sekä eri vuo-energia-alueella sekä eri vuo-energia-alueella sekä eri vuo-rovaikutuksista aiheutuvat kom-rovaikutuksista aiheutuvat kom-rovaikutuksista aiheutuvat kom-rovaikutuksista aiheutuvat kom-rovaikutuksista aiheutuvat kom-ponentitponentitponentitponentitponentit

Kuvista nähdään muun muassamatkavaimennuskertoimien pie-neneminen ja eri vuorovaikutus-ten todennäköisyyden muuttumi-nen energian kasvaessa. Huo-maa, että kuvien pystyakselit onpiirretty erilaisilla logaritmisillaskaaloilla: lyijy vaimentaa rönt-gensäteilyä huomattavastienemmän kuin lihaskudos. Epä-koherentti (Compton) sironta onmerkittävin vuorovaikutus lihas-kudoksessa 30 keV suuremmillaenergioilla, kun taas fotosähköi-nen absorptio dominoi lyijyssäkoko tarkastellulla energia-alu-eella. Fotosähköisen absorptiontapahtumisen todennäköisyyskasvaa lyijyssä yhtäkkiä monin-kertaiseksi, kun fotonin energiaylittää lyijyn K-absorptioreunanenergian 88 keV.

�����!������"#���� ������$�

�

� �� ��� ���

��

�

��

���

����

������

�����!������"#���� ������$�

�

� �� ��� ���

�����

���

��

�

��

������

��

%�

���

� � ���#!������"#���� ��

��& #'(�)�����%# �*��

� (�������#�� ���

+ �*� �#�� ���

� �

� � ���#!������"#,���� ��

��& #'(�)�����%# �*�� � (�������

#�� ���

+ �*� �#�� ���

31

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

, (1.4)

missä (µ(E)/ρ)i

tarkoittaa alkuaineen i massavaimennuskerrointa, wi

sen paino-osuutta yhdisteessä ja E fotonin energiaa. Tämä antaa kui-tenkin vain hyvän likiarvon todelliselle yhdisteen vaimennuskertoi-melle, koska se ei huomioi koherentin sironnan mahdollisuutta yhtäatomia suuremmista kokonaisuuksista. Kemiallisilla sidoksilla on vainmitätön vaikutus Comptonin sirontaan ja fotosähköiseen absorptioon.

Röntgensäteilyn vaimenemisominaisuudet määräytyvät sen energia-spektristä. Käytännön laskuissa röntgensäteilyn jatkuva spektri aihe-uttaa vain pienen eron gammasäteilyn tarkasteluun verrattuna. Esi-merkiksi monokromaattinen (yhdestä energiasta E koostuva säteily) vai-menee aineessa eksponentiaalisesti

, (1.5)

missä ϕd ja ϕ

0 ovat vaimentavan kerroksen takana ja ilman vaimenta-

vaa kerrosta mitattu fotonien kertymänopeus, d vaimentavan kerrok-sen paksuus ja µ(E) sen matkavaimennuskerroin. Samankaltainenyhteys saadaan monenenergisistä kvanteista koostuvan röntgensätei-lyn vaimenemisen ja vaimentavan materiaalin paksuuden välille. Sil-loin säteilyn kvanttienergiat otetaan huomioon integroimalla säteilynspektrin eli fotonien kertymänopeuden energiajakauman ϕ

0(E) yli

. (1.6)

Säteilyn vaimeneminen ei tässä tapauksessa enää ole vaimentimenpaksuuden funktiona eksponentiaalista, vaan säteilyn läpäistessä pe-räkkäisiä ainekerroksia sen kovuus kasvaa ja vaimeneminen hidas-tuu.

Samalla tavalla voidaan yleistää monien muidenkin monokromaatti-seen säteilyyn liittyvien suureiden laskeminen röntgensäteilylle.Huomattakoon, että yhtälöissä (1.5) ja (1.6) oletetaan, että jokainenvuorovaikutuksen kokenut kvantti poistuu säteilystä. Nämä yhtälöt ku-vaavat siksi säteilyn vaimenemista niin sanotun kapean keilan geo-metriassa. Jos säteilymittaus tehdään lähellä vaimentavaa ainekerrosta

32

(�(�"&�����- (� �

��� ��

�&���� ��#"�(�" �)�����#'���&.'

� �� ��

#����� ���''���.#�""&�&������! &������� ��&�#��"*"

(�(�"&����� �� �����#�&�

KUVA 1.4 Pyöriväanodisen röntgenputken rakenneKUVA 1.4 Pyöriväanodisen röntgenputken rakenneKUVA 1.4 Pyöriväanodisen röntgenputken rakenneKUVA 1.4 Pyöriväanodisen röntgenputken rakenneKUVA 1.4 Pyöriväanodisen röntgenputken rakenne

Röntgenputki suljetaan vaippaan (ei näy kuvassa), joka estää säteilyn pääsyn muualle kuinhyötykeilan suuntaan.

(niin sanottu leveän keilan geometria), on otettava huomioon myös ai-neessa syntynyt sekundaarisäteily; sironneen ja karakteristisen sätei-lyn mukaanotto laskentaan on kuitenkin matemaattisesti hankalaa. Hel-poimmin se käy Monte Carlo -menetelmällä, jossa laskennallisestisimuloidaan suuren fotonijoukon kulkeutumista aineessa. Säteilyn vai-mennuksen mittausta on käsitelty hieman tarkemmin luvussa 1.13.

1.4 Röntgenputki

Tyypillisen diagnostiikassa käytettävän röntgenputken rakenne on esi-tetty kuvassa 1.4. Myös muunlaisia röntgenputkia on käytössä, kutenesimerkiksi kiinteäanodisia ja hilaohjattuja röntgenputkia.

Röntgenputken kuori on tavallisimmin valmistettu lasista, ja sen sisäl-lä tyhjiössä ovat putken katodi ja anodi. Putken katodina on volframis-ta valmistettu hehkulanka, joka emittoi elektroneja sitä kuumennetta-essa. Hehkulangan lämpötilaa – ja elektronien emissiota – voidaansäätää hehkuvirran avulla. Röntgengeneraattori asettaa hehkuvirranoikeaan arvoonsa yleensä hieman ennen kuvauksen suoritusta. Sätei-lyn tuottoaikaa säädetään röntgenputken suurjännitteen kytkennänavulla. Kun suurjännite on kytkettynä, sähkökenttä vetää katodilta ir-ronneet elektronit anodille, johon ne törmäävät suurella nopeudella jasynnyttävät röntgensäteilyä. Putken tyhjiö mahdollistaa elektronisuih-kun vapaan kulun katodilta anodille ja suojaa katodin hehkulankaapalamiselta.

33

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

Röntgenputken katodin hehkulanka on upotettu katodissa olevaanuraan tai syvennykseen, jonka avulla elektronisuihku suunnataan ha-luttuun kohtaan anodilla, sähköiseen fokukseen. Tavallisesti diagnos-tiikkaputken katodissa on kaksi erilevyisen elektronisuihkun antavaahehkulankaa, jolloin käyttötarpeen mukaan voidaan valita joko iso taipieni fokus. Isoa fokusta käytettäessä röntgenputkelle voidaan syöttääiso teho ja saavuttaa lyhyt kuvausaika, mikä on oleellista kuvattaessaliikkuvia elimiä. Iso fokuskoko kuitenkin pienentää röntgenkuvan te-rävyyttä, mikä usein saattaa olla liikkeestä aiheutuvaa epäterävyyttämerkittävämpää. Fokuskoon valinta on näin ollen kompromissi geo-metrisen ja liike-epäterävyyden välillä. Myös käytettävä putkijänniteja -virta vaikuttavat jonkin verran fokuskokoon putken rakenteen li-säksi. Fokuksen nimelliskoko ilmoitetaan siksi tietylle jännitteen javirran yhdistelmälle. Nykyisissä röntgenputkissa tyypilliset fokuskootovat esimerkiksi 0,6 mm x 0,6 mm (pieni fokus) ja 1 mm x 1 mm (isofokus). Usein iso ja pieni fokus sijaitsevat eri kohdilla anodilautasta, jaanodikulma5 on pienempi pienen fokuksen kohdalla.

Kun elektronit osuvat anodille, valtaosa niiden liike-energiasta muun-tuu lämmöksi ja vain noin sadasosa röntgensäteilyksi. Röntgenkuva-uksessa röntgenputken läpi kulkevan elektronisuihkun anodille luo-vuttama teho on tyypillisesti kymmeniä kilowatteja6. Syötetty tehokohdistuu hyvin pienelle alueelle, sähköiseen fokukseen, jotenanodimateriaalin on kestettävä suuria lämpötiloja. Volframi on muunmuassa korkean sulamislämpötilansa (3 410 oC) ja järjestyslukunsa(Z = 74) vuoksi sopiva aine anodimateriaaliksi. Sitä käytetäänkin lä-hes kaikissa röntgendiagnostiikkaputkissa, lukuunottamatta mammo-grafialaitteita.

Röntgenputkien tehonsietoa on parannettu rakentamalla anodi viisto-pintaiseksi, pyöriväksi lautaseksi. Röntgendiagnostiikassa käytettävänröntgenputken anodikulma on tavallisesti 6–18 astetta, jolloin sähköi-sen fokuksen projektio säteilykeilan suunnassa, efektiivinen tai opti-nen fokus, on pituudeltaan vain 10–30 prosenttia sähköisen fokuksenpituudesta. Pyörittämällä anodilautasta nopeasti kuvauksen aikana saa-daan fokukseen kohdistuva teho jaetuksi ympyrämäiselle radalle (ter-minen fokus, fokusrata), mikä mahdollistaa suuren putkivirran käytön

5 Anodikulmalla tarkoitetaan röntgenputkesta otettavan säteilykeilan keskiakselin ja anodinpinnan välistä kulmaa.

6 Röntgenputken nimellisteho ilmaistaan yleensä 100 kV jännitteellä ja 0,1 s kuvausajalla. Josputken sallima suurin virta tällöin on esimerkiksi 500 mA, on putken teho 50 kW.

34

ilman anodin pinnan sulamista. Myös kiinteäanodisia röntgenputkiakäytetään edelleen joissakin pienitehoisissa röntgenlaitteissa, kutenesimerkiksi hammasröntgenlaitteissa. Kun röntgenputkien yhteydessäpuhutaan fokuksesta, tarkoitetaan yleensä optista fokusta, jonka kokoon tärkeä tekijä kuvan terävyyteen. Röntgenputkien fokuskoot vaihte-levat välillä 0,1–2 millimetriä, ja niitä kuvaillaan usein neliömäisinä.Tämä on kuitenkin vain yksinkertainen malli. Todellisuudessa optisenfokuksen intensiteettijakautuma on yleensä pikemminkin satulan muo-toinen. Se koostuu kahdesta voimakkaasta harjanteesta ja niiden väli-sestä pienemmän intensiteetin alueesta, eikä fokuksella ole tarkkojarajoja. Tällaisen fokuksen antaman kuvan terävyys on jonkin verranhuonompi kuin neliömäisellä fokuksella olisi.

Kun röntgenputkeen syötetään paljon energiaa, anodin tai koko putki-pään lämpötila saattaa nousta liian korkeaksi. Lämmönsiirto anodistaputkipäähän tapahtuu pääosin lämpösäteilyn avulla. Anodin lämpö-kapasiteettia on voitu kasvattaa tekemällä siitä melko suuri ja painava.Usein anodilautasen takaosan materiaalina käytetään volframia tehok-kaampia lämmön varaajia, kuten molybdeeniä tai grafiittia. Raskaassakäytössä olevien röntgenputkien vaipat voidaan varustaa tuulettimellatai lämmönvaihtimella, jotka parantavat putkipään jäähdytystä. Kuor-mitettaessa röntgenputkea pitemmän ajan on sen keskimääräinen tehotyypillisesti pidettävä enintään muutaman sadan watin suuruisena,jotta lämmönvaihdon tehoa ei ylitettäisi. Nykyisissä röntgenlaitteissaon usein järjestelmä, joka valvoo, ettei putken lämpötila pääse nou-semaan liian korkeaksi. Taulukossa 1.2 on esitetty tyypillisen diag-nostiikassa käytettävän röntgenputken suoritusarvoja. Esimerkiksitietokonetomografiassa käytetään kuitenkin tehonkestoltaan huomat-tavasti parempia röntgenputkia: niiden jatkuvan tehon kesto voi ollajopa useita kilowatteja.

Anodilautasen pyöritys saadaan aikaan tekemällä anodin varsi säh-kömoottorin roottoriksi ja laakeroimalla se putken lasikuvun sisälle.Putken ympärille, sen ulkopuolelle sijoitetaan käämitys, sähkömoot-torin staattori. Kun staattorikäämiin johdetaan vaihtojännite, anodipyörii sähkömoottorin tavoin. Pyörimisnopeus riippuu vaihtojännit-teen taajuudesta ja on yleensä 2 800 tai 8 500 kierrosta minuutissa.Röntgenkuvaa otettaessa anodin pyöritys ja katodin hehkuvirta kyt-keytyvät kuvauskytkintä painettaessa. Suurjännite kytkeytyy putkellevasta pienen viiveen (noin 1 s) jälkeen, kun anodi on saavuttanuttäyden vauhtinsa. Anodin käynnistäminen ja sen jarrutus kuvan otonjälkeen lisäävät putkipään lämpökuormitusta muutamalla tuhannella

35

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

joulella käynnistystä kohden. Tämä on otettava huomioon, jos peräk-käisiä kuvia otetaan suuri määrä.

Röntgenputki on suljettu lyijytettyyn suojavaippaan, joka vaimentaamuualle kuin varsinaisen säteilykeilan suuntaan lähtevän säteilyn8.Suojavaippa on täytetty öljyllä, joka toimii röntgenputken sähköisenäeristeenä ja auttaa lämmön siirtymisessä röntgenputkesta ympäristöön.Suojavaipan öljytilassa on lisäksi paisuntapalje, jonka avulla vältytäänsuojakuvun ja röntgenputken rikkoutumiselta, kun eristeöljyn tilavuuskasvaa sen lämmetessä.

Röntgenputken vaipassa anodin kohdalla on suojaamaton kohta, jon-ka kautta röntgensäteilyn hyötykeila saadaan. Tämän säteilyikkunaneteen on asetettu primaarisäteilyn suodatin. Se absorboi röntgensätei-lystä pehmeimmän osan, joka muutoin absorboituisi potilaaseen kyke-nemättä osallistumaan kuvanmuodostukseen. Suodatin on tavallisim-min 1–3 millimetrin paksuinen alumiinilevy. Myös röntgenputken, put-

/""����*"���-'������������ ������

0# �� �"#1�� � �-����( ��� ������2�����������

3������ �"#1�� � �-����( � ������2�����������

4� ���"&������������������ �� �*������ �"#�� ��# �� �"#

4� ����&'��)�!���"#�.�.�� ������#

3���'�����#�" ����"#�&�����""&������ ������""&��������'.����'�##' �����

TTTTTAULUKKO 1.2 TAULUKKO 1.2 TAULUKKO 1.2 TAULUKKO 1.2 TAULUKKO 1.2 Tyypillisen diagnostiikassa käytettävän röntgenputken suoritusarvojayypillisen diagnostiikassa käytettävän röntgenputken suoritusarvojayypillisen diagnostiikassa käytettävän röntgenputken suoritusarvojayypillisen diagnostiikassa käytettävän röntgenputken suoritusarvojayypillisen diagnostiikassa käytettävän röntgenputken suoritusarvoja

7 Röntgenputken lämpökuormitus (taulukko 1.2) on aikaisemmin ilmaistu Heat Unit -yksikön(HU) avulla. Yksivaihelaitteille näissä yksiköissä ilmaistu lämpökuormitus saadaan kerto-malla putkijännite (kV) ja putken läpi johdettu sähkömäärä (varaus, mAs) keskenään. Kuu-sipulssilaitteille saatu tulo on vielä kerrottava tekijällä 1,35. HU-yksiköissä esitetty lämmön-varauskyky saadaan muutetuksi jouleiksi (tai wattisekunneiksi) jakamalla se tekijällä 1,41(1 J = 1,41 HU).

8 Vaipan läpi tulevan säteilyn ilmaan absorboitunut annosnopeus ei saa ylittää 1 mGy tunninaikana, kun mittaus tehdään 1 m etäisyydellä röntgenputken fokuksesta ja käytetään suurintaputkelle sallittua jännitettä ja suurinta tunnin aikana putkelle syötettäväksi sallittua sähkömää-rää. Intraoraalihammasröntgenlaitteille tämä raja on 0,25 mGy tunnissa.

36

ken vaipan ja kaihdinkotelon säteilykeilassa olevat osat vaikuttavatsäteilyn kokonaissuodatukseen. Näiden osien suodatusvaikutus vas-taa tavallisesti 1–2 millimetriä alumiinia, mutta erikoistarkoituksiin val-mistetaan myös röntgenputkia, joissa on säteilyä vain vähän suodatta-va berylliumikkuna. Tällaisen putken käyttö vaatii erityistä varovai-suutta, jotta vältytään pehmeän säteilyn aiheuttamilta ihovaurioilta. Jossäteilykeilasta puuttuu suodatin, on säteilykeilassa iholle aiheutuvaannosnopeus erittäin suuri, erityisesti lähellä putken säteilyikkunaa.

Lääkinnälliseen tarkoitukseen käytettävien röntgenlaitteiden vähim-mäissuodatuksesta on annettu määräykset. Yleensä suodatuksen tuleevastata vähintään 2,5 millimetriä alumiinia. Hammasröntgenlaitteidenminimisuodatus on kuitenkin pienempi (1,5 mm, kun putkijännite onenintään 70 kV) ja mammografialaitteiden suodatus on hyväksyttävä,kun se vastaa vähintään 0,5 mm alumiinia tai 30 µm molybdeenia.Nämä suodatusarvot ovat minimivaatimuksia. Potilaan säteilyannostavoidaan usein pienentää merkittävästikin käyttämällä näitä arvoja voi-makkaampaa suodatusta.

Suodattimen lisäksi röntgenputken säteilyikkunan edessä on kaihti-met, joiden avulla säteilykeilan kokoa voidaan säätää. Kaihtimissa ontavallisesti rajaimet ainakin kahdessa tasossa, yhdet mahdollisimmanlähellä fokusta ja toiset kauempana. Fokusta lähellä olevilla rajaimillapyritään poistamaan röntgenputken fokuksen ulkopuolelta lähtevä epä-fokaalinen säteily, joka vähentää yksityiskohtien kontrastia röntgen-kuvassa. Ulommat rajaimet puolestaan antavat säteilykeilalle tarkatreunat. Säteilykeilan rajaus ja sijainti voidaan monissa röntgenkuva-uslaitteissa nähdä valomerkkien avulla. Ne saadaan aikaan kaihdin-kotelon sisään asennetulla lampulla ja peilillä. Jotkut röntgenlaitteeton varustettu kaihdinautomatiikalla, joka estää käytettävää kuvaresep-toria suuremman säteilykeilan käytön.

1.5 Röntgengeneraattori

Röntgengeneraattori antaa röntgenputkelle sen tarvitseman sähköisentehon ja laitteen käyttäjälle mahdollisuuden säätää tuotettavan sätei-lyn laatua ja määrää. Generaattorin on huolehdittava tehonsyötön li-säksi monien kuvaukseen liittyvien tapahtumien ajoituksesta ja toi-minnan valvonnasta. Tällaisia ovat esimerkiksi hehkuvirran kytkemi-nen ja anodin pyörityksen käynnistäminen riittävän aikaisin ennensuurjännitteen kytkemistä, verkkojännitteen vaihteluiden kompen-

37

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

sointi sekä kuvaus- ja läpivalaisulaitteisiin liittyvien laitteiden ohja-us. Generaattorityyppejä ja niiden teknisiä ratkaisuja on monenlaisia.Generaattorit voidaan jakaa eri ryhmiin muun muassa käyttöalueensa,suorituskykynsä tai toimintatapansa perusteella.

Suurjännite saadaan tavallisesti verkkojännitteestä suurjännitemuun-tajan avulla. Putkijännitteen säätö tapahtuu muuntajan ensiöpuolella.Muuntajalta saatu suurjännite tasasuunnataan ja kytketään röntgen-putken anodin ja katodin välille. Katodin hehkuvirtaa säädetään erilli-sen säätöjärjestelmän avulla. Hehkuvirta määrää hehkulangan lämpö-tilan, jota kasvattamalla katodi saadaan emittoimaan enemmän elekt-roneja ja putken läpi kulkeva virta suuremmaksi. Kuvauskytkin ontavallisesti ensiöpuolella, mutta myös suurjännitepuolella tapahtuva ku-vauksen kytkentä on mahdollinen. Kuvauskytkintä ohjataan laukaisu-painikkeella ja laitteessa olevalla kuvausajastimella tai valotusauto-maatilla, joka katkaisee kuvauksen, kun röntgenkuvaan tarvittavamäärä säteilyä on tullut.

Röntgengeneraattori voi käyttää yksi- tai kolmivaiheista verkkojänni-tettä. Laitteet luokitellaan tavallisesti sen mukaan, montako suurjänni-tehuippua niistä saadaan yhden verkkojännitteen jakson (20 ms) aika-na. Yksi- ja kaksipulssigeneraattorit käyttävät yksivaiheista verkko-jännitettä, ja niiden avulla tuotettu säteily syntyy lyhyinä erillisinäpulsseina. Yksipulssilaite on yksinkertaisin röntgenlaite. Siinä ei peri-aatteessa tarvita jännitteen tasasuuntausta lainkaan, koska röntgen-putki itsessään toimii tasasuuntaajana, kunhan anodin lämpötila vainsäilyy riittävän alhaisena. Tällaisia röntgenlaitteita käytetään edelleen-kin esimerkiksi hammasröntgenkuvauksissa. Kaksipulssilaitteessa ontasasuuntauskytkentä, jolloin vaihtojännitteen molemmat puolet saa-daan käytettyä hyväksi säteilyn tuottamisessa. Yksipulssilaitteeseenverrattuna saavutetaan silloin puolta lyhyempi kuvausaika ja pienem-pi liike-epätarkkuus.

Edellä esitetyt yksi- ja kaksipulssigeneraattorit ovat jo kauan olleettavallisia vain pienitehoisissa röntgenlaitteissa, mutta niissäkin on ny-kyisin yleisesti siirrytty käyttämään monipulssigeneraattoria, jossa suur-jännite tuotetaan taajuusmuuttajatekniikalla tehoelektroniikan avulla.Käytetty taajuus vaihtelee, mutta voi olla useita kilohertsejä yksivai-heisen verkkojännitteen 50 Hz sijasta. Muuntajalta saatava suurjänni-te tasasuunnataan ja lopputuloksena on suurjännite, jonka aaltoisuus(pulssointi) on melko vähäistä, usein samansuuruista kuin kolmivaihe-laitteilla. Tällaisia laitteita kutsutaan myös suur- tai keskitaajuusgene-

38

raattoreiksi. Ne ovat yleistyneet voimakkaasti ja miltei syrjäyttäneetmuut aikaisemmat generaattorityypit. Monipulssigeneraattorit ovat ta-vanomaisia generaattoreita huomattavasti pienempiä ja kevyempiä. Pie-nitehoisen laitteen suurjänniteosat voidaan sijoittaa putkipään sisään,jolloin röntgenputken ja generaattorin välisiä tavanomaisia suurjänni-tekaapeleita ei enää tarvita.

Monissa suuritehoisissa röntgengeneraattoreissa käytetään teholähtee-nä kolmivaiheista verkkojännitettä. Kytkentätavasta riippuen yhdenverkkojakson aikana saadaan anodille kuusi tai kaksitoista katodiinnähden positiivista jännitehuippua. Pulssiluvun mukaan näitä gene-raattoreita kutsutaan kuusi- tai kaksitoistapulssigeneraattoreiksi. Tasa-jännitegeneraattorissa on näistä laitetyypeistä paras tasasuuntaus. Ta-sajännite saadaan säätöputkien avulla kaksitoistapulssigeneraattoris-ta, esimerkiksi röntgenputken kanssa sarjaan kytkettyjen triodi- taitetrodiputkien avulla. Tällaisen generaattorin rakenne on monimutkai-nen ja kallis. Tällaisten generaattorien käyttö on vähentynyt ja rajoittu-nut joihinkin erikoislaitteisiin (eräät tietokonetomografia- ja angiografia-laitteet). Useimmat kolmivaiheista verkkojännitettä käyttävistä röntgen-generaattoreistakin ovat nykyään monipulssigeneraattoreita.

Edellisten lisäksi käytössä on generaattoreita, joissa kuvaukseen käy-tettävä sähköenergia varataan kondensaattoreille ennen kuvausta, japuretaan kuvattaessa röntgenputken kautta. Ongelmana tällaisissa lait-teissa on varattavien kondensaattorien kapasitanssi, joka rajoittaa yhteenkuvaan käytettävää sähkömäärää, eli anodivirran ja kuvausajan tuloa. Seaiheuttaa myös putkijännitteen putoamisen kuvauksen aikana. Tällaisiageneraattoreita käytetään joskus kuljetettavissa röntgenlaitteissa.

Kuvassa 1.5 on esitetty erilaisten generaattorien röntgenputkelle syöttä-män suurjännitteen aaltomuotoja. Yksi- ja kaksipulssigeneraattorienantama jännite vaihtelee nollan ja asetetun huippujännitteen välillä jaon toivotussa huipussaan vain lyhyen ajan, kun taas kolmivaihegene-raattorien jännitteen aaltoisuus on huomattavasti vähäisempää. Saavu-tettu tasaisempi suurjännite on monin tavoin hyödyksi. Röntgensätei-lyä syntyy koko kuvausajan, eikä lyhyinä erillisinä pulsseina, kutenyksivaihelaitteissa. Lisäksi röntgenputkelle voidaan syöttää suurempikeskimääräinen teho, jolloin anodille kohdistuva elektronisuihku tuot-taa enemmän röntgensäteilyä ja röntgensäteilyn energiaspektri on pai-nottunut suuremmille energioille kuin laitteissa, joissa suurjännite vaih-telee voimakkaasti. Kuvaukseen tarvittava aika on näin huomattavastilyhyempi kuin yksivaihelaitteilla.

39

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

Yksivaiheisten röntgengeneraattorien lyhin kuvausaika on yhdenpulssin mittainen. Jännitepulssin kesto on 10 ms, mutta säteilyä syn-tyy oleellisesti vain noin 5 ms ajan, kun jännite on riittävän suuri.Kolmivaihegeneraattoreiden lyhin mahdollinen kuvausaika on yh-destä kolmeen millisekuntiin, kytkentätavasta riippuen. Kuvausajanmittaaminen on joskus ongelmallista, kun säteilyn annosnopeus eikuvausaikana ole koko aikaa sama. Näin on erityisesti lyhyillä kuva-usajoilla, joilla säteilyn annosnopeuden nousu- ja laskuajat voivatolla merkittäviä koko säteilytyksen kestoon verrattuna. Yleistä, jo-

KUVA 1.5 Röntgengene-KUVA 1.5 Röntgengene-KUVA 1.5 Röntgengene-KUVA 1.5 Röntgengene-KUVA 1.5 Röntgengene-raattorin antaman suur-raattorin antaman suur-raattorin antaman suur-raattorin antaman suur-raattorin antaman suur-jännitteen aaltoilujännitteen aaltoilujännitteen aaltoilujännitteen aaltoilujännitteen aaltoilu

Nimellisesti aaltoisuus onyksi- ja kaksipulssigene-raattoreissa 100 %, kuusi-pulssigeneraattoreissa13 %, 12-pulssilaitteissa noin3 % ja tasajännitelaitteissa0 %. Monipulssigeneraattorivastaa aaltoisuudeltaan 6-tai 12-pulssigeneraattoria.Aaltoisuus voi käytännössäolla nimellisarvoaan pie-nempi tai suurempi, riippu-en kuvausvirrasta, kapasi-tansseista ja verkon vaihei-den tasaisuudesta.

� �� ��

�������#�

5�

.�#�*"&##���������� ��5

�

���#�*"&##���������� ��

5�

�""#�*"&##���������� ��

5�

���#�� �#��*"&##���������� ��

5�

� ��*"&##���������� ��

5�

��#�-'�������������� ��

40

kaiseen tilanteeseen soveltuvaa kuvausajan määritelmää ei ole. IEC(International Electrotechnical Commission) on määritellyt useimpiintilanteisiin soveltuvaksi kuvausajaksi sen aikavälin, jonka aluksi put-kijännite ensimmäisen kerran nousee 65–85 prosenttiin huippuar-vostaan ja jonka lopuksi putkijännite viimeisen kerran putoaa tämänarvon alle. Kaikkiin tilanteisiin tämä määritelmä ei kuitenkaan sovi.Siksi lyhyitä kuvausaikoja ilmoitettaessa on hyvä esittää myös käy-tetty kuvausajan määritelmä.

Pulssimuodosta riippumatta röntgenputken jännitteellä tarkoitetaan jän-nitteen suurinta kuvauksen aikaista arvoa, huippuarvoa. Tähän ei kuiten-kaan lasketa mahdollisia kytkentätransientteja, joiden aikana jännitevoi hetkellisesti olla suurempikin. Röntgenputken virralla puolestaantarkoitetaan virran aikakeskiarvoa säteilytyksen aikana.

Edellä on rajoituttu tarkastelemaan vain generaattorien toiminnan pää-piirteitä. Käytännössä laitteistot ovat paljon mutkikkaampia. Kuvaus-arvojen säätökään ei ole aivan niin yksinkertaista kuin edellä on esi-tetty. Hehkuvirran asetuksen on oltava erityisen luotettava ja stabiili,jotta laite saataisiin tuottamaan haluttu määrä säteilyä; pienikin muu-tos hehkuvirrassa aiheuttaa suuren muutoksen anodivirtaan. Hehku-virran lisäksi anodivirtaan vaikuttaa röntgenputken jännite, ja suur-jännitettä säädettäessä on otettava huomioon anodivirran suuruudestariippuvat jännitehäviöt.

1.6 Röntgentutkimuslaitteet

Röntgenlaitteistoon kuuluu röntgengeneraattorin ja -putken lisäksi te-lineet, joiden avulla röntgenputki ja kuvareseptori pidetään paikallaanja potilas saadaan aseteltua tutkimusta varten. Laitteiston telineet voi-vat olla erilliset tai ne voivat muodostaa kiinteän kokonaisuuden.

Tavanomaiset röntgenkuvauslaitteet (bucky-kuvaus)

Tavanomaisessa röntgenkuvauslaitteessa on yleensä pilari- tai kattote-line, johon röntgenputki on kiinnitetty. Röntgenputkea voidaan senavulla siirtää ja kääntää haluttuun suuntaan. Tavanomaisimpaan poti-lastelineistöön kuuluu kuvauspöytä (bucky-pöytä) ja thorax-teline. Po-tilastelineissä on potilaan tukipinnan lisäksi muun muassa teline ku-vauskasetille, hajasäteilyhila ja valotusautomaatin mittakammiot.

41

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

Bucky-pöytä on saanut nimensä Buckyn ja Potterin kehittämästä haja-säteilyhilasta ja laitteesta, jolla hilaa liikutetaan kuvauksen aikana hi-

laraitojen häivyttämiseksi kuvasta. Valotusauto-maatin mittakammio mittaa kuvauskasetille (taimuulle kuvareseptorille) tulevan säteilyn ja ai-heuttaa kuvan katkaisun, kun kasetille on tulluttarvittava määrä säteilyä. Mittakammiossa onusein kolme pientä aluetta, mittakenttää, joidenkohdalta säteily mitataan. Mittakentistä voidaanvalita käyttöön yksi tai useampi samanaikaisesti.

Thorax-teline on tehty erityisesti keuhkokuvauk-siin. Sen rakenne on kuvaustavan ja hilan suh-teen sama kuin bucky-pöydänkin. Joissakin te-lineissä hila ei ole liikkuva. Teline on pystysuun-tainen ja seisovalle potilaalle tarkoitettu. Telinettävoidaan usein kallistaa, jolloin esimerkiksi kal-losta voidaan helpommin kuvata viistoja projek-tioita.

Tällaisilla laitteilla tehdään valtaosa röntgen-tutkimuksista, muun muassa keuhko- ja luusto-kuvaukset.

KUVA 1.6 Bucky-pöytäKUVA 1.6 Bucky-pöytäKUVA 1.6 Bucky-pöytäKUVA 1.6 Bucky-pöytäKUVA 1.6 Bucky-pöytä

Röntgenputki sijaitsee pöydänyläpuolella ja se on kiinnitettypilaritelineeseen, jonka avullaputkea voidaan siirtää pysty-suorassa tai sivusuunnissa.Hajasäteilyhila, valotusauto-maatin mittakammiot jakuvauskasetti ovat tutkimus-pöydän alla.

KUVA 1.7 Thorax-telineKUVA 1.7 Thorax-telineKUVA 1.7 Thorax-telineKUVA 1.7 Thorax-telineKUVA 1.7 Thorax-teline

42

Läpivalaisulaitteet

Aikaisemmin monet röntgentutkimukset tehtiin läpivalaisemalla. Poti-las sijaitsi röntgenputken ja fluoresoivan varjostimen välissä ja varjos-timella ollutta kuvaa katsottiin varjostimen takaa. Nykyisin läpivalai-sututkimuksia tehdään vain, kun tutkimuksessa tarvitaan reaaliaikaista,liikkuvaa kuvaa. Tutkimuksen aikana otetut röntgenkuvat ovat yleen-sä oleellinen osa näistäkin tutkimuksista. Fluoresoivan varjostimen käyt-töä ei enää hyväksytä, vaan läpivalaisukuva saadaan kuvanvahvisti-men ja videokameran (tai digitaalisen kuvareseptorin) avulla ja sitätarkastellaan monitorilta. Läpivalaisun aikana annosnopeusautomatiik-ka säätää röntgenputken jännitettä ja virtaa (kV ja mA), jotta monitoril-la näkyvä kuva säilyy kirkkaudeltaan mahdollisimman vakiona koh-teen paksuudesta riippumatta (annosnopeusautomatiikka).

Joissakin laitteissa voi käyttää pulssaavaa läpivalaisua, jolloin säteilyannetaan lyhyinä pulsseina, esimerkiksi 1–25 pulssia sekunnissa.Pulssien välillä monitorilla näytetään viimeksi otetusta pulssista saa-tua kuvaa, jolloin vältytään kuvan häiritsevältä välkkymiseltä. Puls-saus antaa mahdollisuuden pienentää potilaan säteilyaltistusta. Sa-man tekniikan avulla saadaan jätettyä viimeinen läpivalaisukuvamonitorille näkyviin, vaikka säteily on katkaistu (viimeisen läpivalai-sukuvan muisti).

KUVA 1.8 Läpivalaisututkimuksissa käy-KUVA 1.8 Läpivalaisututkimuksissa käy-KUVA 1.8 Läpivalaisututkimuksissa käy-KUVA 1.8 Läpivalaisututkimuksissa käy-KUVA 1.8 Läpivalaisututkimuksissa käy-tettävä yleistutkimustelinetettävä yleistutkimustelinetettävä yleistutkimustelinetettävä yleistutkimustelinetettävä yleistutkimusteline

Röntgenputki sijaitsee tutkimuspöydänalla (ei näkyvissä) ja tutkimuspöydän pääl-lä olevassa osassa on telineen hallintalait-teet, kuvanvahvistin, TV-kamera, kasetti-vaunu, hila ja valotusautomaatin mitta-kammiot. Siihen on myös kiinnitetty rönt-genlääkäriä sekundaarisäteilyltä suojaa-vat lyijykumiliuskat. Läpivalaisukuvan tar-kasteluun tarvittava TV-monitori sijoitetaantelineen viereen. Telinettä ja siinä olevaapotilasta voidaan kallistaa, kuvassa telineon kallistetussa asennossa.

43

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

Tutkimuksen aikana potilaasta otetaan usein tavanomaisia röntgenku-via. Joissakin laitteissa röntgenkuvat voidaan ottaa myös valokuvaa-malla kuvanvahvistimen ulostulovarjostimelta tai ne saadaan digitaali-sina videokameran avulla.

Läpivalaisututkimuksissa perinteinen, erityisesti ruoansulatuskana-van tutkimuksiin käytetty laitetyyppi on yleistutkimusteline (Kuva1.8). Röntgenputki sijaitsee tutkimuspöydän alla. Se on kiinteästisuunnattu tutkimuspöydän yläpuolella olevalle telineelle, johon onsijoitettu kuvanvahvistin, kuvauskasetin siirtämiseen tarvittava ka-settivaunu, hajasäteilyhila, valotusautomaatin kammiot ja laitteenkäytössä tarvittavat säätimet. Läpivalaisukuva nähdään monitorilta.Tutkimuksen tehokkaan ja turvallisen suorittamisen helpottamiseksimonet laitteen toiminnoista on motorisoitu tai automatisoitu. Tällaisiaovat ainakin telineen liikkeet ja kallistukset, valotusautomaatti, läpi-valaisun annosnopeusautomatiikka, röntgenputken kaihtimien auto-maattinen rajaus, kuvauskasetin siirto kuvausasemaan kuvan otonajaksi sekä kuvauskasetin jakoautomatiikka, joka mahdollistaa use-an pienen kuvan ottamisen samalle filmille.

Nykyisin on yleistynyt niin sanottu yläputkityyppinen, kauko-ohjattuyleistutkimusteline. Siinä röntgenputki on pöytälevyn yläpuolella jakuvareseptoriin liittyvät osat vastaavasti pöydän alla. Teline voi ollamyös C-kaarityyppinen, jolloin röntgenputki ja kuvanvahvistin sijait-sevat kaaren vastakkaisissa päissä. Tällaisessa telineessä voidaan ku-vaussuunta helposti kääntää halutuksi. Näissä laitteissa kasettikuvauson usein nykyisin korvattu digitaalisella kuvauksella.

Angiografialaitteet

Angiografiassa, verisuonten tutkimuksessa, käytettävä laitteisto on ny-kyään useimmiten C-kaarityyppinen. Tutkimus tehdään läpivalaisu-ohjauksessa ja sen aikana potilaasta otetaan kuvanvahvistimen avullaröntgenkuvasarjoja, jotka nykyisin tallennetaan yleensä tietokoneenmuistiin myöhempää tarkastelua varten. Kuvanvahvistimen vaihtoeh-tona voi myös olla läpivalaisukäyttöön soveltuva digitaalinen kuvare-septori (katso luku 1.7). Laitteisto voi myös olla kahden suunnan jär-jestelmä, jolloin siihen kuuluu potilaspöydän ja varjoaineruiskun lisäksikaksi röntgenputkea: toinen vaaka- ja toinen pystysuuntaista kuvaus-ta ja läpivalaisua varten. Molemmille röntgenputkille on tässä järjeste-lyssä oma kuvanvahvistimensa. Käytössä on vielä joitakin verran van-

44

hoja röntgenelokuvauslaitteita sekä kuvasarjojen ottoa varten tarkoi-tettuja mekaanisia filminvaihtajia.

Digitaalisessa angiografiassa käytetään usein subtraktiotekniikkaa, jol-loin kohde kuvataan ennen varjoaineen ruiskutusta ja sen jälkeen.Kuvista lasketaan erotus, jolloin tulokseksi saadaan pelkkä varjoai-neella täyttynyt verisuonisto ilman ympäröiviä elimiä.

Tietokonetomografialaite

Kuvassa 1.10 on esitetty tietokonetomografialaite (TT-laite, tai englan-ninkielisen lyhennyksen mukaan CT-laite). Potilas asetetaan tutkimus-pöydälle ja ajetaan kuvausta varten TT-laitteen gantryssa (kanturissa)olevaan kuvausaukkoon. Gantryn sisällä, kuvausaukon eri puolilla onTT-laitteen röntgenputki ja säteilydetektorit.

Kuvauksen aikana mitataan röntgensäteilyn vaimeneminen ohues-sa, potilaan pituussuuntaan nähden poikittaisessa tasossa. Tämänleikkeen kuva lasketaan mittaustuloksista tietokoneen avulla. Saa-

KUVA 1.9 AngiografialaitteistoKUVA 1.9 AngiografialaitteistoKUVA 1.9 AngiografialaitteistoKUVA 1.9 AngiografialaitteistoKUVA 1.9 Angiografialaitteisto

Röntgenputki (kuvassa tutkimuspöydän alla) ja kuvanvahvistin (kuvassa tutkimuspöydänyläpuolella) on kiinnitetty samaan C-kaareen. Tutkimuspöydän edessä näkyy telineenhallintalaitteistoa. Kuvaa voidaan tarkastella kattotelineeseen kiinnitetyiltä monitoreilta.

45

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

tu TT-kuva (esimerkki kuvassa 1.23) on tavanomaista röntgenku-vaa (esimerkki kuvassa 1.19) helpommin tulkittavissa, koska ku-vattavan alueen elimet eivät kuvaudu päällekkäin, vaan näkyvätikään kuin potilaasta olisi leikattu poikittaissuuntainen viipale.Toinen tietokonetomografian etu tavanomaiseen röntgenkuvaukseenverrattuna on sen kyky erottaa pienet, erilaisten kudosten aiheutta-mat säteilyn vaimennuserot, jolloin jopa monet pehmytkudoksetvoidaan kuvassa erottaa toisistaan. Tarvittaessa kudosten erottu-mista voidaan edelleen parantaa käyttämällä varjoaineita. Tietoko-netomografian kuvanmuodostuksen periaatetta on tarkemmin seli-tetty myöhemmin, luvussa 1.8.

TT-tutkimuksessa potilaasta kuvataan tyypillisesti useita leikkeitä,jotka saadaan siirtämällä tutkimuspöytää kuvausten välillä. Taval-lisimmin leikkeet ovat vierekkäisiä, eli potilaan siirto leikkeidenoton välillä on leikepaksuuden suuruinen, mutta joissakin tutki-muksissa riittää kuvata erillisiä leikkeitä tätä suuremminkin välein.Leikepaksuus säädetään säteilykeilan leveyden avulla, ja se on tyy-pillisesti 1–10 mm. Vierekkäisten leikkeiden kuvadata voidaantulkita kolmiulotteiseksi, ja siitä voidaan eri leikkeitä yhdistelemällälaskea mielivaltaisia tasoja vastaavia leikkeitä, tai vaikkapa esittääkohteesta halutunlainen kolmiulotteinen kuva. Kuvat ovat tietoko-neella numeerisessa muodossa, jolloin niistä voidaan siksi helpostimäärittää esimerkiksi etäisyyksiä, tiheyksiä (itse asiassa matkavai-mennuskertoimia) ja tilastollisia tunnuslukuja. Säätämällä kuvanjyrkkyyttä ja kirkkautta (ikkunointi), voidaan kuvasta tarkastellavaimennuseroiltaan kapeaa aluetta ja erottaa hyvinkin pieniä ku-dosten vaimennuseroja.

TT-laitteita on jo useita sukupolvia. Ensimmäisen sukupolven lait-teissa käytettiin kapeaa säteilykeilaa (pencil beam). Kuvaus koostuipotilaan vaimennusprofiilien mittauksista, jotka tehtiin lineaarisellaskannauksella, liikuttamalla röntgenputkea ja potilaan toisella puo-lella sijaitsevaa säteilydetektoria samanaikaisesti. Eri suunnista mi-tattuja vaimennusprofiileja tarvitaan suuri määrä, ja ne saatiin tämänsukupolven laitteissa kääntämällä röntgenputki-detektorisysteemiäyhden asteen verran kunkin profiilin mittauksen jälkeen. Röntgen-putken ja detektorin kuvauksen aikainen kokonaiskiertokulma oli180o ja kuvadatan mittaus kesti useita minuutteja. Myös toisen suku-polven laitteet perustuivat tähän translaatio-rotaatio-periaatteeseen,mutta niissä käytettiin yhden säteilydetektorin sijasta detektoririviäja sille osuvaa, kapeaksi viuhkaksi (noin 10o kulma) rajattua säteily-

46

keilaa. Tämän järjestelyn avulla vaimennusprofiileja saatiin kerrallamitattua useita, mittausten välillä tehtävä kuvaussysteemin kääntö-kulma saatiin suuremmaksi ja kuvausaika lyhyemmäksi, noin 20sekuntiin.

Nykyiset TT-laitteet ovat kolmatta sukupolvea, joissa säteilykeilan viuh-ka kattaa koko tutkittavan leikkeen ja säteilydetektorien kaari kokosäteilykeilan. Röntgenputki ja säteilydetektorit pyörähtävät potilaanympäri ja yhteen leikkeeseen tehtävät mittaukset tehdään tyypillisestiyhden 360o pyörähdyksen aikana. Leikettä kohti tarvittava kuvausai-ka on nykyisin lyhimmillään puolen sekunnin luokkaa ja kuvamatrii-sin koko tyypillisesti 512 x 512.

Neljännen sukupolven laite eroaa edellisestä siinä, että sen detektoritsijaitsevat kiinteästi gantryssa ympyrän kehällä, eivätkä siis pyörähdäröntgenputken mukana. Tällaiset laitteet eivät kuitenkaan ole yleis-tyneet käyttöön. Viidennen sukupolven TT-laitteissa ei ole lainkaantavanomaista röntgenputkea, vaan röntgenlaitteen anodina toimii gant-ryssa oleva suuri, 210o kaaren kattava kohtio, jolle kiihdytetty elektro-nisuihku ohjataan magneettikentän avulla. Eri suuntien vaimennus-

KUVKUVKUVKUVKUVA 1.10 TA 1.10 TA 1.10 TA 1.10 TA 1.10 Tietokonetomografialaiteietokonetomografialaiteietokonetomografialaiteietokonetomografialaiteietokonetomografialaite

Tutkimuspöydälle asetettu potilas ajetaan tutkimusta varten TT-laitteen gantryssa olevaankuvausaukkoon. Pöytää siirretään kunkin leikkeen oton välillä joko askelittain tai jatkuvallatasaisella nopeudella. Kuvassa näkyvä laitteen säätöpöytä ja monitori sijaitsevat röntgen-huoneen ulkopuolella, säteilyltä suojatussa tilassa.

47

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

profiilit saadaan mitattua ohjaamalla elektronisuihku eri kohtiin tätäkohtiota, eikä laitteessa siksi tarvita mekaanisia liikkeitä. Kuvausajatovat lyhyitä, muutaman kymmenen millisekunnin luokkaa. TällaisiaTT-laitteita ei Suomessa ole.

Vaikka TT-laitteet ovat edelleen kolmannen sukupolven rakennettavastaavia, ne ovat kehittyneet edellä esitetystä yksittäisten leikekuvientekniikasta. Nykyisissä laitteissa käytetään liukurengastekniikkaa, jokamahdollistaa röntgenputken ja detektorien jatkuvan pyörimisen ilmankaapelien aiheuttamia rajoituksia. Tavallisin tapa vaimennusmittaus-ten tekemiseksi on nykyisin niin sanottu spiraali- tai helikaalitekniik-ka, jossa tutkimuspöytä liikkuu jatkuvasti tasaisella nopeudella samal-la kun röntgenputki kiertää potilaan ympäri. Tiettyä leikettä vastaavatvaimennusprofiilit lasketaan ennen kuvan rekonstruointia interpoloi-malla. Kun potilaasta tutkittava tilavuus on suuri ja käytetään ohuitaleikkeitä, menetelmä aiheuttaa suuria vaatimuksia röntgenputken kuor-mituskestävyydelle.

Kuvanlaskennan nopeutuminen ja liukurengastekniikka ovat tehneetmahdolliseksi myös TT-läpivalaisun, jossa tutkimuspöytä pidetäänpaikallaan ja kuva on siksi koko ajan samasta kohdasta potilasta.Tekniikkaa voidaan käyttää esimerkiksi TT-ohjatussa toimenpidera-diologiassa. TT-läpivalaisussa käytetään TT-kuvausta pienempää put-kivirtaa (tyypillisesti 20–50 mA) ja kuvanopeus voi olla jopa 12 ku-vaa sekunnissa. Peräkkäiset kuvat käyttävät kuitenkin suurelta osinsamaa mittausdataa: uusi kuva rekonstruoidaan esimerkiksi 60o vä-lein jättämällä edellisen kuvan laskennassa käytetty vanhin 60o mit-tausdata käyttämättä ja lisäämällä uusi mitattu data. Kuvamatriisi onTT-läpivalaisussa tyypillisesti pienempi kuin TT-kuvauksessa, esi-merkiksi 256 x 256 pikseliä.

Nykyisissä TT-laitteissa on usein mahdollista kuvata useita leikkeitäsamanaikaisesti. Tämä saadaan aikaan sijoittamalla ilmaisimia de-tektorikaareen useassa rivissä. Detektoreilta saatavan datan siirtono-peus rajoitti samanaikaisten leikkeiden määrän vuonna 2002 enim-millään kuuteentoista; vuonna 2004 suurin samanaikaisten leikkeidenmäärä oli jo 64. Tätä tekniikkaa käyttämällä saavutetaan tutkimuk-sessa tarvittavan kuvausajan lyheneminen, kohtuullinen erotuskykymyös aksiaalisuunnassa ja helpotusta röntgenputken lämpökuormi-tukseen. Ongelmaksi saattaa muodostua potilaiden säteilyaltistuksenkasvu nykyisestä tasosta, kun suuria tilavuuksia voidaan kuvata hel-posti ja nopeasti.

48

Muita röntgentutkimuslaitteita

Edellä esitettyjen tavallisten laitteiden lisäksi on monia telineitä ja lai-tekokonaisuuksia, jotka on suunniteltu tiettyyn käyttötarkoitukseen.Seuraavassa esitetään joitakin tällaisia laitetyyppejä.

Kuljetettava C-kaari-läpivalaisulaiteKuljetettava C-kaari-läpivalaisulaiteKuljetettava C-kaari-läpivalaisulaiteKuljetettava C-kaari-läpivalaisulaiteKuljetettava C-kaari-läpivalaisulaite

Tällainen röntgenlaite on pyörillä kulkeva ja sen monitori on useinerillisessä kuljetettavassa vaunussa. Kirurgisessa käytössä (raajojen lä-pivalaisu) voi olla myös hyvin pienikokoisia laitteita, joissa koko lait-teisto on yhdessä vaunussa. Laitetta käytetään yleensä leikkausten jaraajojen kipsausten yhteydessä. Toiminnot ovat usein samat kuin kiin-teästi asennetuissa läpivalaisulaitteissakin.

MammografiaröntgenlaiteMammografiaröntgenlaiteMammografiaröntgenlaiteMammografiaröntgenlaiteMammografiaröntgenlaite

Mammografialaite on rintojen kuvauksiin suunniteltu erikoislaite. Sii-nä käytetään pieniä putkijännitteitä (tyypillisesti 25–30 kV), jottarintojen kudosten pienet vaimennuserot saataisiin näkyviin. Hyvänpiirtokyvyn saavuttamiseksi fokuskoko on usein 0,3 millimetrin luok-

kaa. Laitteessa on rinnanpuristus-laite ja eri kuvaussuuntiin käänty-vä putkiyksikkö.

Mammografialaitteessa on tyypil-lisesti suurennuskuvausmahdolli-suus. Siinä kuvattava rinta asete-taan lähemmäs röntgenputkea jakauemmas kasetista: menetelmäperustuu yksinkertaisesti suurenta-vaan kuvausgeometriaan. Suuren-nuskuvauksessa käytettävä fokus-

KUVA 1.11 MammografialaiteKUVA 1.11 MammografialaiteKUVA 1.11 MammografialaiteKUVA 1.11 MammografialaiteKUVA 1.11 Mammografialaite

Röntgenputken ja kuvauskasetin välissä nä-kyvä osa on puristuslevy, jonka avulla kuvat-tava rinta saadaan puristettua ohuemmaksija tasapaksuksi: tämä pienentää potilaan sä-teilyaltistusta ja parantaa kuvanlaatua. Laiteon kallistettavissa, jolloin erilaiset kuvauspro-jektiot saadaan helposti.

49

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

koko on 0,1 millimetrin luokkaa riittävän kuvan terävyyden saavutta-miseksi.

Mammografialaitteelle, kuvareseptorille ja filminkehitysprosessille onsuuret tarkkuusvaatimukset rintasyöpään liittyvien, usein pienten pa-tologisten muutosten havaitsemiseksi.

TomografiatelineTomografiatelineTomografiatelineTomografiatelineTomografiateline

Tomografiakuvauksella (kerroskuvauksella) saadaan tietyllä tasolla po-tilaassa oleva kerros kuvautumaan terävänä, kun taas tämän kerrok-sen ulkopuolella olevat kohteet piirtyvät epäterävinä varjoina. Tomo-grafian periaatetta on tarkemmin selitetty luvussa 1.8. Tomografiaku-vauksessa röntgenputki liikkuu yleensä lineaarista, mutta joskusmuunkinlaista liikerataa kuvauksen aikana. Kuvareseptori liikkuu sa-manmuotoista rataa röntgenputkeen nähden vastakkaiseen suuntaan.

Varsinaiset tomografiakuvaukseen tarkoitetut laitteet ovat käyneet har-vinaisiksi, mutta joissakin röntgenkuvauslaitteissa on tomografiamah-dollisuus lisäominaisuutena (esimerkiksi bucky-pöydissä ja yläputki-tyyppisissä läpivalaisutelineissä).

PanoraamatomografialaitePanoraamatomografialaitePanoraamatomografialaitePanoraamatomografialaitePanoraamatomografialaite

Panoraamatomografialaite on suunni-teltu erityisesti hampaiston alueentomografiakuvauksiin. Siinä säteily-keila on kapeaksi rajattu pystyviiva.Röntgenputki kiertää potilaan päänympäri vaakasuunnassa ja kuvauska-setti kiertää potilaan vastakkaisellapuolella. Laitteella saatava kuva esit-tää koko leukojen ja hampaiston alu-een yhtenä panoraamakuvana (katsokuva 1.28). Joissakin laitteissa voi ollatästä poikkeaviakin kohdeohjelmia,esimerkiksi leukanivelten tai kasvo-jen luiden kuvaamiseen tarkoitettujaerikoiskuvauksia. Panoraamatomogra-fian kuvanmuodostuksen periaatettaon käsitelty tarkemmin luvussa 1.8. KUVA 1.12 KUVA 1.12 KUVA 1.12 KUVA 1.12 KUVA 1.12 PanoraamatomografialaitePanoraamatomografialaitePanoraamatomografialaitePanoraamatomografialaitePanoraamatomografialaite

50

KUVA 1.13 Kuljetettava röntgenlaiteKUVA 1.13 Kuljetettava röntgenlaiteKUVA 1.13 Kuljetettava röntgenlaiteKUVA 1.13 Kuljetettava röntgenlaiteKUVA 1.13 Kuljetettava röntgenlaite

HammasröntgenlaiteHammasröntgenlaiteHammasröntgenlaiteHammasröntgenlaiteHammasröntgenlaite

Yksittäisten hampaiden kuvaamiseen tarkoitettu röntgenlaite, niin sa-nottu intraoraalilaite: nimitys tulee siitä, että kuvauksessa käytettävähammasröntgenfilmi asetetaan potilaan suuhun. Filmin asemasta käy-tössä voi olla myös digitaalinen kuvalevy tai CCD-pohjainen kuvare-septori, joilla päästään filmillä tapahtuvaa kuvausta pienempiin sä-teilyannoksiin.

Röntgenputkesta tuleva säteilykeila on tavallisimmin rajattu halkaisi-jaltaan noin kuuden senttimetrin ympyräksi ja se kohdistetaan potilaa-seen suuntausputken (etäisyysrajoittimen) avulla. Suuntausputki onkuvaa otettaessa kiinni potilaan iholla ja fokuksen etäisyys ihosta onsilloin tavallisimmin 20 cm. Suuntausputkeen voidaan asentaa myössuorakulmainen, filmin kokoa vastaava kaihdin ja siihen liittyvä, poti-laan suuhun asetettava filminpidike, jolla varmistetaan pienen säteily-keilan osuminen filmille. Tällaisen järjestelyn avulla voidaan pienen-tää potilaan säteilyaltistusta merkittävästi.

Intraoraalihammasröntgenlaite on pienitehoinen ja yksinkertainen.Tyypillisesti kuvaajalla on ollut mahdollisuus säätää ainoastaan ku-vausaikaa, mutta monissa nykyisissä laitteissa on myös putkijännit-teen säätömahdollisuus.

Kuljetettava röntgenlaiteKuljetettava röntgenlaiteKuljetettava röntgenlaiteKuljetettava röntgenlaiteKuljetettava röntgenlaite

Kuljetettavat röntgenlaitteetovat vuodeosastoilla tapahtu-viin sänkypotilaiden kuvauk-siin tarkoitettuja laitteita. Neovat helposti liikuteltavia, jajoskus niissä on kuljetusta hel-pottava moottori. Laitteet voi-vat olla joko verkko- tai akku-käyttöisiä. Verkkokäyttöisen,tavallisesta pistorasiasta käy-tettävän laitteen teho on pie-ni. Teho-ongelma on eräissätapauksissa ratkaistu joko si-ten, että laite on tehty koko-naan akkukäyttöiseksi tai ku-vaukseen tarvittava sähkömää-

51

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

rä ladataan verkosta kondensaattoriin. Kondensaattori voi olla suurjän-niteosassa, jolloin sen energia puretaan suoraan röntgenputkeen. Täl-löin haittana on (eksponentiaalinen) putkijännitteen pieneneminen ku-vauksen aikana sekä vuotosäteily (kun kondensaattori puretaan rönt-genputken kautta). Toinen tapa on ladata kondensaattori ja käyttää saatua(matalaa) tasajännitettä monipulssigeneraattorin teholähteenä. Saatavasuurjännite pysyy tällöin vakiona kuvan aikana ja röntgenputken virtaapienennetään kuvan aikana kondensaattorin energian pienentyessä.

Suomen röntgenlaitekanta

Suomen terveydenhuollon käytössä oli vuoden 2002 lopussa 6 653röntgentutkimuslaitteistoa, joihin kuului 6 919 röntgenputkea. Laittei-den lukumäärät ja niiden jakautuminen eräisiin erityistutkimuksiin onesitetty taulukossa 1.3.

1.7 Kuvareseptorit

Kuvareseptoriksi kutsutaan sitä röntgenlaitteiston osaa, joka havaitseepotilaan läpäisseen säteilyn ja muuntaa sen helpommin käytettäväänmuotoon, esimerkiksi näkyväksi kuvaksi tai sähköiseksi signaaliksi.Mahdollisuuksia ja menetelmiä on useita; ne kaikki perustuvat ainees-sa tapahtuviin elektronien energiatasojen muutoksiin, yleensä jokosäteilyn aiheuttamaan fluoresenssiin tai aineen ionisoitumiseen. Tar-kemmin röntgenkuvan muodostumista käsitellään luvussa 1.8.

������� ��������������

���������������������� ������ �����- �##� ������������� ������ �����

��������- �#������� �#&������##�1� ���� ������ ���� ���� ������ ���� ���� � ��� � ������ ��� &""���(�.#�����"# ��

�������������������� ������ ����� ���&�&������� ������ *�� ������ � ������&������� ���

TTTTTAULUKKO 1.3 Suomessa vuoden 2002 lopussa käytössä olleiden röntgentutkimuslait-AULUKKO 1.3 Suomessa vuoden 2002 lopussa käytössä olleiden röntgentutkimuslait-AULUKKO 1.3 Suomessa vuoden 2002 lopussa käytössä olleiden röntgentutkimuslait-AULUKKO 1.3 Suomessa vuoden 2002 lopussa käytössä olleiden röntgentutkimuslait-AULUKKO 1.3 Suomessa vuoden 2002 lopussa käytössä olleiden röntgentutkimuslait-teiden lukumääriä (STUK-B-STO 50)teiden lukumääriä (STUK-B-STO 50)teiden lukumääriä (STUK-B-STO 50)teiden lukumääriä (STUK-B-STO 50)teiden lukumääriä (STUK-B-STO 50)

52

Valolta suojattu valokuvafilmi on yksinkertainen röntgenkuvaresepto-ri. Kun se altistetaan säteilylle ja kehitetään, näkyvät röntgensäteilyäenemmän saaneet filmin osat muita kohtia tummempina. Filmin herk-kyys röntgensäteilylle on pieni, mutta sitä voidaan parantaa kasvatta-malla valolle herkän emulsion paksuutta (sen sisältämän hopeabromi-din määrää) ja tekemällä emulsio filmin molemmille puolille. Tällainenkuvareseptori on käytössä tavanomaisessa hammaskuvauksessa, suunsisään asetettavaa filmiä käyttävässä intraoraalikuvauksessa; muissaröntgentutkimuksissa9 sitä ei hitautensa takia käytetä. Hammaskuva-uksissakin on jo osittain siirrytty digitaalisten kuvien käyttöön: silloinkuvareseptorina käytetään esimerkiksi loisteaineella päällystettyä CCD-kennoa (charge coupled device) tai lasersäteellä luettavia digitaalisiakuvalevyjä.

Myös tavallisessa röntgenfilmissä on valoherkkä emulsio filmipohjanmolemmilla puolilla, mutta filmin valotus tapahtuu epäsuorasti, näky-vän tai ultraviolettivalon avulla. Valo syntyy vahvistuslevyissä röntgen-säteilyn vaikutuksesta, ja röntgenfilmi valotetaan kuvauskasetissa kah-den vahvistuslevyn välissä (vahvistuslevyjä kutsutaan joskus myös fo-lioiksi). Joissakin erikoistarkoituksissa, kuten mammografiassa, jossatarvitaan erityisen hyvää piirtokykyä, käytetään kuitenkin yksiemulsi-oista röntgenfilmiä ja vain yhtä vahvistuslevyä, joka sijaitsee säteilyntulosuunnasta katsoen filmin takana. Tällä järjestelyllä systeemin piir-tokyky on parhaimmillaan. Vahvistuslevyt ja filmi sijaitsevat ympäris-tön valolta suojattuina röntgenkuvauskasetissa, joka puristaa vahvis-tuslevyt tiiviisti filmiä vasten.

Röntgenfilmit kehitetään nykyisin lähes poikkeuksetta kehitysko-neessa, joka huolehtii oikeasta filmin kehitys- ja kiinnitysajasta, ke-mikaalien lämpötilasta ja tuorestuksesta sekä filmien huuhtelusta jakuivaamisesta. Filmien käsin kehittäminen on kuitenkin tavallistavielä hammasröntgenkuvauksessa. Aikaisemmin filmi ladattiin ku-vauskasettiin ja poistettiin siitä kuvauksen jälkeen suojavaloin va-rustetussa pimiössä, mutta nykyisin on monissa sairaaloissa siirryttyniin sanotun päivänvalojärjestelmän käyttöön, jossa pimiötä ei tarvi-ta, vaan kuvauskasetin lataus ja purku tapahtuu kehityskoneen si-sään rakennetulla mekanismilla.

9 Ilman vahvistulevyjä käytettävää röntgenfilmiä kutsutaan usein kuorifilmiksi, koska filmit onyksitellen pakattu valolta suojaaviin paperikuoriin. Tällaisia filmejä on käytetty aikaisemminesimerkiksi käsien ja rintojen kuvauksissa, kun kuvalta on vaadittu erityisen hyvää piirtoterä-vyyttä.

53

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

Vahvistuslevyt on valmistettu materiaalista, joka sisältää säteilyä hy-vin absorboivaa, fluoresoivaa ainetta. Se pysäyttää tehokkaasti kase-tin etupinnan läpi tulevan säteilyn ja vapauttaa osan absorboimastaansäteilyenergiasta näkyvänä tai ultraviolettivalona. Tämä valo saa ai-kaan filmille latentin kuvan, joka saadaan näkyväksi kehittämälläfilmi. Vahvistuslevyjen antama vahvistus on suuri. Yhtä absorboitu-nutta röntgensäteilyn kvanttia kohti vapautuu useita satoja tai tuhan-sia näkyvän valon fotoneja, ja kuvan aikaansaamiseen tarvitaan vainmurto-osa pelkän filmin sopivaan valottamiseen tarvittavasta rönt-gensäteilystä. Kauimmin tunnettu vahvistuslevyjen loisteaine on kal-siumvolframaatti, CaWO

4. Nykyisin käytetään pääasiassa muita lois-

teaineita, joilla säteilyn absorptio ja valon tuotto ovat vielä tehok-kaampia kuin kalsiumvolframaatilla. Näitä käyttämällä röntgenku-vaan saadaan sopiva optinen tiheys10 vähemmällä säteilyllä. Tavalli-

KUVA 1.14 Röntgenkuvauskasetin rakenneKUVA 1.14 Röntgenkuvauskasetin rakenneKUVA 1.14 Röntgenkuvauskasetin rakenneKUVA 1.14 Röntgenkuvauskasetin rakenneKUVA 1.14 Röntgenkuvauskasetin rakenne

Kaksiemulsioinen röntgenfilmi valotetaan kasetissa ympäristön valolta suojattuna kahdenvahvistuslevyn välissä. Kasetin etupinta on säteilyä hyvin läpäisevää ainetta, nykyisin useim-miten muovia tai hiilikuitua. Aikaisemmin kuvauskasetit valmistettiin usein alumiinista. Kasetinkuorien ja vahvistuslevyjen välissä on kimmoisaa materiaalia, joka puristaa filmin ja vahvis-tuslevyt tiukasti kiinni toisiinsa. Kuvauskasetin takaosa on joskus suojattu lyijylevyllä, joka es-tää kasetin takana olevista rakenteista sironneen säteilyn aiheuttamat virheet kuviin. Osas-tokuvauksia varten tehdään myös kasetteja, joissa on kiinteä hajasäteilyhila. Vahvistus-levyissä oleva loisteaine muuttaa röntgensäteilyn näkyväksi tai ultraviolettivaloksi, joka puo-lestaan valottaa filmin. Tyypilliset vahvistuslevyparien loisteainepaksuudet vaihtelevat välillä40–150 mg/cm2.

��#�������"*����

�)�������&��

!�(!�#�"#&�!.

10 Filmin tummuutta kuvaava suure on optinen tiheys D. Se määritellään myöhemmin kaavas-sa (1.11).

54

simpia vahvistuslevyjen loisteaineita ovat nykyisin gadoliniumoksi-sulfidi (Gd

2O

2S), lantaanioksibromidi (LaOBr), yttriumtantalaatti ja

eräät bariumpohjaiset loisteaineet (BaPbSO4, BaSrSO

4 ja BaFCl). Mui-

takin loisteainemateriaaleja käytetään.

Vahvistuslevyt saadaan nopeammiksi11 parhaiten niissä olevan loiste-aineen määrää kasvattamalla, eli parantamalla niiden säteilyn absorp-tiota. Käytännössä tämä vaatii kuitenkin paksumpien vahvistuslevyjenkäyttöä, jolloin joudutaan tekemään kompromissi piirtotarkkuuden jatarvittavan annoksen välillä. Mikäli vahvistuslevyjen absorptiota ei pa-ranneta, vaan nopeutta kasvatetaan lisäämällä niiden valontuottoa taifilmin herkkyyttä, kuva saadaan pienemmällä annoksella, mutta ku-van kohina kasvaa. Tarkemmin tätä asiaa käsitellään luvussa 1.9.

Kunkin vahvistuslevyn valon tuotto on suoraan verrannollinen sen sätei-lystä absorboimaan energiaan ja samalla sille tulleen säteilyn määrään.Röntgenfilmin optisen tiheyden ja sille kohdistuneen valon määränvälinen yhteys sen sijaan on monimutkaisempi ja riippuu käytettävänfilmin lisäksi filmin kehityksestä12. Filmin vastetta säteilylle kuvataanfilmin ominaiskäyrällä13, joka näyttää filmin optisen tiheyden riippu-vuuden valotuksen logaritmista. Logaritmista asteikkoa käytetään sik-si, että sen avulla nähdään helposti kuvan jyrkkyys eri annostasoilla:kun kahden eri valotustason suhde pysyy vakiona, on niiden etäisyyslogaritmisella asteikolla riippumaton valotustasosta. Kuvaan 1.15 onpiirretty kaksi erilaista röntgenfilmin ominaiskäyrää, joista ilmeneemuun muassa filmien pohjahuntu, jyrkkyys ja suhteellinen nopeus.

Vanhanaikaisissa läpivalaisulaitteissa käytettiin kuvareseptorina sink-kikadmiumsulfidista valmistettua fluoresoivaa levyä, jossa osa säteilynenergiasta muuttuu valoksi; läpivalaisukuva on positiivinen ja enem-män säteilyä saavat kohdat näkyvät muita kirkkaampina. Röntgenlää-käri katsoi kuvaa fluoresoivan levyn taakse asennetun lyijylasin läpi.Kuva oli himmeä, minkä vuoksi lääkärin oli työskenneltävä pimeässä

11 Kuvareseptorin nopeudella tarkoitetaan tässä sen kykyä saada aikaan kuva pienellä sätei-lyn määrällä; kun nopeus kasvaa kaksinkertaiseksi, pienenee kuvaan tarvittava säteily puo-leen. Vahvistuslevy-filmisysteemien nopeus S määritellään suhteena S = 1mGy/Ka. Tässä Ka onse filmin tasossa vapaasti ilmassa mitattu ilmakerma, joka antaa filmin hunnun ja filmin pohjanylittäväksi optiseksi tiheydeksi (nettomustumaksi) arvon 1,0.12 Filmin mustuma riippuu myös esimerkiksi valon aallonpituudesta ja valotusajasta.13 Tätä kutsutaan myös mustumakäyräksi, filmin karakteristiseksi käyräksi tai H&D-käyräksi(Hurterin ja Driffieldin mukaan).

55

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

huoneessa ja totutettava silmänsä pimeään ennen työskentelyn aloitta-mista. Tästä huolimatta tutkimukseen tarvittava säteilyn annosnopeusoli melko suuri. Tällaisten laitteiden käyttö röntgendiagnostiikassa onnykyisin kielletty. Nykyään läpivalaisulaitteissa on kuvanvahvistin jatelevisioketju. Läpivalaisukuvaa katsellaan TV-monitorilta, eikä pime-ässä tapahtuva työskentely enää ole tarpeen.

Kuvanvahvistimen suojakuoren sisällä on cesiumjodidista (CsI) val-mistettu röntgensäteilyn kvantteja tehokkaasti absorboiva sisäänme-novarjostin. Tämä cesiumjodidikerros koostuu neulamaisista kiteistä,jotka toimivat osittain kuituoptiikan tavoin. Tämän ansiosta loisteaine-kerros voidaan rakentaa röntgenkuvauksessa käytettäviä vahvistusle-vyjä paksummaksi ilman, että siinä tapahtuva valon leviäminen hei-kentäisi kuvan terävyyttä liikaa. Tämä näkyvää valoa tuottava fluo-resoiva kerros on yhdistetty toiseen, fotokatodina toimivaan kerrok-seen, josta sille osuva valo irrottaa elektroneja. Irronneet elektronitkiihdytetään kuvanvahvistimessa 20–30 kV jännitteellä ja fokusoidaansähköisesti pienelle fluoresoivalle ulostulovarjostimelle. Tälle varjosti-melle syntyvä kuva on intensiteetiltään alkuperäistä huomattavasti voi-makkaampi, ja sitä tarkastellaan tavallisesti videokameran ja -monito-rin välityksellä. Tarvittaessa kuvanvahvistimen ulostulovarjostimelle

� �� � �� � ��

*��������(�.#

�

#"(���&&�#���!�& �"�#���& �������

��&���4

��

�

��

�

��

�

��

�

��&���6

KUVA 1.15 Kahden röntgenfilmin ominaiskäyrätKUVA 1.15 Kahden röntgenfilmin ominaiskäyrätKUVA 1.15 Kahden röntgenfilmin ominaiskäyrätKUVA 1.15 Kahden röntgenfilmin ominaiskäyrätKUVA 1.15 Kahden röntgenfilmin ominaiskäyrät

Ominaiskäyrä riippuu filmin ominaisuuksien lisäksi pääasiassa kehitysprosessista. Käyrät il-maisevat optisen tiheyden riippuvuuden valotuksesta (vaaka-akselina on suhteellisenvalotuksen logaritmi). Pohjahunnulla tarkoitetaan valottamattoman, kehitetyn filmin optistatiheyttä (kuvassa 0,19), ja jyrkkyydellä ominaiskäyrän kulmakerrointa γ = dD/d(log10X):käyrän jyrkimmällä osalla filmin A gamma on 4,1 ja filmin B 2,3. Filmien suhteellinen nopeusmääritetään valotuksista, jotka tarvitaan optisen tiheyden arvoon 1,0 + pohjahuntu. Kuvanfilmeistä A on noin 1,9 kertaa nopeampi kuin B. (A ja B ovat tässä samaa mammografiafilmiä,mutta A on kehitetty 35 oC kehitteellä ja 180 s kehitysprosessiajalla, filmi B 31 oC, 90 s).

56

syntyvä kuva voidaan valokuvata tai elokuvata (kinekuvata) kuvan-vahvistimeen liitetyillä kameroilla, tai videokameran signaali voidaantallentaa – nykyisin yleensä digitaalisessa muodossa. Digitaalinen tal-lennus on jo käytännössä syrjäyttänyt filmiä käyttäneen röntgeneloku-vauksen.

Kuvanvahvistimeen liitetty videokamera toimii läpivalaisun aikanajatkuvasti; tavallisin on lomitettu toimintamoodi, jossa jokainen yksit-täinen videokuva koostuu kahdesta vuorotellen esitettävästä puoliku-vasta, jotka vastaavat videokuvan parillisia ja parittomia viivoja. Digi-taalisten röntgenkuvien ottoa varten videokameran toimintatapaa muu-tetaan jatkuvasta kuvan pyyhkäisystä siten, että kameran ilmaisimenluenta pysäytetään röntgenkuvaan tarvittavan säteilypulssin ajaksi.Kuva luetaan vasta säteilyn katkaisun jälkeen ja kuvasignaali tallen-netaan digitaalisessa muodossa. Röntgenkuvan oton aikana käytettäväröntgensäteilyn annosnopeus on monikymmen- tai monisatakertainentavanomaiseen läpivalaisussa käytettävään annosnopeuteen verrattu-na. Kuvausajat ovat muutamasta millisekunnista muutamaan kymme-neen millisekuntiin. Läpivalaisukuvaankin käytettävä videosignaalidigitoidaan usein, jolloin voidaan helposti toteuttaa muun muassa välk-kymätön pulssaava läpivalaisu, viimeisen läpivalaisukuvan TV-moni-

�)�����*"���

��������� ����� #� *�"#,�"� ��������

!��� ���-"

7�,������

*������

(���������"!��!�(!�#���7�,� ��� ��

KUVA 1.16 Kuvanvahvistin–televisioketju (KV–TV -ketju)KUVA 1.16 Kuvanvahvistin–televisioketju (KV–TV -ketju)KUVA 1.16 Kuvanvahvistin–televisioketju (KV–TV -ketju)KUVA 1.16 Kuvanvahvistin–televisioketju (KV–TV -ketju)KUVA 1.16 Kuvanvahvistin–televisioketju (KV–TV -ketju)

Kuvanvahvistimen optinen kytkentä TV-kameraan on tehty linssisysteemin avulla. Joissakinlaitteissa saatetaan käyttää linssien lisäksi peiliä tai kytkentä on tehty kuituoptiikan avulla.Annosnopeusautomatiikka säätää röntgenputken jännitettä ja virtaa siten, että ulostulo-varjostimella olevan kuvan kirkkaus on sopiva. Kuvan kirkkauden säätöön voidaan osittainkäyttää myös kuvanvahvistimen ja TV-kameran välissä olevaa himmennintä. Säätö perus-tuu ulostulovarjostimen kuvan valoisuuden tai videosignaalin mittaukseen. Videoketjussaon yleensä myös videovahvistusta säätävä automatiikka, joka pitää monitorille tulevansignaalin sopivana.

57

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

torille jättäminen (LIH, last image hold) ja kuvien subtraktio (kuvienvähentäminen toisistaan). Subtraktiota voidaan käyttää sekä röntgen-kuvien että läpivalaisukuvan käsittelyssä. Esimerkiksi verisuonten tut-kimuksissa voidaan tallentaa ennen varjoaineen ruiskutusta otettu mas-kikuva, ja vähentää se varjoaineen ruiskutuksen jälkeen saatavistaröntgen- tai läpivalaisukuvista. Silloin subtraktiokuvassa näkyy vainvarjoaineen täyttämä suoni, ja muut kehon rakenteet poistuvat kuvas-ta. Kun kuvan jyrkkyyttä kasvatetaan, saadaan pienetkin varjoaine-määrät näkyviin.

Monissa röntgenyksiköissä on siirrytty digitaaliseen röntgenkuvaukseenvahvistuslevyjen ja filmin käytön sijasta (jo edellisessä kappaleessa mai-nittiin kuvanvahvistimien avulla saatavat digitaaliset röntgenkuvat).Suuri osa röntgenkuvista on nykyään digitaalisia. Digitaalisiin rönt-genkuviin käytetyistä kuvareseptoreista tavallisin on 1980-luvun al-kupuolella kehitetty kuvalevy14. Nykyiset kuvalevyt perustuvat ylei-simmin europiumilla aktivoituun bariumfluorobromidiin tai -jodidiin,joihin syntyy röntgensäteilyn absorptiosta metastabiileja viritystiloja.Nämä viritystilat voidaan purkaa valon avulla tapahtuvalla stimuloin-nilla: kun levy kuvauksen jälkeen pyyhitään (skannataan) punaisellalasersäteellä, viritystilat purkautuvat ja synnyttävät aallonpituudeltaanlyhyempää (sinistä) valoa. Valoa syntyy kussakin kuvan kohdassa sitäenemmän, mitä enemmän tähän kohtaan on kohdistunut röntgensätei-lyä. Röntgenkuva voidaan muodostaa mittaamalla tämän syntyvän va-lon intensiteetti kaikissa kuvalevyn pisteissä. Tämä mittaus tehdäänkuvanlukijalaitteessa, ja saatava kuva tallennetaan tietokoneelle digi-taalisessa muodossa. Kukin mittaus vastaa pikseliä (kuva-alkiota), jon-ka arvo ilmaisee kyseisen kuvan kohdan kirkkauden.

Kuvan resoluutio rajautuu ja määräytyy osaltaan pikselien koon mukai-sesti, mutta pikselikoko ei kuitenkaan ole ainoa kuvan piirtotarkkuu-teen vaikuttava tekijä. Pikselikoon, fokuksen koon ja potilaan liikku-misen aiheuttaman epätarkkuuden lisäksi muita terävyyteen vaikutta-via tekijöitä ovat muun muassa röntgensäteilyn leviäminen kuvalevyssä(levyssä tapahtuva säteilyn siroaminen ja karakteristisen säteilyn syn-ty), luentaan käytetyn lasersäteen koko ja intensiteettiprofiili, lasersä-teen leviäminen kuvalevyssä (pyyhkäisevän lasersäteen siroaminen)sekä stimuloidun valon syntymisen ja mittauselektroniikan nopeus.

14 Terminologia ei ole vieläkään täysin vakiintunut. Suomenkielisissä kirjoituksissa näille kuva-reseptoreille käytetään vaihtelevasti ainakin nimityksiä kuvalevy, digitaalinen kuvalevy, foto-stimuloitu luminisenssilevy ja IP-levy.

58

Pikseliä vastaava mittausalue ei siksi ole tarkkaan määriteltävissä.Yleensä pikselit kuitenkin ajatellaan mittaustiheyden määritteleminäsuorakulmaisina alueina, joiden kirkkaus vastaa tämän alueen keski-määräistä kirkkautta. Pikselien koko riippuu yleensä käytetyn kuvale-vyn koosta ja on tyypillisesti 0,1–0,2 millimetriä.

Saatua digitaalista kuvaa ei tietenkään tarvitse esittää siten, että tiettypikselin numeroarvo vastaisi aina tiettyä kuvan kirkkautta, vaan näi-den välinen yhteys on säädettävissä halutuksi. Kuvalevyn laajan dy-naamisen alueen takia on esitettävän kuvan kirkkaus periaatteessaaina säädettävissä oikeaksi, eikä varsinaisesti yli- tai alivalotettuja ku-via siksi periaatteessa tule. Käytännössä virheellisiä valotuksia joskuskuitenkin saadaan, koska kuvien lukijalaitteiden dynamiikka ja pik-selien digitointisyvyys (tyypillisesti 10–12 bittiä pikseliä kohden) eivätyksinään riitä takaamaan, että koko kuvainformaatio saataisiin talteenvalotustasosta riippumatta. Lukijalaitteet suorittavatkin siksi ennenkuvan varsinaista luentaa yleensä niin sanotun esiskannauksen, jon-ka avulla digitointi pyritään asettamaan oikealle toiminta-alueelle. Jos-kus, esimerkiksi kun kuva poikkeaa liikaa kyseiseltä anatomiselta alu-eelta odotetusta kuvasta, tämä automaattinen toiminto voi harhautua.Silloin kuva luetaan väärin herkkyysasetuksin ja siitä voi tulla diag-noosiin kelvoton. Yleensä kuitenkin kuvan ”ylivalotus” johtaa vaintarpeettoman suureen potilaan säteilyaltistukseen ja kuvan tarpeetto-man pieneen kohinaan, kun taas ”alivalotus” aiheuttaa kuvaan hy-väksyttävää korkeamman kohinatason. Mikäli potilaan annokseen eijatkuvasti kiinnitetä huomiota, tästä voi aiheutua säteilysuojelullinenongelma, koska negatiivinen palaute suurista annoksista puuttuu, toi-sin kuin ylivalotetuista tavanomaisista röntgenkuvista. Potilaan annok-sen kasvua onkin todettu joissakin digitaaliseen röntgenkuvaukseensiirtyneistä röntgendiagnostiikkayksiköistä.

Digitaalista kuvaa voidaan tarkastella näyttöpäätteen avulla. Usein setulostetaan myös filmille tulkintaa varten. Digitaalista kuvaa voidaankäsitellä monin tavoin. Sitä voidaan muun muassa suurentaa tai pienen-tää, kuvan harmaaskaalaa (kirkkautta ja kontrastia) säätää, kuvaa kä-sitellä esimerkiksi paikan suhteen hitaasti tai nopeasti muuttuvien ku-vapiirteiden korostamiseksi ja eri aikoina tai eri menetelmillä otettujakuvia voidaan yhdistellä. Kunnianhimoisimpia tavoitteita on kehittääautomaattisia tai tietokoneavusteisia röntgenkuvien tulkintajärjestelmiä.Yleiskäyttöisiä järjestelmiä ei ole näköpiirissä, mutta joihinkin rajattui-hin tavoitteisiin suuntautuneita kuvantulkintasysteemejä on tehty, esi-merkiksi mikrokalkkeutumien hakuun mammografiakuvista. Näillä so-

59

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

velluksilla ei kuitenkaan, ainakaan toistaiseksi, ole suurta merkitystäröntgendiagnostiikassa.

Edellä esitettyjen hyötyjen lisäksi digitaalisesta kuvasta on muitakinetuja tavanomaiseen, filmiä käyttävään kuvantamiseen verrattuna: rönt-genkuvien arkistointi, monistaminen ja siirto eri käyttäjille on yksin-kertaista. Tämä parantaa mahdollisuuksia muun muassa teleradiologi-aan, digitaalisten röntgenkuvien muualla tapahtuvaan tulkintaan. Tie-totekniikan nopea kehitys aiheuttaa toisaalta lisävaivaa ja kustannuksia,jos digitaaliset arkistot on aika ajoin muunnettava siten, että ne voi-daan siirtää uusiin tietojen tallennusjärjestelmiin.

Toisin kuin röntgenfilmi, tyhjä kuvalevy ei ole arka valolle. Sen sijaankuvan oton ja luennan välillä kuvalevyä ei saa altistaa valolle: valo pur-kaa kuvalevyssä olevat viritystilat, ja itse asiassa kuvalevy tyhjenne-täänkin eri kuvien oton välillä voimakkaan valon avulla. Tällainen tyh-jennys on tehtävä myös pohjahunnun poistamiseksi, kun kuvalevy on ol-lut jonkin aikaa käyttämättömänä.

Kuvalevyjen lisäksi käytössä on monia muitakin digitaalisia kuva-usmenetelmiä. Jotkut tällä hetkellä käytössä olevat menetelmät pe-

KUVA 1.17 Potilaan pinta-annosten mittaustuloksia keuhkojen röntgenkuvauksessaKUVA 1.17 Potilaan pinta-annosten mittaustuloksia keuhkojen röntgenkuvauksessaKUVA 1.17 Potilaan pinta-annosten mittaustuloksia keuhkojen röntgenkuvauksessaKUVA 1.17 Potilaan pinta-annosten mittaustuloksia keuhkojen röntgenkuvauksessaKUVA 1.17 Potilaan pinta-annosten mittaustuloksia keuhkojen röntgenkuvauksessa(P(P(P(P(PA-projektio, mittaukset vuosilta 2001–2002)A-projektio, mittaukset vuosilta 2001–2002)A-projektio, mittaukset vuosilta 2001–2002)A-projektio, mittaukset vuosilta 2001–2002)A-projektio, mittaukset vuosilta 2001–2002)

Kuvassa tummemmat pylväät esittävät filmiä ja vahvistuslevyjä käyttäneiden ja vaaleammatpylväät digitaalista kuvausmenetelmää käyttäneiden röntgenyksiköiden pinta-annosten ja-kauman. Digitaalista kuvausmenetelmää käyttäneissä yksiköissä keskimääräinen annos olinoin 17 prosenttia suurempi kuin filmiä ja vahvistuslevyjä käyttäneissä yksiköissä.

#"(���&&����� #""#��8�

� �� ��� �� ��� ��

��

��

��

��

��

�

�

* ��&����*����,��� #���9.�

��� ����������

�������&�����"!�

!�(!�#�"#&�!.-����&��

60

rustuvat CCD-kennoihin, jotka on kytketty vahvistuslevyjen kaltai-siin fluoresoiviin materiaaleihin joko suoraan (esimerkiksi intraoraa-lihammaskuvaus), kuituoptiikan avulla (eräät mammografiassa käy-tetyt sovellukset) tai linsseihin perustuvan optiikan avulla. Toinenkäytössä oleva teknologia perustuu amorfisen seleenin käyttöön ku-vareseptorina15. Säteilyn absorptio synnyttää seleenilevyyn elekt-roni-aukkopareja, jotka vedetään levyn vastakkaisille pinnoille säh-kökentän avulla. Pinnan varaus vastaa silloin röntgenkuvaa, ja sesaadaan lukemalla eri pisteiden varaus mikroelektrometreillä, digi-toimalla mittaustulokset ja tallettamalla ne tietokoneelle. Tässä ku-vaussysteemissä on mahdollista tehdä kuvareseptori paksuksi jasäteilyä hyvin absorboivaksi ilman senkaltaista kuvan terävyyttäpienentävää signaalin kantajien leviämisvaikutusta, joka rajoittaaesimerkiksi vahvistuslevyjen tai kuvalevyjen paksuuden ja absorp-tion kasvattamista: sähkökenttä vetää varaukset suoraan seleenile-vyn pinnalle.

Lupaavimpia uusia kuvadetektoreita ovat aktiivimatriisidetektorit16,jotka ovat yleistymässä nopeasti myös Suomessa. Niitä käytettäessäröntgensäteilyssä oleva kuvainformaatio muunnetaan joko (i) ensinnäkyväksi valoksi CsI-kerroksessa ja sitten sähköiseksi signaaliksiamorfisesta piistä tehdyn fotodiodimatriisin avulla tai (ii) suoraansähköiseksi signaaliksi amorfisesta seleenistä tehdyssä kerroksessa.Syntynyt varaus kerätään kuvan pikseleitä vastaaviin, matriisissasijaitseviin varauksentalletuselementteihin, joista varaukset sittenluetaan, digitoidaan ja tallennetaan tietokoneen muistiin. Tämän-hetkisissä laitteissa voi olla esimerkiksi 43 cm x 43 cm kuvakoko,joka on jaettu yhdeksään miljoonaan 14 bitin syvyiseen pikseliin.Tällaisilla laitteilla on saavutettu joitakin merkittäviä etuja muihindigitaalisiin ja analogisiin kuvausmenetelmiin verrattuna. Laittei-den kvanttiefetiivisyys (DQE, katso luku 1.9) on hyvä. Tyypin (i)laitteilla se on suuri eritysesti matalilla paikkataajuuksilla ilmaisi-men hyvän säteilyn absorptiokyvyn takia – säteilyä absorboiva ker-ros voidaan tehdä melko paksuksi CsI-kiteiden neulamaisen muo-

15 Myös aiemmin käytössä ollut Xeroradiografia perustui seleenilevyn käyttöön kuvaresepto-rina. Siinä kuva saatettiin näkyviin kopiokonetekniikan ja väriainejauheen avulla. Tämä tekniik-ka ei kuitenkaan yleistynyt käyttöön Suomessa.

16 Näille kuvareseptoreille ei vielä ole vakiintunut suomenkielistä nimeä. Niitä kutsutaan useinsuoradigitaalilaitteiksi tai niiden englanninkielisen nimen mukaisesti ”flat-panel” -detektoreik-si tai litteiksi kuvailmaisimiksi. Ne perustuvat samaan teknologiaan, jota käytetään litteiden tie-tokonenäyttöjen valmistuksessa.

61

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

don takia, kuten kuvanvahvistinten yhteydessä jo mainittiin. Se-leenin suhteellisen pieni järjestysluku (Z = 34) rajoittaa tyypin (ii)ilmaisinten absorptiokykyä. Näiden laitteiden DQE on pienillä paik-kataajuuden arvoilla siksi huonompi kuin tyypin (i) laitteilla, muttasuuremmilla paikkataajuuksilla tilanne on toisin päin tyypin (ii) il-maisinten hyvien piirtokykyominaisuuksien takia. Molemmissa tyy-peissä röntgenkuva saadaan välittömästi kuvauksen jälkeen. Lait-teiden kehitystyö on edelleen kiivasta ja odotettavissa on, että mo-lempien laitetyyppien parhaat ominaisuudet saadaan yhdistettyäuusien materiaalien ja teknisten ratkaisujen avulla. Tämänkaltaisetkuvareseptorit soveltuvat röntgenkuvauksen lisäksi usein myös lä-pivalaisuun ja tulevaisuudessa ne syrjäyttänevät nykyisin käytettä-vät kuvanvahvistimet. Läpivalaisukäyttöön soveltuvia litteitä kuva-ilmaisimia on Suomessa toistaiseksi hankittu lähinnä sydämen ve-risuonten tutkimuksiin.

Kaikki kuvausmenetelmät eivät perustu koko kuvapinta-alan saman-aikaiseen kuvaukseen, vaan käytössä on myös piste- ja viivapyyhkäi-sysysteemejä, joissa säteilydetektoreina käytetään muun muassa puo-lijohdeilmaisimia tai -ilmaisinrivejä.

Ensimmäisissä TT-laitteissa käytettiin säteilynilmaisimena natriumjo-didikidettä ja valomonistinputkea. Myöhempi ratkaisu oli käyttää pai-neistetulla ksenon-kaasulla täytetyistä ionisaatiokammioista tehtyä de-tektoririviä. Nykyisin TT-laitteissa käytetään tavallisimmin fotodiodei-hin yhdistettyjä tuikeilmaisimia. Tuikeilmaisimien on täytettävä moniavaatimuksia: niiden röntgensäteilyn absorption tulee olla tehokas, va-lontuoton mahdollisimman suuri ja nopea sekä jälkiloisteen vähäinen.Detektorin elektroniikalle asetettavia vaatimuksia ovat ainakin stabii-lisuus, nopeus ja pieni kohina.

1.8 Röntgenkuvan muodostuminen

Tavanomainen röntgenkuvaus: projektiokuvaus

Tavanomaisen röntgenkuvauksen periaate käy ilmi kuvasta 1.18. Rönt-genputken fokuksesta lähtevä säteily läpäisee potilaan ja vaimeneesamalla. Potilaan toisella puolella oleva kuvareseptori havaitsee poti-laan läpi tulleen säteilyn ja muuntaa sen näkyväksi kuvaksi. Kuva voiolla staattinen röntgenkuva tai reaaliaikainen, elävä läpivalaisukuva,

62

ja se voi olla joko analoginen tai digitaalinen. Digitaalinen kuva koos-tuu kuvamatriisin pikseleistä, joiden numeroarvot kertovat kyseisenkohdan kirkkaustiedon; varsinainen kuva esitetään näyttöpäätteellätai vaikkapa filmille tulostettuna kuvana.

Röntgenkuvassa nähdään potilaan rakennetta esittäviä kirkkausvaih-teluita, elimistön röntgenvarjokuva, jossa kunkin kuvapisteen kirk-kaus riippuu säteilyn vaimenemisesta potilaassa tämän pisteen ja fo-kuksen välisellä matkalla. Eri syvyyksillä potilaassa olevat rakenteetkuvautuvat päällekkäin. Tämä kolmiulotteisen kohteen projisoitumi-nen kaksiulotteiseksi kuvaksi vaikeuttaa tietysti kuvan tulkintaa, sa-moin kuin se, että potilaassa olevien rakenteiden kuvautuminen riip-puu kuvausgeometriasta. Kuvassa olevien yksityiskohtien suuren-nus riippuu niitä vastaavien kohteiden sijaintisyvyydestä potilaassaja kuvan laidalla olevat yksityiskohdat ovat vääristyneitä (kuva 1.20).Näitä geometrisia vaikutuksia voidaan pienentää käyttämällä pitkääkuvausetäisyyttä ja sijoittamalla potilas lähelle kuvareseptoria, muttane on kuitenkin aina käytännössä otettava huomioon, jos kuvista teh-dään etäisyysmittauksia.

Säteilyn vaimeneminen potilaassa riippuu säteilyn spektristä ja poti-laan kudosten alkuainekoostumuksesta, tiheydestä ja paksuudesta.Säteily vaimenee sitä enemmän mitä painavampia alkuaineita ja mitätiheämpää ainetta se kohtaa sekä mitä paksumman ainekerroksen läpi

KUVA 1.18 Röntgenkuvauksen periaateKUVA 1.18 Röntgenkuvauksen periaateKUVA 1.18 Röntgenkuvauksen periaateKUVA 1.18 Röntgenkuvauksen periaateKUVA 1.18 Röntgenkuvauksen periaate

Röntgenputken fokuksesta lähtevä säteily läpäisee potilaan, jossa tapahtuvan vaimene-misen takia kuvareseptorille saapuvassa säteilyssä on intensiteetin paikallista vaihtelua.Kuvareseptori muuntaa tämän vaihtelun näkyvään muotoon, röntgenkuvaksi. Tavallisestipotilaan ja kuvareseptorin välissä on tutkimustelineen tukipinta, valotusautomaatin mitta-kammiot ja hajasäteilyhila.

�)�����*"���

�"��*����

(�&�

�"!�,��#�*� ��

* ��&�#

#'���&.�������#��������"!���#�*� ��&&�

63

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

se joutuu tunkeutumaan. Röntgendiagnostiikan energia-alueella toi-sistaan erottuvia kohteita ovat luu, pehmytkudos17, rasvakudos ja kaa-sulla täyttyneet ontelot. Kuvapisteen kirkkaudesta ei sinänsä pysty sa-nomaan, onko sen ympäröivästä alueesta eroava arvo seurausta silläkohdalla olleesta materiaali-, paksuus- vai tiheyserosta ympäröiväänkudokseen verrattuna, mutta asia tiedetään yleensä anatomisten seik-kojen perusteella.

Niitä röntgentutkimuksia, joissa kuvaan saadaan riittävä kontrasti ku-dosten erilaisen vaimennuksen takia, kutsutaan natiivitutkimuksiksi.Natiivitutkimuksia ovat muun muassa luuston, keuhkojen ja nenänsivuonteloiden tutkimukset. Vatsan natiivikuvauksissa kuvainformaa-

KUVKUVKUVKUVKUVA 1.19 TA 1.19 TA 1.19 TA 1.19 TA 1.19 Tavanomainen röntgenkuva keuhkoista (Thorax Pavanomainen röntgenkuva keuhkoista (Thorax Pavanomainen röntgenkuva keuhkoista (Thorax Pavanomainen röntgenkuva keuhkoista (Thorax Pavanomainen röntgenkuva keuhkoista (Thorax PA-projektio)A-projektio)A-projektio)A-projektio)A-projektio)

Kuvaa tarkastellaan tavallisesti ikäänkuin sitä katseltaisiin potilaan etupuolelta. Sydämen varjoon siksi kuvassa suurempi kuvan oikealla puolella (joka vastaa potilaan vasenta puolta).Palleankaaren alla näkyy mahalaukun ilmakupla. Kylkiluiden varjot näkyvät keuhkojen päällä.

17 Pehmytkudoksiin kuuluu suuri joukko erilaisia kudoksia, jotka eivät tavanomaisessa röntgen-kuvauksessa erotu toisistaan tai kehossa olevista nesteistä. Näidenkin kudosten vaimennus-erot voidaan saada näkyviin kontrastinerottelukyvyltään herkemmällä tietokonetomografialla.

64

tio saadaan suurelta osin suoliston kaasujen ja neste-kaasupintojennäkymisestä, mutta myös elimiä ympäröivät rasvakerrokset, kalkkiumatja tilaa vievät muutokset saadaan näkyviin.

Varjoainetutkimuksissa käytetään röntgenvarjoaineita, joiden avullatarvittavat yksityiskohdat saadaan näkyviin silloin, kun kudostenvälinen oma kontrasti on siihen liian vähäinen. Sellaista varjoainetta,joka vaimentaa säteilyä enemmän kuin ympäröivä kudos, kutsutaanröntgenpositiiviseksi varjoaineeksi, kun taas kaasut ovat röntgenne-gatiivisia varjoaineita.

Ruoansulatuskanavan tutkimuksissa käytettävistä varjoaineista ylei-sin on bariumsulfaatti, kun taas verisuoniston ja monien muiden sisä-elinten tutkimuksissa käytetään yleensä jodiyhdisteitä. Nykyään kaa-sua tai ilmaa käytetään vain harvoin varjoaineena; sitä käytetään kui-

KUVA 1.20 Röntgenkuvan geometriset vääristymätKUVA 1.20 Röntgenkuvan geometriset vääristymätKUVA 1.20 Röntgenkuvan geometriset vääristymätKUVA 1.20 Röntgenkuvan geometriset vääristymätKUVA 1.20 Röntgenkuvan geometriset vääristymät

Kolmiulotteisen kohteen kuva projisoidaan tasoon. Kuvaan aiheutuu vääristymiä, koskaprojektio ei ole yhdensuuntainen eikä säteily kohdistu kohtisuoraan kuvareseptorille.Kuvassa on asian selventämiseksi liioitellun pieni fokusetäisyys.

� �"#

65

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

tenkin bariumvarjoaineen ohella ruoansulatuskanavan kaksoiskont-rastitutkimuksissa.

Potilaassa sironnut, kuvareseptorille osuva säteily antaa kuvaan yleis-huntua ja pienentää kuvan yksityiskohtien kontrastia – tilanne vastaaelokuvan katselua valaistussa salissa. Kun säteilykeila on suuri ja poti-las paksu, sironneen säteilyn määrä voi olla monia kertoja suurempi kuinkuvan muodostuksessa hyödyllisen primaarisäteilyn. Kuvalle kohdistu-van sironneen säteilyn vähentämiseksi on useita mahdollisuuksia. Käy-tettäviä keinoja ovat muun muassa hajasäteilyhilan käyttö, potilaan jakuvareseptorin välisen etäisyyden kasvattaminen, säteilyn kenttäkoonminimointi ja potilaan paksuuden pienentäminen kompression avulla.

KUVA 1.21 Pehmytkudosfantomiin upo-KUVA 1.21 Pehmytkudosfantomiin upo-KUVA 1.21 Pehmytkudosfantomiin upo-KUVA 1.21 Pehmytkudosfantomiin upo-KUVA 1.21 Pehmytkudosfantomiin upo-tetun yhden millimetrin paksuisen yksi-tetun yhden millimetrin paksuisen yksi-tetun yhden millimetrin paksuisen yksi-tetun yhden millimetrin paksuisen yksi-tetun yhden millimetrin paksuisen yksi-tyiskohdan aiheuttama primaarisäteilyntyiskohdan aiheuttama primaarisäteilyntyiskohdan aiheuttama primaarisäteilyntyiskohdan aiheuttama primaarisäteilyntyiskohdan aiheuttama primaarisäteilynkontrasti fotonin energian funktionakontrasti fotonin energian funktionakontrasti fotonin energian funktionakontrasti fotonin energian funktionakontrasti fotonin energian funktiona

a) Yksityiskohdan materiaali rasvakudos-ta, luukudosta tai bariumvarjoainetta.b) Yksityiskohdan materiaali ilmaa tai jo-divarjoainetta. Kontrasti on suurimmil-laan, kun fotonin energia on pieni. Varjo-aineiden kontrasti kasvaa yhtäkkisesti,kun fotonin energia ylittää varjoainema-teriaalin K-absorptioreunan energian.Kuvan materiaalien tiheydet: pehmyt-kudos 1,02 g/cm3, rasvakudos 0,95 g/cm3,luu 1,92 g/cm3, bariumvarjoaine (BaSO4-suspensio) 1,2 g/cm3 ja jodivarjoaine 0,2 gjodia/cm3.

%���"�!��- ����

� �� �� �� ��

�

��

���

����

� � �����������������

#'���&.� ����#����

�����

��� ��� ��� ���

�"� #,&""

�"� #,��#!�

��

- ��!��- ����

� �� �� �� ��

�

��

���

����

� � �����������������

#'���&.� ����#����

�����

��� ��� ��� ���

�"� #,�&��

%�

66

Sironneesta säteilystä ei ole juurikaan ongelmaa laitteissa, joissa kuvamuodostetaan pientä säteilykeilaa käyttäen, pyyhkäisemällä.

Tavallisin röntgenkuvausjärjestely on, että koko röntgenkuva valote-taan kerralla käyttämällä koko kuvan suuruista kuvareseptoria, esi-merkiksi vahvistuslevyjä ja röntgenfilmiä. Koko kuva-alan samanai-kainen kuvaaminen ei kuitenkaan ole ainoa mahdollinen tapa, vaansen lisäksi on käytössä erilaisia pyyhkäiseviä (skannaavia) kuvausjär-jestelyjä: piste- ja viivapyyhkäisy. Pistepyyhkäisyssä käytetään pientäsäteilykeilaa, joka pyyhkii potilaasta tutkittavan alueen yli. Potilaantakana on säteilykeilan kokoinen tai sitä hieman suurempi säteilynil-maisin18, joka kulkee keilan mukana ja mittaa potilaan läpäisseen

KUVA 1.22 Hajasäteilyhilan rakenneKUVA 1.22 Hajasäteilyhilan rakenneKUVA 1.22 Hajasäteilyhilan rakenneKUVA 1.22 Hajasäteilyhilan rakenneKUVA 1.22 Hajasäteilyhilan rakenne

Säteily vaimenee potilaassa absorboitumalla ja siroamalla. Jotta sironneet fotonit eivätpääsisi kuvareseptorille, sen eteen asetetaan tavallisesti hila, joka parantaa kuvan kont-rastia huomattavasti. Hilassa on ohuet lamellit, jotka absorboivat hilaan vinosti saapuvatfotonit. Lamellit on tavallisimmin valmistettu lyijystä, mutta joskus käytetään myös muita sätei-lyä hyvin absorboivia aineita. Lamellien välissä on säteilyä hyvin läpäisevää ainetta: alumii-nia, kuitumateriaalia tai muovia. Hilan lyijylamellien paksuus voi olla esimerkiksi 0,05 mm, nii-den korkeus 2,4 mm ja lamelleja senttimetriä kohden 40. Hilan kykyä poistaa sironnutta sätei-lyä voidaan kuvata hilasuhteella, eli lamellien korkeuden suhteella niiden väliin. Edellä esi-tettyjen mittojen mukaisen hilan hilasuhde olisi 12. Hilan lamellit voivat olla yhdensuuntaisettai ne voidaan fokusoida tietylle etäisyydelle. Hila voi olla kiinteä tai kuvauksen aikana liiku-tettava, jolloin vältytään lamellien näkymisestä kuvassa.

(�&���#" -�*����

&.�-.&���&&��

�)�����*"���

* ��&�#

(�&�

18 Periaatteessa olisi mahdollista käyttää säteilykeilaa pienempää ilmaisinta, jolloin kuvan erot-telutarkkuus määräytyisi ilmaisimen koon mukaan. Tämä johtaisi kuitenkin tarpeettoman suu-reen potilaan annokseen, koska osa säteilystä hukattaisiin.

67

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

säteilyn intensiteetin. Kuva saadaan yhdistämällä ohuen säteily-keilan paikkatieto säteilymittauksen tulokseen. Kuvan paikkaero-tuskyky määräytyy tällöin pääasiassa säteilykeilan koon mukaan,mutta mekaanisten liikkeiden täsmällisyys on myös keskeistä. Pää-asiallinen etu tällaisesta kuvausjärjestelystä on siinä, että potilaas-sa sironnut säteily ei pääse huonontamaan kuvan kontrastia. Sa-malla (mikäli pyyhkäisytoiminta on toteutettu liikuttamalla röntgen-putkea) saavutetaan yksinkertainen kuvausgeometria: koko kuvaon tehty samansuuntaisin sätein, eikä siinä siksi ole kuvausgeo-metriasta aiheutuvaa suurennusta tai vääristymiä – kuva on mitta-ustarkoituksiin erinomainen. Pistepyyhkäisyn haittapuolena on rönt-genputken suuri kuormitus ja pitkä kuvausaika, eikä sitä siksi juu-ri lainkaan käytetä nykyisissä röntgenlaitteissa, lukuunottamattaluun mineraalipitoisuuden mittaukseen tarkoitettuja laitteita. Näis-säkin laitteissa on osittain siirrytty käyttämään lyhyttä, viivamaistasäteilykeilaa ja useita ilmaisimia, jolloin kuvausaika on saatu huo-mattavasti aiempaa lyhyemmäksi.

Viivapyyhkäisyssä käytetään kapeaksi viuhkaksi rajattua säteilykei-laa, joka liikkuu potilaasta tutkittavan alueen yli. Pyyhkäisy voidaantoteuttaa joko siten, että röntgenputki ja kuvareseptori liikkuvat tutkit-tavan alueen yli, tai liu’uttamalla potilas säteilykeilan viuhkan läpi.Jälkimmäinen menetelmä on käytössä esimerkiksi tietokonetomografi-alaitteissa, kun otetaan niin sanottu topogrammikuva (topogram, scoutview tai scanogram), jonka avulla varsinaiset leikekuvat kohdistetaan:TT-laitteen röntgenputki ja detektorit pidetään paikallaan ja vain poti-laspöytä liikkuu. Viivapyyhkäisyn avulla tehtävässä röntgenkuvauk-sessa voidaan kuvareseptorina käyttää keilan mukana liikkuvaa ilmai-sinriviä tai pinta-alailmaisinta, kuten esimerkiksi vahvistuslevyjä taifilmiä, mutta jälkimmäisessä tapauksessa on säteilykeilan ulkopuolel-la olevat kuvareseptorin osat suojattava sironneelta säteilyltä. Viiva-pyyhkäisystä voidaan saada lähes samanveroinen sironneen säteilynpoisto kuin pistepyyhkäisystä, mutta merkittävästi pienemmillä kuva-usajoilla ja röntgenputken kuormituksella. Kuvan vääristymät riippu-vat tarkastelusuunnasta. Pyyhkäisysuunnassa suurennusta ei ole, muttasäteilykeilan viuhkan suunnassa potilaassa olevien yksityiskohtiensuurennus riippuu röntgenputken fokuksen, yksityiskohdan ja ku-vareseptorin välisistä etäisyyksistä samalla tavalla kuin koko kuvansamanaikaisesti tallentavien kuvareseptorien tapauksessa. Mikäli pyyh-käisy on saatu aikaan kääntämällä säteilykeilaa röntgenputken taipotilaan siirtämisen sijaan, on suurennus tietysti samanlainen kuintavanomaisessa röntgenkuvauksessa.

68

Tietokonetomografia

TT-kuvan kukin pikseli esittää sitä vastaavan potilaan tilavuusalkion(vokselin) keskimääräistä matkavaimennuskerrointa; vokselin korke-us määräytyy leikepaksuudesta. Kuvia voidaan tarkastella joko poik-kileikkauskuvina tai niistä voidaan rakentaa kolmiulotteista kohdettavastaava kuva. Kuvan tarkastelija voi säätää pikseliarvojen ja kuvanharmaatasojen välisen yhteyden haluamakseen, eli kuva voidaan ik-kunoida.

TT-kuvauksessa mitataan potilaan leikealueen vaimennusprofiilit(projektiodata) monesta eri suunnasta kääntämällä putki-detektori-systeemiä hieman kunkin vaimennusprofiilin mittauksen jälkeen(kuva 1.24). Jokainen vaimennusprofiili koostuu sadoista vaimen-nusmittauksista, joten kuvaa kohti mittaustuloksia kertyy valtavamäärä.

Kuvan rekonstruointimenetelmiä on monia, esimerkiksi Fourier-muunnokseen tai iteraatioon perustuvia menetelmiä. Käytännössä ta-

KUVKUVKUVKUVKUVA 1.23 VA 1.23 VA 1.23 VA 1.23 VA 1.23 Vatsan alueelta otettu varjoainetehosteinen TTatsan alueelta otettu varjoainetehosteinen TTatsan alueelta otettu varjoainetehosteinen TTatsan alueelta otettu varjoainetehosteinen TTatsan alueelta otettu varjoainetehosteinen TT-kuva-kuva-kuva-kuva-kuva

Kuvaa katsellaan ikään kuin potilaan jalkopäästä. Kuvassa näkyy vaaleana selkärangannikama ja kylkiluita. Selkärangan molemmin puolin sijaitsevat vaaleat soikiot ovat munuaiset,ja vasemman (kuvassa oikealla puolella olevan) munuaisen vieressä on perna. Haimanäkyy vasemman munuaisen yläpuolella. Suuri keskiharmaa elin yläviistoon vasemmalleoikeasta munuaisesta on maksa.

69

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

vallisin on kuitenkin suodatettu takaisinprojisointimenetelmä, jotaseuraavassa esitetään hieman tarkemmin. Tässä rajoitutaan tarkaste-lemaan vain laskennan periaatetta yksinkertaisimmassa, ensimmäi-sen sukupolven TT-laitteen mukaisessa tilanteessa ja oletetaan lisäksi,että säteily on monokromaattista eikä sironnutta säteilyä tarvitse huo-mioida.

KUVKUVKUVKUVKUVA 1.24 TTA 1.24 TTA 1.24 TTA 1.24 TTA 1.24 TT-kuvan saami--kuvan saami--kuvan saami--kuvan saami--kuvan saami-seksi tarvittavat mittauksetseksi tarvittavat mittauksetseksi tarvittavat mittauksetseksi tarvittavat mittauksetseksi tarvittavat mittaukset

Kunkin leikkeen kuvauskoostuu satojen eri suun-nista otettujen yksittäistenvaimennusprofiilien mitta-uksesta. Kuvan a) esittä-mässä ensimmäisen suku-polven TT-laitteessa käytet-tiin kapeaa säteilykeilaa jayhtä säteilydetektoria. Kun-kin suunnan vaimennus-profiili mitattiin liikuttamallaröntgenputkea ja detek-toria. Kuvaan tarvittavainformaatio saatiin mittaa-malla vaimennusprofiilit erisuunnista, tyypillisesti yh-den asteen välein. Nykyisis-sä laitteissa käytetään viuh-kamaista säteilykeilaa jakukin vaimennusprofiilimitataan yhdellä kerrallasadoista ilmaisimista koos-tuvan detektorikaarenavulla. Eri profiilit saadaanröntgenputken ja detek-torien pyörähtäessä poti-laan ympäri (kuva b).

����������

�������� ���� �����

��������������

����������

����������

��

��

������

��������

����������

70

�

Edellä olevien oletusten pätiessä saadaan potilaan aiheuttaman sätei-lynvaimennuksen logaritmiksi kussakin vaimennusprofiilin yksittäisenpisteen mittauksessa, kaavan 1.5 mukaisesti

(1.7)

Tässä Iφ(x) on suunnassa φ mitattu säteilyn intensiteetti detektorin pis-teessä x (potilaassa esimerkiksi janalla A–B vaimentuneelle säteilylle)ja I

0 vaimentumattoman säteilyn intensiteetti. µ(x, y) on potilaan mat-

kavaimennuskerroin. Jälkimmäinen yhtälö kuvaa mittaustulosta poti-laan koordinaatiston pisteiden (x, y) avulla ilmaistuna; yhtälössä olevaδ-funktio määrittelee A:n ja B:n kautta kulkevan suoran.

Takaisinprojisointi voitaisiin tehdä suoraan jakamalla kukin mitattuλφ(x):n arvo tasaisesti kaikkiin kuvamatriissa oleviin, yhtälössä 1.7olevan δ-funktion määräämiin kuvapisteisiin ja summaamalla nämätakaisinprojisoidut arvot kaikkien suuntien φ yli. Tällainen takaisin-projisointioperaatio ei kuitenkaan ole projektio-operaation käänteis-operaatio, eikä siksi johda oikeanlaisen kuvan rekonstruointiin, vaik-ka saatava kuva jossain määrin muistuttaakin kuvattavaa kohdetta(kuva 1.25). Itse asiassa, jos x - ja φ -parametrit kävisivät läpi kaikkimahdolliset arvonsa, saatava kuva K olisi (sylinterikoordinaattienavulla merkittynä)

, (1.8)

missä ** tarkoittaa kaksiulotteista konvoluutiota. Virhe voitaisiin pe-riaatteessa korjata suodattamalla19 kuvaa jälkikäteen. Samalla voi-taisiin huolehtia siitä, että kuvaan ei tulisi liikaa virheellisiä yksityis-kohtia, jotka aiheutuvat mitatun datan epätäydellisyydestä ja kohinai-suudesta. Tavallinen menettely, jolla päästään käytännössä samaanlopputulokseen, on kuitenkin suodattaa yksiulotteinen mitattu data

19 Suodatuksella tarkoitetaan tässä kuvankäsittelyoperaatiota, jossa vahvistetaan tai heiken-netään kuvan eri paikkataajuisia komponentteja. Tällaista suodatusta ei tule sekoittaa rönt-gensäteilyn suodatukseen, jota on käsitelty aiemmin luvussa 1.3.

��

�

71

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

(λφ(x)) sopivalla suodattimella (konvoluutio-operaatiolla) ennen ta-kaisinprojisointia.

Nykyiset TT-laitteet ovat luvussa 1.6 mainittua kolmatta sukupolvea,joissa käytetään viuhkamaista röntgensäteilykeilaa. Edellä esitetynkaltaista kuvan rekonstruointitapaa käytetään näissäkin laitteissa, vaik-ka laskennan yksityiskohdat ovat tietysti erilaiset eri tavalla tehtyjenyksittäisten vaimennusprofiilien mittausten takia.

Monissa nykyisissä laitteissa käytetään spiraali- tai helikaalikuvausta,jolloin potilaspöytä liikkuu säteilytyksen aikana jatkuvasti samalla kunröntgenputki ja detektorit pyörivät potilaan ympäri. Tällöin säteilykei-lan keskipiste kulkee potilaan pinnalla ruuvikierteen muotoista rataa.Kuvan rekonstruktiota varten luodaan mitatusta raakadatasta ensin ku-vien leiketasoja vastaavat projektiot interpoloimalla, jonka jälkeen kuvalasketaan suodatettua takaisinprojisointia käyttäen.

TT-kuvissa on vakiintunut käytännöksi esittää pikselien arvo niin sa-notun TT-, CT- tai Hounsfield -luvun avulla. Kun potilaassa olevantietyn vokselin keskimääräinen vaimennuskerroin on µ, on sitä vastaa-van pikselin arvo hounsfieldeissä (H)

KUVA 1.25 Mitatut yksiulotteiset projektiot, KUVA 1.25 Mitatut yksiulotteiset projektiot, KUVA 1.25 Mitatut yksiulotteiset projektiot, KUVA 1.25 Mitatut yksiulotteiset projektiot, KUVA 1.25 Mitatut yksiulotteiset projektiot, λλλλλφφφφφ, levitetään takaisinprojisoinnissa leike-, levitetään takaisinprojisoinnissa leike-, levitetään takaisinprojisoinnissa leike-, levitetään takaisinprojisoinnissa leike-, levitetään takaisinprojisoinnissa leike-aluetta vastaavaan kaksiulotteiseen tasoon mittaussuunnan mukaisestialuetta vastaavaan kaksiulotteiseen tasoon mittaussuunnan mukaisestialuetta vastaavaan kaksiulotteiseen tasoon mittaussuunnan mukaisestialuetta vastaavaan kaksiulotteiseen tasoon mittaussuunnan mukaisestialuetta vastaavaan kaksiulotteiseen tasoon mittaussuunnan mukaisesti

Kuvaan a) on piirretty kahdesta ja kuvaan b) kuudesta projektiosta saatu kuva, joka on saa-tu summaamalla projektioiden takaisinprojisoidut pikseliarvot. Käytettyjen projektiomittaus-ten vähäisyydestä huolimatta kuva alkaa jo muistuttaa kuvattavaa kohdetta, joka tässäesimerkissä koostuu kahdesta erikokoisesta ympyrämäisestä kiekosta. Todellisuudessaprojektioita mitataan suuri määrä ja ne suodatetaan ennen takaisinprojisointia, jolloin koh-teiden ympärille syntyvät ylimääräiset raidat ja tähtimäiset kuviot saadaan häviämään.

���������������������������������������

, (1.9)

72

missä µH2O

on veden matkavaimennuskerroin. Veden TT-luvuksi tulee0 H ja ilman TT-luvuksi -1000 H. Ihmisen eri kudosten TT-lukuja onesitetty kuvassa 1.26.

Joitakin erikoiskuvauksia

Tomografia eli kerroskuvausTomografia eli kerroskuvausTomografia eli kerroskuvausTomografia eli kerroskuvausTomografia eli kerroskuvaus

Tavanomaisen röntgenkuvan tulkinta on joskus hankalaa, koska po-tilaassa eri syvyyksillä olevat rakenteet kuvautuvat päällekkäin. Tätäongelmaa helpottava kuvausmenetelmä on tomografia, jossa vain tie-tyllä syvyydellä potilaassa oleva kerros kuvautuu tarkasti. Muilla sy-vyyksillä olevat yksityiskohdat kuvautuvat epäterävinä tai pyyhkiy-tyvät näkymättömiin. Tämä toteutetaan siirtämällä röntgenputkea jakuvareseptoria kuvauksen aikana toisiinsa nähden vastakkaisiinsuuntiin siten, että röntgenputken fokuksen ja tietyn potilaassa, to-mografiatasossa olevan pisteen määrittelemä suora osuu aina samallekohdalle kuvareseptoria. Silloin tämä piste ja muut sen kanssa sa-massa tasossa olevat pisteet kuvautuvat terävänä, kun taas eri sy-vyydellä olevat muut pisteet kuvautuvat röntgenputken liikeradan mu-kaisina, kontrastiltaan heikentyneinä viivoina. Tarkkana kuvautuvankerroksen paksuus riippuu liikeradan laajuudesta ja on tyypillisesti1–10 millimetrin suuruusluokkaa. Käytettävät kääntökulmat ovat 5–30 asteen suuruusluokkaa. Pienellä kulmalla otettavaa tomografiaanimitetään myös zonografiaksi. Siinä terävänä kuvautuva kerros onsuhteellisen paksu.

KUVKUVKUVKUVKUVA 1.26 Ihmisen kudosten TTA 1.26 Ihmisen kudosten TTA 1.26 Ihmisen kudosten TTA 1.26 Ihmisen kudosten TTA 1.26 Ihmisen kudosten TT-lukuja-lukuja-lukuja-lukuja-lukuja

�&��

�����

,���

,���,���

,�����

��

��

�

������

!�#�

&""

��#!�,�"� #

��"(� �

*����(����

�"�"��#��

&�#'�"�"��#��

!���

#.�'�

���#�

�"� �#���77,&"�"��:�

73

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

Tavallisimmin röntgenputken ja kuvareseptorin liike synkronoidaankäyttämällä niitä yhdistävää mekaanista vartta, jonka akselipiste mää-rää leiketason. Yleisin ja yksinkertaisin liikerata on röntgenputkensuoraviivainen liike (lineaaritomografia), mutta myös muunlaisia lii-keratoja käytetään. Tällaisen tavanomaisen tomografian käyttö on me-nettänyt merkitystään tietokonetomografian, magneettikuvauksen jaultraäänikuvauksen takia, ja sitä käytetään nykyään enää harvoin.

Uusia tomografiamenetelmiä kuitenkin kehitetään edelleen. Digi-taaliset kuvareseptorit antavat esimerkiksi mahdollisuuden tehdäkuvaus simuloimalla kuvareseptorin liikettä kerroskuvan lasken-nassa matemaattisesti. Eri suunnilta otetusta kuvasarjasta voidaansiten jälkikäteen rekonstruoida esimerkiksi useiden eri tasojen lei-kekuvat tai jopa kohteen epätäydellinen (kuvausprojektioiden mää-rän ja suunnan mukaan rajoitettu) kolmiulotteinen kuva. Tällaisiasovellutuksia on kehitetty ainakin hammaskuvaukseen ja mammo-grafiaan.

Hampaiston ja leukojen panoraamatomografiaHampaiston ja leukojen panoraamatomografiaHampaiston ja leukojen panoraamatomografiaHampaiston ja leukojen panoraamatomografiaHampaiston ja leukojen panoraamatomografia

Hampaiston ja leukojen alueen panoraamatomografiassa (ortopanto-mografiassa) käytetään professori Yrjö Paateron Suomessa kehittä-mää, 1960-luvun alussa markkinoille tullutta laitetyyppiä, jonka avullavoidaan kuvata esimerkiksi koko leukojen alue ja hampaisto samallefilmille. Samaa periaatetta voidaan käyttää muihinkin tutkimuskoh-

KUVKUVKUVKUVKUVA 1.27 TA 1.27 TA 1.27 TA 1.27 TA 1.27 Tomografian periaateomografian periaateomografian periaateomografian periaateomografian periaate

Röntgenputkea ja filmiä liikutetaanyhdessä niin, että tomografiatasos-sa olevan yksityiskohdan varjo py-syy kuvauksen aikana samalla koh-dalla filmiä. Tällöin tomografiatasos-sa olevat yksityiskohdat kuvautuvatterävinä ja tason ulkopuolella olevatepäterävinä. Tomografiavaikutus onsitä suurempi mitä kauempana yk-sityiskohta sijaitsee tomografiata-sosta ja mitä suurempia liikkeet ovat.

�)�����*"���

* ��&�#

6

4

4 646

� � ������,��#

74

teisiin, kuten kasvojen luiden kuvauksiin. Panoraamatomografialait-teessa säteily on rajattu kapeaksi viuhkamaiseksi keilaksi röntgen-putken kaihtimissa olevalla pystysuuntaisella raolla. Laitteen rönt-genputki kiertää vaakatasossa potilaan niskan takana hieman puoli-ympyrää suuremman kaaren. Kuvareseptori kiertää samanaikaisestipotilaan etupuolella samaan kiertosuuntaan hieman pienemmällä kul-manopeudella. Säteilykeilan pyörähdysakseli on potilaan sisällä javaihtaa paikkaansa kuvauksen aikana, jotta säteilyn kulkusuuntaolisi kaikissa hampaiston kohdissa likimain kohtisuorassa hampais-ton tasoa vasten. Kuvareseptorin liike on sovitettu säteilykeilan liik-keeseen siten, että kuvattavalla kaarimaisella, leukojen tasoa vastaa-valla pinnalla olevan yksityiskohdan varjo pysyy kuvareseptorilla sa-massa kohdassa koko sen ajan, jonka säteilykeila osuu kyseiseenyksityiskohtaan. Kun haluttu kuvaustaso on kauempana kuvaresep-torista (lähempänä säteilykeilan pyörähdyskeskipistettä), kuvaresep-torin liikkumisnopeuden potilaan suhteen on oltava suurempi kuinsilloin, kun kuvattava taso on lähempänä kuvareseptoria (kauempa-na pyörähdyskeskipisteestä). Jos asiaa tarkastellaan kuvareseptorinliikkumisnopeutena säteilykeilan suhteen, on tilanne päinvastai-nen: kuvareseptorin liikenopeuden hidastaminen siirtää kuvatta-vaa kerrosta lähemmäs pyörähdyskeskipistettä. Säätämällä kuva-reseptorin liikkumisnopeutta sopivasti röntgenputken liikkeen aika-na voidaan valita haluttu, leukojen muotoa muistuttava kaarimainentarkkana kuvautuva kerros. Laitteen liikkeiden ja säteilykeilan pie-nen, mutta äärellisen leveyden takia kuva on paitsi tasoon levitettypanoraamakuva, myös tomografiakuva, jossa terävänä näkyvä ker-ros on valittu kulloinkin kuvattavan kohteen mukaiseksi kaaripin-naksi.

Terävänä näkyvässä kerroksessa vaakasuuntainen ja pystysuuntainensuurennus ovat samat, kun taas leiketasosta kuvareseptoriin päin ole-vien yksityiskohtien kuva on lyhentynyt vaakasuunnassa ja leiketa-sosta pyörähdysakselin puolella olevien yksityiskohtien kuva on veny-nyt vaakasuunnassa. Tätä vaaka- ja pystysuunnan suurennusten eroavoidaan käyttää hyväksi laadunvarmistuksessa, kun tarkastetaan lait-teen kuvaaman tarkan kerroksen muotoa ja sijaintia. Testi voidaan tehdäesimerkiksi fantomilla, johon on upotettu pyöreitä metallikuulia leuko-jen muotoa kuvaavaan kaareen.

Panoraamatomografialaite on viivapyyhkäisy-tyyppinen röntgenku-vauslaite, jossa kuvareseptorina käytetään tavallisesti pinta-alatyyp-pistä ilmaisinta: kuvalevyä tai filmiä ja vahvistuslevyjä. Kuvaresep-

75

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

torin säteilykeilan ulkopuolella olevat osat on suojattu potilaassasironneelta säteilyltä kuvareseptorin edessä olevalla sekundaa-rikaihtimella, eikä laitteessa tarvita muita hajasäteilyn poistamis-keinoja. Joissakin nykyisissä laitteissa kuvareseptorina on pinta-alatyyppisen kuvareseptorin sijasta kapea digitaalinen CCD-pohjainenilmaisin. Pikselien keräämää varausta siirretään pikselisarakkees-ta seuraavaan sopivalla nopeudella ennen pikselien luentaa. Täl-löin saadaan samanlainen tomografiavaikutus kuin filmiä käyttä-vässä kuvauksessa.

SubtraktiokuvausSubtraktiokuvausSubtraktiokuvausSubtraktiokuvausSubtraktiokuvaus

Digitaalista subtraktio- eli vähennyskuvausta käytetään eniten an-giografiassa, verisuonten tutkimuksessa. Potilaasta otetaan ensin mas-kikuva, joka tallennetaan tietokoneen muistiin. Sen jälkeen potilaansuoneen ruiskutetaan varjoainetta ja otetaan uusi röntgenkuva. Kuntästä kuvasta vähennetään tietokoneen muistiin aiemmin talletettumaskikuva, kuvaan jää näkyviin vain näiden kahden kuvan välinenero – esimerkiksi varjoaineen täyttämät suonet – ja muut yksityis-kohdat katoavat. Tekniikka helpottaa pienikontrastisten kohteidennäkymistä erityisesti silloin, kun näiden kohteiden kanssa kuvassapäällekkäin olevien kudosten rakenne on monimutkainen tai niidenaiheuttama kontrasti on suuri. Subtraktioangiografiassa voidaan var-joaineen paremman näkyvyyden ansiosta käyttää usein pienempiävarjoainemääriä kuin ilman subtraktiota tehtävissä tutkimuksissa.Subtraktion käyttö on usein hyödyllistä myös esimerkiksi toimenpi-deradiologiassa, jossa sen avulla voidaan parantaa pienten katetriennäkyvyyttä tai saada maskikuvaan verisuoniston kartta helpottamaan

KUVA 1.28 Hampaiston ja leukojen panoraamakuva. KUVA 1.28 Hampaiston ja leukojen panoraamakuva. KUVA 1.28 Hampaiston ja leukojen panoraamakuva. KUVA 1.28 Hampaiston ja leukojen panoraamakuva. KUVA 1.28 Hampaiston ja leukojen panoraamakuva. Leukanivelet näkyvät kuvan lai-Leukanivelet näkyvät kuvan lai-Leukanivelet näkyvät kuvan lai-Leukanivelet näkyvät kuvan lai-Leukanivelet näkyvät kuvan lai-doissa ja hampaissa olevat paikat vaaleina.doissa ja hampaissa olevat paikat vaaleina.doissa ja hampaissa olevat paikat vaaleina.doissa ja hampaissa olevat paikat vaaleina.doissa ja hampaissa olevat paikat vaaleina.

76

katetrin ohjausta suonessa. Jälkimmäistä tarkoitusta varten suoneenruiskutetaan varjoainetta ennen maskikuvan ottoa, jolloin subtrak-tiotoiminnan kautta katsottavassa läpivalaisukuvassa nähdään mas-kikuvan mukainen verisuonisto ja kulloisenkin tilanteen mukainenkatetrin sijainti.

Subtraktion pääasiallinen käytännön ongelma on potilaan liikkumi-nen tutkimuksen aikana. Silloin maskikuva ja muut otettavat kuvateivät enää tarkasti vastaa toisiaan, ja kuvaan voi tulla häiritseviä arte-fakteja. Yleensä maskikuvaa voidaan siirrellä jälkikäteen näiden ku-vavirheiden korjaamiseksi, mutta tämä ei aina korjaa kuvaa kokonaan,koska potilaan liikkuminen on tavallisesti monimutkaisempaa kuinpelkkä sivuittaissiirros kuvareseptorin suhteen.

Kaksienergiakuvaus ja luun tiheyden mittausKaksienergiakuvaus ja luun tiheyden mittausKaksienergiakuvaus ja luun tiheyden mittausKaksienergiakuvaus ja luun tiheyden mittausKaksienergiakuvaus ja luun tiheyden mittaus

Röntgenkuvan ei tarvitse olla pelkkä kudosten vaimennuksen aihe-uttama varjokuva. Kuvantamisessa voidaan käyttää hyväksi myös eri(alku)aineiden erilaista säteilyn vaimennuksen energiariippuvuutta,jolloin kuvaan saadaan lisäinformaatiota. Lisäinformaatio on kuiten-kin rajallinen, koska röntgendiagnostiikan energia-alueella vaimen-nuksen energiariippuvuudella on käytännön tarkkuudella vain kak-si vapausastetta: vaimennus voidaan esittää hyvällä tarkkuudellakaikille biologisille kudoksille kahden erilaisen prosessin yhteisvai-kutuksena. Toisen niistä voi ajatella likimain kuvaavan fotosähköistäabsorptiota ja toisen Comptonin sirontaa. Jos samasta kohteesta ote-taan kuva kahdella eri fotonienergialla, voidaan kuvista laskea kun-kin kuvapisteen ja fokuksen välillä tapahtuneiden fotosähköisten jaComptonin vuorovaikutusten osuus. Tämä jako kahteen vuorovaiku-tukseen ei ole ainoa mahdollisuus. Yhtä hyvin näistä kahdesta ku-vasta voidaan laskea jako kahteen eri materiaaliin ja esittää tulosesimerkiksi pelkän kohteessa olleen luun kuvana ja pelkän pehmyt-kudoksen kuvana. Mikäli kuvattavassa kohteessa on kolmatta ku-dosmateriaalia, se näkyy näiden kahden materiaalin kombinaationa.Esimerkiksi rasva nähdään positiiviseena pehmytkudospaksuutenaja negatiivisena luun paksuutena: energiariippuvuuden kaksikom-ponenttirakenne ei anna mahdollisuutta käyttää jakoa useampaankuin kahteen perusmateriaaliin. Energiariippuvuuteen saadaan kui-tenkin uusi vapausaste, kun tarkastellaan varjoainetta, jolla on K-ab-sorptioreuna tarkasteltavalla energia-alueella. Silloin voitaisiin peri-aatteessa käyttää myös kolmienergiakuvaussysteemiä, jolla kyseinenvarjoaine saataisiin erotelluksi kudosten aiheuttamasta vaimennuk-

77

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

sesta. Tällaisia kuvauksia ei kuitenkaan käytännössä tarvita, koskavastaavat kuvat saadaan helpommin (temporaali)subtraktiokuvienavulla tai paikallisen vaimennuskertoimen avulla tietokonetomogra-fiassa.

Kaksienergiakuvausta käytetään nykyään lähinnä luun tiheyden mit-tauslaitteissa. Tällaisten laitteiden paikkaerotuskyky ei nykyiselläänole riittävä esimerkiksi murtumadiagnostiikkaan. Kaksienergiakuva-uksesta laskettu tiettyä materiaalia esittävä kuva voidaan kalibroidaantamaan kyseisen materiaalin, yleensä luun mineraaliaineksen, mää-rä kullakin sädelinjalla. Mittaustulos ilmaistaan pintatiheyden yksiköis-sä (g/cm2). Kyseisen materiaalin kokonaismassa kohteessa saadaanintegroimalla tämä mittaustulos kohteen kuvan yli. Sen sijaan mittausei ilmaise esimerkiksi luun mineraalipitoisuutta tilavuusyksikössä ole-vana massana.

Kaksienergiakuvaukseen perustuvia luun mineraalipitoisuuden mit-talaitteita on useita toisistaan hieman poikkeavia tyyppejä. Kaikkiniistä perustuvat kuitenkin pyyhkäisevään kuvanmuodostukseen,koska kuvaan tuleva sironnut säteily heikentäisi mittauksen tark-kuutta. Kahden kuvausenergian saamiseksi jotkut laitteet säteilyttä-vät kunkin kuvapisteen käyttämällä kahdella eri jännitteellä ja/taisuodatuksella aikaansaatua säteilyä. Joissakin laitteissa taas on kak-si päällekkäistä säteilynilmaisinta ja kaksihuippuinen (esimerkiksiceriumilla suodatettu) röntgenspektri. Päällimmäinen säteilynilmai-sin havaitsee ja absorboi pääasiallisesti pehmeämmän spektrin osanja alimmainen ilmaisin spektrin kovemman osan, jolloin kaksiener-giakuvaus saadaan suoritetuksi muuttamatta röntgensäteilyn spekt-riä kuvauksen aikana.

1.9 Röntgenkuvan laatu ja säteilyn käytön tehokkuus

Lääketieteellistä röntgenkuvaa ei voida ottaa mielivaltaisen pienel-lä potilaan säteilyaltistuksella. Tämä johtuu siitä, että pienellä an-noksella aikaansaadun röntgenkuvan sisältämä informaatio on fy-sikaalisista syistä väistämättä vähäinen ja kuvan käyttökelpoisuusdiagnostiikkaan huono. Tämän takia annosten pienentämistoimis-sa on samalla huolehdittava siitä, että röntgenkuvien laatu säilyyriittävän hyvänä. Toisaalta, jotta potilaan altistus saataisiin pidettyämahdollisimman pienenä, tutkimuksissa ei tule pyrkiä tarpeetto-man hyvälaatuisiinkaan kuviin. Vaikka on selvää, että kuvan anta-

78

ma informaatio kasvaakin fysikaalisen kuvanlaadun parantuessa,on yhtä selvää, että jossain vaiheessa saavutetaan piste, jonka jäl-keen kuvanlaadun parantaminen ei enää lisää diagnoosin tarkkuutta(kuva 1.29). Parantunut kuvanlaatu joudutaan maksamaan potilaansuurempana annoksena, ja edellä mainitun toimintapisteen saavut-tamisen jälkeen potilaan annoksen lisäys on tarpeeton. Keskeinenasia annoksen pienenä pitämisessä on tietysti myös, että röntgen-tutkimuksissa käytetään annosefektiivisyydeltään mahdollisimmantehokkaita menetelmiä ja laitteita: suuri annos ei sinänsä takaa hyvääkuvaa.

Rajankäynti tavoiteltavan kuvanlaadun ja potilaan annoksen välilläon vaikeaa, mutta se on väistämättä tehtävä kussakin röntgentutki-muksessa. Filmiä ja vahvistuslevyjä käytettäessä tämä tapahtuu suu-relta osin epäsuorasti jo kuvareseptoria valittaessa. Digitaalisessa jaelektronisessa kuvantamisessa valinnanvapautta on enemmän. Niissäkuvien kohinataso määräytyy viime kädessä kuvareseptoriannoksenmukaan. Mikäli toimintapisteen valintaa ei tehdä röntgenosastolla, senjoutuu tekemään laitteen valmistaja tai asentaja.

KUVA 1.29 Yksinkertaistettu periaate-esitys fysikaalisen kuvanlaadun ja diagnostiikanKUVA 1.29 Yksinkertaistettu periaate-esitys fysikaalisen kuvanlaadun ja diagnostiikanKUVA 1.29 Yksinkertaistettu periaate-esitys fysikaalisen kuvanlaadun ja diagnostiikanKUVA 1.29 Yksinkertaistettu periaate-esitys fysikaalisen kuvanlaadun ja diagnostiikanKUVA 1.29 Yksinkertaistettu periaate-esitys fysikaalisen kuvanlaadun ja diagnostiikantarkkuuden välisestä yhteydestätarkkuuden välisestä yhteydestätarkkuuden välisestä yhteydestätarkkuuden välisestä yhteydestätarkkuuden välisestä yhteydestä

Kun kuvanlaatu on liian heikko, kuvasta ei nähdä diagnoosiin tarvittavia yksityiskohtia, jadiagnostinen tarkkuus on huono. Kun kuvanlaatu paranee, diagnoosin tekoon tärkeät piir-teet tulevat paremmin näkyviin. Tällöin diagnostiikan tarkkuus paranee, kunnes saavute-taan kuvanlaatutaso, jolla kaikki kuvan sisältämät diagnoosille oleelliset piirteet voidaannähdä. Tämän jälkeen diagnoosin tarkkuus ei parane, vaikka kuvanlaatua parannettaisiinedelleen. Tutkimustekniikkaa ei voida pitää optimaalisena, mikäli tämä toimintapiste on ylitet-ty. Yhtä hyvään diagnostiikkaan olisi päästy vaatimattomammallakin kuvanlaadulla, joten tä-män pisteen ylitykseen tarvittu potilaan säteilyaltistuksen lisäys on ollut tarpeeton. (Doi et al,MTF’s and Wiener Spectra of Radiographic Screen-Film Systems, FDA 82-8187, 1982)

����� #��������""#

�.#����&������"!��&���"

79

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

Diagnostinen kuvanlaatu

Röntgentutkimuksen tarkoituksena on saada tietoa potilaan terveyden-tilasta. Röntgenkuvien laatu tulisikin siksi periaatteessa mitata kuvistasaavutettavan diagnostiikan tarkkuuden avulla. Tähän perustuva kuvan-laadun mittaus on useimpiin käytännön tarpeisiin kuitenkin liian työlästäeikä mittausta ole helppo kalibroida muualla toistamista varten. Saavu-tettavaan diagnostiikan tarkkuuteen vaikuttavat röntgenkuvien teknisenlaadun lisäksi ainakin potilaiden anatomian erot, röntgenkuvissa nä-kyvien taudin piirteiden vaihtelu, kuvien tulkitsijoiden taito ja koke-mus sekä potilaasta saatavat ennakkotiedot.

Hyvin tehdyssä tutkimuksessa röntgenkuvan tulee kattaa tarvittava ana-tominen alue kokonaan ja kuvaustekniikan, projektioiden ja potilaan aset-telun on oltava sovitun mukaisia. Tällöin kuvia tulkittaessa on vähemmänepätietoisuutta siitä, onko poikkeuksellinen kuva aiheutunut potilaan poik-keavasta anatomiasta vai poikkeavasta kuvauksesta. Kuviin tehtävätmerkinnät ovat myös tärkeitä, jotta kaikki kuvat pystytään yksilöimäänoikeaan potilaaseen ja tutkimukseen liittyviksi ja tiedetään esimerkiksitodellinen projektio.

Eri tautien diagnostiikassa tarvittavat kuvan piirteet poikkeavat toisis-taan, ja anatomiset piirteet voivat vaihdella paljon potilaasta toiseen. Jois-sakin tutkimuksissa tarvitaan potilaassa olevien pienten yksityiskohtienterävää piirtymistä, toisissa taas suurempien, mutta säteilyn vaimennuk-seltaan vain vähän ympäristöstään erottuvien kohteiden havaitsemista.Näissä tutkimuksissa saadaan siksi erilaiset vaatimukset kuvausmene-telmille, -tekniikoille ja -laitteistoille. Vaihtelua diagnostisiin tehtäviinaiheutuu myös siitä, että potilaan paksuus ja kuvasta havaittaviksi tarvit-tavien yksityiskohtien rakenne ja koostumus vaikuttavat röntgensäteilynspektrin valintaan. Joissakin tutkimuksissa voidaan tarkastella luun japehmytkudosten välistä kontrastia, toisissa taas ilman ja pehmytkudok-sen välistä, erilaisten pehmytkudosten välistä tai varjoaineiden aiheutta-maa kontrastia (kuva 1.21). Yleistä, kaikkiin tutkimuksiin soveltuvaakuvien laadun mittaa ei siksi ole olemassa, vaan kuvanlaatu on määri-teltävä kuvan sopivuutena kulloiseenkin kuvalle asetettuun tehtävään.

Diagnostista kuvanlaatua arvioidaan useimmiten visuaalisesti. Tällöinkuvasta voidaan esimerkiksi tarkastella erilaisten yksityiskohtien nä-kyvyyttä tai verrata eri tavoin otettuja kuvia toisiinsa. Usein saadaan-kin riittävä näkemys kuvien käyttökelpoisuudesta. Ongelmaksi muo-dostuu kuitenkin usein tuloksen kliinisen merkityksen arviointi ja se,

80

että kvantitatiivisia tuloksia on vaikea saavuttaa tarkastelun subjektii-visen luonteen takia. Jos esimerkiksi haluttu yksityiskohta nähdäänmolemmissa verrattavissa kuvissa, voidaan kysyä onko sillä merkitys-tä, että se näkyy toisessa ”paremmin” – mitä paremmuudella sittentarkoitetaankin. Entä onko tämän tarkastellun yksityiskohdan näky-misellä ylipäänsä todellista vaikutusta diagnoosien tarkkuuteen? Sub-jektiivinen arvio voi helposti johtaa siihen, että kuvaa pidetään hyvänäesteettisten mieltymysten takia tai siksi, että se on totutun kaltainen.

Röntgenkuvien perusteella tehtävän diagnoosin tarkkuuden objektii-vinen mittaaminen on periaatteessa mahdollista, vaikkakin erittäin työ-lästä ja aikaavievää. Riittävän tarkan tuloksen saamiseksi mittaukses-sa tarvitaan suuri joukko terveistä ja sairaista potilaasta otettuja kuvia,joista kunkin potilaan todellisen terveydentilan tulee olla tiedossa. Tämätieto tarvitaan kaikissa diagnoosien tarkkuutta selvittävissä tutkimuk-sissa. Sen saaminen onkin usein näiden tutkimusten hankalin ongel-ma. Selvitykseen valittujen kuvien vaikeusaste vaikuttaa tietysti tulok-seen. Periaatteessa selvityksessä tulisi käyttää niin suurta potilasmää-rää, että otoksessa olevien kuvien vaihtelu vastaisi todellista tilannettakyseisessä tutkimuksessa.

Käyttökelpoiseen tulokseen pääsemiseksi ei riitä, että mitattaisiin pel-kästään oikean diagnoosin saavuttamisen todennäköisyyttä. Se riip-puu ensinnäkin huomattavasti taudin yleisyydestä tutkittavassa vä-estöjoukossa. Pelkän tarkkuuden mittaaminen ei yleensä ole riittä-vää myöskään siksi, että väärien positiivisten ja väärien negatiivistendiagnoosien kliininen merkitys ei ole sama. Tämän vuoksi hyödylli-semmissä mittauksissa selvitetäänkin kuvien perusteella saavutetta-va sensitiivisyys ja spesifisyys, eli oikean positiivisen ja oikean nega-tiivisen diagnoosin todennäköisyys. Tämäkään ei yleensä ole riittä-vää, koska kuvien tarkastelija voi asettaa positiiviselle diagnoosillemonentasoisia kriteereitä, jolloin sekä sensitiivisyys että spesifisyysmuuttuvat: diagnoosin tekijä voi antaa positiivisen diagnoosin löy-semmin tai tiukemmin perustein.

Tulkintakriteerin huomioimiseksi diagnostiikan tarkkuutta selvittävämittaus voidaan tehdä ROC-menetelmällä (Receiver Operating Cha-racteristic), jossa kuvien tulkitsija antaa kuvista paitsi vastauksen, myösdiagnoosinsa varmuutta kuvaavan näkemyksen. Varmuus voidaan il-maista esimerkiksi viisiportaisella asteikolla, joka ulottuu varmasti po-sitiivisesta varmasti negatiiviseen. Tämän mittauksen tuloksena saa-daan käyrä, joka kuvaa eri diagnoosikriteereiden antamia sensitiivi-

81

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

syys-spesifisyys-arvopareja. Yleisesti käyrä piirretään siten, että vaa-ka-akselina on väärän positiivisen diagnoosin todennäköisyys (FPF,FPF = 1 - spesifisyys) ja pystyakselina oikean positiivisen diagnoosintodennäköisyys (TPF eli sensitiivisyys). Jos toimitaan löysällä diagnoo-sikriteerillä, valtaosa positiivisista tapauksista havaitaan, mutta spesi-fisyys kärsii (käyrien osa lähellä oikeaa yläkulmaa). Jos vääriä positii-visia diagnooseja halutaan vähentää, on valittava tiukempi kriteeri, jol-loin toimintapiste liikkuu käyrää pitkin vasemmalle ja sensitiivisyyshuononee. Se mikä toimintapiste on paras, riippuu väärien negatiivis-ten ja väärien positiivisten diagnoosien aiheuttamasta vahingosta jataudin yleisyydestä.

Mitä lähempänä ROC-graafin vasenta yläkulmaa käyrä sijaitsee, senparempaa informaatio on ollut, ja sen suurempi on käyrän alle jääväpinta-ala. Varsinaisen ROC-käyrän sijasta mittaustulos ilmaistaankinusein käyrän alle jäävänä pinta-alana A

z (0 ≤ A

z ≤ 1). Toinen usein

käytetty mittaustuloksen ilmaisutapa on laskea Az-arvosta päätöksen-

tekoon liittyvä signaali-kohinasuhde, jota merkitään yleensä da:lla.

ROC-menetelmän lisäksi on olemassa muitakin psykofysikaalisia me-netelmiä, joilla voidaan mitata päätöksenteon tarkkuutta.

KUVA 1.30 Esimerkki ROC-käyristäKUVA 1.30 Esimerkki ROC-käyristäKUVA 1.30 Esimerkki ROC-käyristäKUVA 1.30 Esimerkki ROC-käyristäKUVA 1.30 Esimerkki ROC-käyristä

Vaaka-akselina on väärän positiivisen diagnoosin todennäköisyys (FPF = 1 - spesifisyys) japystyakselina oikean positiivisen diagnoosin todennäköisyys (TPF = sensitiivisyys). Kuvaanon piirretty kahden diagnostisen testin (A ja B) saavuttama sensitiivisyys ja spesifisyys. Tes-tien keskinäisen paremmuuden selvittämiseksi on mitattava niihin liittyvät ROC-käyrät. Mikälipisteet sijaitsevat eri käyrillä (vihreät käyrät) on testi A parempi. Jos ne sijaitsevat samallakäyrällä (musta käyrä), testit ovat yhtä hyvät; testi B on vain luettu tiukemmalla diagnostisellakriteerillä. (Mukaeltu lähteestä: Metz CE, Sem. in Nucl. Med. 8, 283, 1978)

������

���

��� ��� ���

���

���

���

���

������

82

ROC-menetelmää voidaan käyttää esimerkiksi diagnostiikan tarkkuu-den mittaamiseen, eri tutkimusmenetelmien vertaamiseen ja vaikkapaselvityksiin, joissa tutkitaan kuvankäsittelyn vaikutusta diagnostiikantarkkuuteen. Kuvanlaadun mittaukseen se on käytännössä liian työläsmenetelmä ja johtaa vain hyvin niukkaan vastaukseen: kuinka hyviätarkastellut kuvat ovat tämän tarkastelijajoukon tarpeisiin. Se ei esi-merkiksi vastaa kysymykseen, mikä tilanne olisi ollut, jos kuvat olisiotettu hieman erilaisella tekniikalla, jos kuvia olisi käsitelty toisin, josdiagnostinen kysymys olisi ollut toisin asetettu tai jos kuvien potilas-tai tarkastelijajoukko olisi ollut toinen. Tämän takia kuvanlaadun mit-taamiseksi tarvitaan muita menetelmiä ja mallinnusta, jonka avullakuvanlaatuun vaikuttavien eri tekijöiden vaikutusta voidaan analysoi-da paremmin. Tällaisen lähestymistavan tarjoaa fysikaalisen kuvan-laadun tarkastelu. Hyvät fysikaaliset kuvanlaatuarvot eivät kuitenkaanole itsetarkoitus. Perustavoitteena on saada aikaan kuvia, jotka täyttä-vät niille asetetut lääketieteelliset tavoitteet.

Fysikaalinen kuvanlaatu

Fysikaalisella (tai teknisellä) kuvanlaadulla voidaan tarkoittaa kuvanmitattavia yksittäisiä ominaisuuksia tai näiden tekijöiden yhteisvaikutus-ta siihen, kuinka paljon informaatiota kuvasta saadaan jonkin tietyn ku-valle asetetun tehtävän suorittamiseen. Kun tehtävä valitaan siten, ettäsen yhteys kliiniseen tilanteeseen on riittävän läheinen, voidaan uskoa,että tuloksella on yhteys myös diagnostiikan tarkkuuteen. Kuvien fysi-kaalinen laatu on monimutkainen, useista tekijöistä riippuva käsite. Täs-sä tekstissä rajoitutaan siksi pääasiassa vain esittelemään tärkeimmätasiaan liittyvät käsitteet. Nykyinen lähestymistapa kuvanlaatuun perus-tuu tilastolliseen päätöksentekoteoriaan (SDT, statistical decision theo-ry tai signal detection theory), joka antaa asialle sopivan teoreettisen jakäsitteellisen taustan. Hyvä kuvanlaadun käsitteistön nykytilanteen yh-teenveto on esitetty muun muassa ICRU:n raportissa 54, jossa on myöskattava kirjallisuusluettelo aiheesta.

Tärkeimpiä kuvanlaatutekijöitä ovat kuvan kontrasti, terävyys ja kohi-na, jotka yhdessä vaikuttavat kuvattavien yksityiskohtien havaittavuu-teen. Nämä kuvanlaadun komponentit ovat sinänsä itsenäisiä, muttane ilmenevät usein toisiinsa liittyneinä: esimerkiksi kuvan kontrastinja terävyyden kasvattaminen tekee yleensä myös kuvassa olevan kohi-nan selvemmin näkyväksi. Nykyiset digitaaliset kuvantamismenetel-mät yhdistävät nämä tekijät vielä aiempaa selvemmin, kun kuvia voi-

83

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

daan jälkikäteen manipuloida: niitä voidaan suodattaa kohinan vähen-tämiseksi tai piirtotarkkuuden parantamiseksi, ja harmaasävyt voidaanmuuttaa halutuiksi. Samalla kun yhtä näistä ominaisuuksista pyritäänparantamaan, aiheutetaan yleensä toisen ominaisuuden huononemi-nen: kuvaa manipuloimalla ei pystytä lisäämään kuvan informaatiota,vaikka se joskus antaakin mahdollisuuden saada kuvassa oleva infor-maatio ihmishavaitsijalle paremmin näkyväksi. Näitä tekijöitä käsitel-lään hieman tarkemmin myöhemmin tässä luvussa.

KontrastiKontrastiKontrastiKontrastiKontrasti

Kuvan kontrasti on kvalitatiivinen yleiskäsite, jolla tarkoitetaan kuvas-sa näkyvää tummuusvaihtelua: kontrasti on suuri, kun kuvassa on sekähyvin tummia että vaaleita alueita, ja pieni, kun kuvan harmaaskaalaon kapea. Kontrasti on toisaalta myös mitattava suure, joka ilmaiseekahden kuvan kohdan kirkkauden suhdetta: suhde voidaan mitataesimerkiksi tietylle yksityiskohdalle ja sen lähiympäristölle. Riittäväyksityiskohdan kontrasti on välttämätön, jotta se voitaisiin havaita ku-vasta. Ihmissilmän kyky havaita eri kirkkaustasoja on rajallinen. Kont-rasti ei kuitenkaan ole ainoa yksityiskohdan näkymiseen vaikuttavatekijä. Näkymiseen vaikuttavat lisäksi kuvan terävyys ja kohina sekämonet muut seikat, kuten kuvan sisältö. Kun kaikki nämä muut tekijätpysyvät muuttumattomina, isompi kontrasti tekee yksityiskohdasta hel-pommin näkyvän.

Tavallisin kontrastin (C) määritelmä on

KUVA 1.31 Erikontrastisia kuviaKUVA 1.31 Erikontrastisia kuviaKUVA 1.31 Erikontrastisia kuviaKUVA 1.31 Erikontrastisia kuviaKUVA 1.31 Erikontrastisia kuvia

Yksityiskohta on sitä selvemmin erottuva mitä suurempi sen kontrasti taustaan nähden on.Jokaisessa kuvassa on kolme yksityiskohtaa: keskellä suuri 40 x 40 pikselin kokoinen neliö jasen alapuolella kaksi 10 x 10 pikselin kokoista neliötä. Vasemmanpuoleisen pikkuneliön kirk-kaus on sama kuin ison neliön ja oikeanpuoleisen pikkuneliön kontrasti taustaan nähdenpuolet ison neliön kontrastista. Taustan pikseliarvo 180 ja ison neliön pikseliarvo a) 120,b) 150, c) 165 ja d) 173.

, (1.10)

���������������������������������������������� ������������������������

84

missä I1 ja I

2 ovat tarkasteltavien kohtien kirkkaudet. Myös muunlaisia

määritelmiä käytetään: Esimerkiksi nimittäjässä oleva keskiarvo voi-daan korvata tarkastellun yksityiskohdan taustan kirkkaudella. Näintehdään varsinkin silloin kun yksityiskohta on pieni. Filmillä olevankuvan kontrasti mitataan yleensä tarkasteltavien kuvan kohtien optis-ten tiheyksien erotuksena. Tämä erotus kuvaa näiden kuvan kohtienkirkkauden suhdetta: optinen tiheys on määritelty filmin läpi tulevanvalon vaimennuksen negatiivisena logaritmina

. (1.11)

Tässä D on optinen tiheys (laaduton luku) ja I ja I0 ovat filmin läpi

tulevan valon intensiteetti ja vastaava valon intensiteetti ilman filmiä.Esimerkiksi, kun kahden filmin alueen tiheysero on 0,1, on vaaleampialue noin 26 prosenttia tummempaa aluetta kirkkampi (100,1 ≈ 1,26).

Kuvan kontrasti riippuu monista seikoista. Yksi tekijä on se, mitensuuri on säteilyn vaimennusero potilaassa röntgenputken fokuksenja tarkasteltujen kuvan kohtien välisillä suorilla. Yleensä tätä kuvail-laan kuvatasossa mitatun ilmakerman20, säteilyn intensiteetin tai vas-taavien suureiden avulla. Saatua suhdetta (tai niistä kaavan (1.10)mukaan laskettua suhdetta) kutsutaan säteilykontrastiksi. Tarkastiottaen tämä ei ole kuitenkaan riittävää, koska yksityiskohtien vai-mennuserot riippuvat yleensä säteilyn energiasta, ja eri intensiteetinlisäksi myös kuvareseptorille näihin kohtiin lankeavan säteilyn spekt-rit poikkeavat toisistaan. Tämä aiheuttaa sen, että kuvareseptorit, joillaon erilainen vaste eri fotonienergioille, havaitsevat hieman toisistaanpoikkeavan säteilykontrastin. Käytännössä kuvareseptorin energia-vaste riippuu pääasiassa kuvareseptorin absorptiosta ja siten siiskuvareseptorin materiaalista ja paksuudesta.

Säteilykontrastiin vaikuttava seikka on myös kuvareseptorille lankea-van, potilaassa sironneen säteilyn määrä. Sironnut säteily muodostaakoko kuvaan melko tasaisen hajasäteilytaustan, joka pienentää pri-maarisäteilyssä olevaa kontrastia: kuten jo aikaisemmin todettiin, si-ronneen säteilyn vaikutus kuvan kontrastiin on samanlainen kuin huo-nosti pimennetyn huoneen vaikutus valkokankaalle heijastettavaankuvaan. Sironneen säteilyn osuus kuvareseptorille osuvasta säteilystä

20 Ilmakerma on röntgensäteilyn energia-alueella hyvin tarkasti sama kuin ilmaan absorboitu-nut annos. Suureet on selitetty tämän kirjasarjan ensimmäisessä osassa ”Säteily ja sen havait-seminen”.

85

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

on sitä suurempi, mitä paksumpi potilas on ja mitä suurempi on kuva-uksessa käytetty kenttäkoko. Sen osuus voi olla huomattavasti primaa-risäteilyä suurempi. Sironnutta säteilyä voidaan vähentää käyttämällämahdollisimman pientä säteilyn kenttäkokoa, sijoittamalla kuvaresep-tori kauemmas potilaasta (ilmaväli) tai käyttämällä kuvareseptorin edessähajasäteilyhilaa.

Kuvan kontrasti riippuu säteilykontrastin lisäksi kuvareseptorin kont-rastinvahvistuksesta, esimerkiksi röntgenfilmin jyrkkyydestä. Filminjyrkkyys, eli gamma-arvo, on määritelty filmin karakteristisen käyränkulmakertoimen avulla

, (1.12)

missä X on filmin (suhteellinen) valotus. Kun γ > 1, kuvasta nähtäväkontrasti on alkuperäistä säteilykontrastia voimakkaampi ja pienelle sä-teilykontrastille (∆X/X) se on

. (1.13)

Filmin jyrkkyyteen vaikuttaa filmityypin lisäksi myös se, miten filmikehitetään. Esimerkki tästä on kuvassa 1.15. Jyrkkä filmi vahvistaakuvan kontrastia ja helpottaa heikkojen yksityiskohtien erottumista.Toisaalta jyrkkyyden kasvattaminen pienentää filmin dynaamista aluet-ta, latitudia. Kun kuvataan kehon kohtaa, jossa kuvan eri alueidenkirkkaus poikkeaa toisistaan paljon (esimerkiksi keuhkokuvaus), jou-dutaan usein käyttämään loivaa filmiä. Silloin kuvaan saatava kont-rasti on pienempi kuin jyrkkää filmiä käytettäessä, mutta voi silti ollahyväksyttävä kuvan kaikissa osissa. Jyrkkää filmiä käytettäessä osakuvasta jää helposti yli- tai alivalotetuksi ja näiden kuvan osien yksi-tyiskohdat erottuvat heikosti. Röntgenfilmin valotusvara onkin kään-teisessä yhteydessä filmin jyrkkyyteen.

Röntgenkuvien valotusvirheitä kuvaillaan usein sanomalla, että kuvatovat liian tummia tai liian vaaleita. Liian tummien kuvien tarkastelu onhankalaa, mutta useimmiten liialla tummuudella tai vaaleudella tar-koitetaan itse asiassa kuitenkin sitä, että kuvien kontrasti ei ole riittäväkaikissa kuvan osissa: röntgenfilmin karakteristinen käyrä on loiva,

86

kun filmin optinen tiheys on liian suuri tai pieni (kuva 1.15). Ali- taiylivalotetussa kuvassa joudutaan toimimaan käyrän loivalla tai vaaka-suoralla alueella, jolloin kuvassa näkyvät mustumaerot ovat vähäiset.Elektronisten kuvantamissysteemien dynaaminen alue on yleensä pal-jon filmin dynaamista aluetta suurempi, eivätkä valotusvirheet niissäsiksi tavallisesti ole samanlainen ongelma kuin filmiä käytettäessä. Di-gitointiin käytettävissä oleva pikselien harmaasävyjen määrä (digitoin-tisyvyys) on kuitenkin käyttökelpoista dynaamista aluetta rajaava teki-jä. Jos dynaamista aluetta kasvatetaan tekemällä digitointi karkein vä-lein, ei pieniä vaimennuseroja saada enää näkyviin.

Elektronisessa ja digitaalisessa kuvantamisessa kuvan muodostus jakuvan esitys ovat toisistaan selkeästi erillään, ja kuvan kontrastilla onkäytännön merkitystä vasta kuvan esitysvaiheessa. Kuvan pikseliar-vojen yhteys kuvareseptorille kohdistuneen säteilyn määrään tarvitaankuitenkin kuvantamissysteemin toiminnan analysoinnissa, esimerkik-si pikseliarvojen kvantisointitasojen selvittämiseksi tai kuvan mitatta-vien ominaisuuksien järkevään ilmaisemiseen. Digitaalisen kuvan kont-rasti on kuvan esitysvaiheessa lähes mielivaltaisesti säädettävissä. Ha-lutun kuvasignaalin suhde kohinaan onkin siksi kontrastia oleellisempitekijä kuvanlaadun kannalta. On kuitenkin syytä huomata, että sätei-lykontrasti on tärkeä asia myös digitaalisessa kuvantamisessa kunnol-lisen kuvadatan saamiseksi; kontrastin vahvistaminen vasta kuvan esi-tysvaiheessa voimistaa myös kuvassa näkyvää kohinaa ja on monessatapauksessa hyödytöntä. Muistisääntönä tässä voi pitää, että kuvaa kat-sottaessa kontrastin säätö suuremmaksi on hyödyllistä silloin, kun ku-van kohina ei vielä ole selvästi näkyvää. Vastaavasti voidaan ajatella,että kuvan kaikkea informaatiota ei ole käytetty hyväksi, mikäli kont-rasti on säädetty niin pieneksi, ettei kohina ole selvästi näkyvissä.

TerävyysTerävyysTerävyysTerävyysTerävyys

Terävyys on toinen keskeinen vaatimus hyvälle kuvalle. Terävyydellätarkoitetaan sitä, että kuvattavan kohteen terävä reuna myös kuvautuuterävänä sen sijaan, että se näkyisi kuvassa enemmän tai vähemmänpehmeänä muutoksena tummasta vaaleaan. Samaa asiaa kuvaa ero-tuskyky, jossa tarkastellaan lähekkäin sijaitsevien pienten kohteidenerottumista toisistaan. Kuvan terävyyttä arvioidaankin tavallisimmin vi-suaalisten erotuskykymittausten avulla. Tulos ilmaistaan suurimmankuvasta havaittavan paikkataajuuden avulla (mm-1). Erotuskykymitta-uksessa tulokseen vaikuttavia lisätekijöitä ovat terävyyden lisäksi tar-kasteltavan testikuvan kontrasti ja kohina.

87

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

Erotuskykymittaus antaa vain rajallisen käsityksen kuvaussysteeminpiirtokyvystä, koska arvio kohdistuu vain suurimpaan havaittavaanpaikkataajuuteen. Piirtokykyä voidaan käsitellä tarkasti modulaationsiirtofunktion (MTF) avulla; se kertoo kaikkien kuvassa olevien paik-kataajuuksien kuvautumisen.

MTF perustuu lineaarisen ja siirtoinvariantin kuvaussysteemin mal-liin21. Tällaisen systeemin piirtokyky voidaan määrittää täsmällisestisen mukaan, kuinka pistemäinen kohde kuvautuu. Voimakkuudel-taan ykköseen normitetun pistekohteen keskimääräistä kuvaa22 kut-sutaan pistevasteeksi (PSF, point spread function). Kaikkien mahdol-listen kuvattavien kohteiden voidaan ajatella koostuvan eri paikkoihinsijoitettujen, erivoimakkuuksisten pisteiden summana. Lineaarisellasysteemillä kuvatun kohteen keskimääräinen kuva saadaan tällöin las-kettua kohteen ja pistevasteen konvoluutiona. Kuvan yhteys kuvatta-vaan kohteeseen ja systeemin pistevasteeseen on kuitenkin yksinker-taisempi, kun analyysi tehdään paikkamuuttujien sijasta paikkataa-juusavaruudessa. Tähän päästään kaksiulotteisen Fourier-muunnoksenavulla. Kuvan Fourier-muunnos on tällöin yksinkertaisesti kohteenFourier-muunnoksen ja pistevasteen Fourier-muunnoksen tulo. Varsi-nainen kuva saadaan haluttaessa käänteisen Fourier-muunnoksenavulla.

KUVA 1.32 Epäteräviä kuviaKUVA 1.32 Epäteräviä kuviaKUVA 1.32 Epäteräviä kuviaKUVA 1.32 Epäteräviä kuviaKUVA 1.32 Epäteräviä kuvia

Kukin kuva on saatu kuvasta 1.31 b) konvoloimalla kuva pistevasteen kanssa. Pistevaste(PSF) tässä esimerkissä on kaksiulotteisen normaalijakauman muotoinen. Sen leveyttä ku-vaava parametri (σ, jakauman hajonta) on a) 0,5 pikseliä, b) 1 pikseli, c) 2 pikseliä ja d) 4pikseliä. Näitä pistevasteita vastaavat MTF:t ovat myös normaalijakauman muotoiset janiiden leveyttä kuvaava parametri (jakauman hajonta) on 1/2πσ.

���������������������������������������������� ������������������������

21 Monet röntgenkuvaussysteemit eivät tarkasti täytä näitä ehtoja: esimerkiksi röntgenfilminvaste säteilylle ei ole lineaarinen. Analyysi voidaan kuitenkin tehdä riittävällä tarkkuudella, kunoptisen tiheyden sijasta tarkastellaan filmin valotusta. Muunnos optisesta tiheydestä valotuk-seen voidaan tehdä filmin karakteristisen käyrän avulla.

22 Keskimääräistys on tarpeen, koska todellisuudessa röntgenkuvassa on aina kohinaa, jatodelliset yksittäisten pisteiden kuvat poikkeavat toisistaan.

88

PSF:n Fourier-muunnosta kutsutaan optiseksi siirtofunktioksi (OTF),ja sen itseisarvo on MTF. Käytännön tarkasteluihin riittää yleensä tun-tea pelkkä MTF, joka ilmaisee sen, miten eri taajuisten siniaaltosig-naalien amplitudit vaimentuvat kuvaussysteemissä. MTF voidaankinmääritellä ja mitata myös toisin kuin pistevasteen avulla: kuvaussys-teemin suhteellisena vasteena eritaajuisille siniaalloille. Modulaationsiirtofunktion hyöty perustuu siihen, että lineaarisessa siirtoinvarian-tissa systeemissä siniaallon kuva säilyy samantaajuisena siniaaltona jaainoastaan aallon modulaatio muuttuu. Koko kuvaussysteemin MTFon kuvausketjun osien MTF:ien tulo. Taajuusavaruudessa tapahtuvatarkastelu antaa myös mahdollisuuden yhdistää kuvan terävyys kohi-namittausten tuloksiin yksinkertaisella tavalla. Tätä asiaa käsitelläänmyöhemmin tässä luvussa. Kuvaussysteemin kontrastinvahvistusta kä-sitellään määritelmän mukaan MTF:stä erillään. Tämän mukaisesti MTFnormitetaan siten, että sen arvo nollataajuudella on yksi. Käytännössäkuvan terävyyteen vaikuttavat fysikaaliset ilmiöt aiheuttavat sen, ettäMTF pienenee taajuuden kasvaessa.

Kuvat ovat kaksiulotteisia kohteita; niitä voidaan kuvailla kahdenpaikkakoordinaatin (x, y) mukaan muuttuvana kirkkautena. Toinenesitystapa, joka jo mainittiin yllä, on hajottaa kuva erisuuntaisten si-niaaltojen summaksi kaksiulotteisen Fourier-muunnoksen avulla jailmaista erisuuntaisten ja -taajuisten aaltojen ominaisuudet (niidenamplitudi ja vaihe sisältyvät kompleksilukuna esitettävään Fourier-muunnoksen arvoon); tähän kuvailuun tarvitaan kaksi paikkataajuus-muuttujaa (f

x, f

y). Vastaavasti kuvan MTF on kaksiulotteinen suure:

MTF(fx, f

y). MTF:n esitystä voidaan kuitenkin yksinkertaistaa, kun ku-

vaussysteemi on isotrooppinen (eli terävyys on sama kaikkiin suun-tiin). Tässä tilanteessa piirtotarkkuuden kuvailuun riittää yksiulottei-sen MTF(f):n käyttö. Se voidaan mitata esimerkiksi viivakohteesta ote-tun kuvan profiilin yksiulotteisena Fourier-muunnoksena: mittaustulosvastaa kaksiulotteisen MTF:n origon kautta kulkevaa, analysointisuun-nan mukaista leikkausta. Yksiulotteisen MTF:n mittaus viivan avullaon paljon helpompaa kuin kaksiulotteisen MTF:n mittaus pisteen ku-van avulla. Se on siksi yleisin MTF:n mittausmenetelmä. Mikäli kuva-ussysteemi ei ole isotrooppinen, mittaustulos riippuu mittaussuunnas-ta. Isotrooppisessa systeemissä leikkaus on samanlainen mittaussuun-nasta riippumatta ja ilmaisee systeemin piirtokyvyn yksikäsitteisesti.

Systeemin piirtokykyyn vaikuttavia tekijöitä on useita. Röntgenputkenfokuksen koko on yksi niistä ja aiheuttaa niin sanottua geometrista epä-tarkkuutta. Fokuksen intensiteettijakauma i(x, y) ei kuitenkaan ole tässä

89

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

23 Tällainen testikappale on pyöreä muovilevy, jossa on säteittäin vuorotellen säteilyä vaimen-tavia ohuita lyijysektoreita ja säteilyä hyvin läpäiseviä samanlevyisiä sektoreita.

~

ainoa tekijä. Fokuksen vaikutus riippuu myös kuvan suurennuksesta(M), joka voidaan laskea jakamalla fokuksen ja kuvareseptorin välinenetäisyys fokuksen ja tarkastellun yksityiskohdan välisellä etäisyydellä.Geometriseen epätarkkuuteen liittyvä MTF voidaan kirjoittaa muodossa

. (1.14)

|I(νx, ν

y)| on fokuksen tasossa mitatun normitetun intensiteettijakau-

man i(x, y) Fourier-muunnoksen itseisarvo. Kuvatasossa tarkasteltaviapaikkataajuuksia on yhtälössä (1.14) merkitty (f

x, f

y):llä. Yhtälöstä

nähdään muun muassa, että fokuskokoon liittyvä MTFgeom

(fx, f

y) ≡ 1

taajuudesta ja fokuksen koosta riippumatta, kun suurennus M = 1.Käytännössä kuvausgeometriaan liittyy aina suurennusta, ja silloinon huomattava, että myös kuvattava kohde suurenee ja sen taajuu-det kuvatasossa pienenevät vastaavasti tekijällä M. Tämä kuvattavankohteen taajuuksien pieneneminen pyrkii parantamaan yksityiskoh-tien toistumista, koska kuvareseptorin MTF tyypillisesti kasvaa taajuu-den pienentyessä. Geometrinen, fokuskoosta johtuva epätarkkuus puo-lestaan aiheuttaa terävyyden huonontumista. Suurennuksesta saatavahyöty riippuu siitä, kumpi näistä tekijöistä on voimakkaampi. Selkeäjohtopäätös kuitenkin on, että suurennuskuvaus vaatii mahdollisim-man pienen fokuksen käyttöä, ja että suurennuksesta voi olla hyötyä,mikäli kuvareseptorin piirtokyky on yksityiskohtien näkyvyyttä rajoit-tava tekijä.

Suorakaiteen muotoisen fokuksen optinen siirtofunkitio on

, (1.15)

missä ax ja a

y tarkoittavat fokuksen leveyttä x- ja y-suunnissa. MTF

saadaan lausekkeen itseisarvona. Tässä tapauksessa OTF on reaaliar-voinen funktio (koska PSF on symmetrinen), mutta saa negatiivisia ar-voja tietyillä taajuusalueilla. Nämä negatiiviset arvot kuvaavat näillätaajuuksilla tapahtuvaa vaihesiirtoa: kuvattavan siniaallon maksimikuvautuu aallon miniminä ja päinvastoin. OTF:n merkin muutostenvälillä OTF = 0, mikä tarkoittaa sitä, että kyseinen taajuus ei kuvaudulainkaan. Yhtälöä (1.15) on käytetty usein hyväksi röntgenputken fo-kuskoon mittauksissa niin sanotun tähtirasteritestilevyn23 avulla – tes-

90

tikappaleen kuvasta on mitattu se (matalin) taajuus, jolla kuvan kont-rasti häviää ja jota suuremmilla taajuuksilla nähdään vaihesiirto.Tuloksesta on laskettu mitattua fokusta vastaavan suorakaiteen muo-toisen fokuksen mitat. Mittaus ei kuitenkaan ota huomioon fokuk-sen todellista muotoa ja fokuksen antamaa piirtotarkkuutta täsmäl-lisesti – tulos kuvaa vain sitä, minkä kokoinen suorakaiteen muo-toinen fokus antaisi saman MTF:n ensimmäisen nollakohdan. Siksitätä menetelmää ei enää käytetä röntgenputkien fokuskoon mitta-uksessa; nykyisten standardien mukaiset mittaukset perustuvatkapean raon kuvaukseen. Menetelmä on kuitenkin helppoutensatakia käyttökelpoinen esimerkiksi laadunvarmistusmittauksissa.

Pientä fokusta käytettäessä joudutaan käyttämään pitempiä kuvausai-koja ja riski potilaan liikkumiseen kuvan oton aikana kasvaa: tällöinjoudutaan tekemään kompromissi fokuskoon ja kuvausajan välillä.Liikkeen aiheuttamaa epäterävyyttä voidaan myös kuvailla MTF:navulla. Se saadaan tarkasteltavan pisteen liikettä kuvaavan käyränFourier-muunnoksena. Esimerkiksi tasaisella nopeudella v tapahtu-vaan liikkeeseen liittyy modulaation siirtofunktio

, (1.16)

missä kuvausaika on t, suurennus M ja taajuutta f tarkastellaan ku-vatasossa liikkeen suunnassa.

Muita samankaltaisia epätarkkuustekijöitä voivat olla röntgenlaitteenasettelun vakauteen liittyvät seikat, kuten fokuksen tai kuvareseptorinliikkuminen kuvauksen aikana. Niitä voidaan käsitellä samoin kuin ylläesitettyjä esimerkkejä.

Kuvareseptori on kolmas tässä tarkasteltava terävyyteen vaikuttavatekijä. Sen aiheuttama epäterävyys voi edelleen jakautua moneenosatekijään kuvareseptorin toimintaperiaatteesta ja rakenteesta riip-puen. Kaikki prosessit, jotka vaikuttavat pisteen kuvan leviämiseen,pienentävät kuvan terävyyttä. Esimerkiksi pistepyyhkäisyä käytettä-essä piirtokyky riippuu käytettävän säteilykeilan koosta ja säteilynil-maisimen vasteesta ajallisesti muuttuvalle signaalille, kun taas ta-vanomaisen kaksiulotteisen kuvareseptorin piirtokyky riippuu senvasteesta paikan mukaan muuttuvalle signaalille. Seuraavassa tar-kastellaan vain jälkimmäistä tilannetta.

91

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

Fluoresoiviin materiaaleihin perustuvissa kuvareseptoreissa tärkeinepäterävyyttä aiheuttava prosessi on syntyneen fluoresenssivalon le-viäminen loisteaineessa. Fluoresenssista syntynyt näkyvä valo ha-vaitaan seuraavan asteen ilmaisimessa, joka on useimmiten suorassakontaktissa fluoresoivan materiaalin kanssa. Tämä seuraavan vaiheenilmaisin voi olla esimerkiksi röntgenfilmi tai valoa havaitseva elektro-ninen komponentti, kuten kuvanvahvistimen fotokatodi, CCD-kennotai litteiden kuvailmaisimien fotodiodimatriisi. Mitä kauempana tui-kahduksesta tämä ilmaisin sijaitsee, sitä suuremmalle alueelle valoleviää. Paksu loisteainekerros absorboi kvantteja tehokkaasti, mikäon pienen annoksen saamiseksi välttämätöntä, mutta saatava kuvaon epäterävämpi suuremman valon synty- ja havaitsemispaikan väli-sen keskimääräisen etäisyyden takia. Loisteaineen paksuudessa onsiksi tehtävä tarvittavasta piirtotarkkuudesta riippuva kompromissi.Usein näiden kuvareseptorin eri vaiheiden välissä tarvitaan myösmekaaniselta kulumiselta suojaavia kerroksia, joiden on tietysti olta-va mahdollisimman ohuita hyvän piirtotarkkuuden säilyttämiseksi.Epäterävyyttä aiheutuu myös valon leviämisestä valoa havaitsevassakerroksessa: esimerkiksi, kun vahvistuslevyssä syntynyt valo pystyyläpäisemään röntgenfilmin pohjan ja valottamaan röntgenfilmin vas-takkaisen puolen emulsiota.

Valon leviämistä pyritään joskus heikentämään käyttämällä esimer-kiksi värjättyjä vahvistuslevyjä, joissa pitemmän matkan kulkeva valovaimenee enemmän, mutta samalla vahvistuslevyjen valon tuotto pie-nenee ja systeemi tulee epäherkemmäksi. Toinen mahdollisuus on käyt-tää loisteaineena neulamaisiksi kiteiksi kasvatettua CsI-kerrosta, jol-loin kiteet toimivat valokuidun tavoin ja estävät valon kulkua sivusuun-tiin. Tällainen loisteaine onkin nykyisin kaikissa kuvanvahvistimissaja monissa litteissä kuvailmaisimissa. Kuvasignaalin leviämisen estä-minen on helpompaa niissä kuvareseptoreissa, joissa säteily muuntuusuoraan sähköiseksi signaaliksi. Niissä voidaan käyttää kuvaresepto-rin yli kytkettyä voimakasta sähkökenttää, joka vetää irronneet elekt-ronit seuraavaan kuvanmuodostusvaiheeseen ilman absorboivassakerroksessa tapahtuvaa signaalin olennaista leviämistä. Monissa ku-vantamislaitteissa on edellä esitettyjen vaiheiden lisäksi monia muita-kin vaiheita. Ne saattavat sisältää muun muassa optiikkaa ja elektro-nioptiikkaa, joiden laatu vaikuttaa osaltaan saavutettavaan piirtotark-kuuteen.

Toinen, pienimerkityksisempi kuvareseptorin piirtoterävyyteen vai-kuttava prosessi on röntgenkvanttien vuorovaikutus kuvareseptorin

92

kanssa. Kvantin energia ei välttämättä absorboidu kokonaan ensim-mäisessä vuorovaikutuspisteessä, vaan osa siitä saattaa absorboituakauempana, mikäli kvantti siroaa tai vuorovaikutus johtaa karakte-ristisen kvantin emissioon. Pienen epäterävyyden aiheuttaa myös se,että energianluovutus kuvareseptorille tapahtuu sekundaarielektro-nien kautta. Niiden kantama kuvareseptorissa on kuitenkin hyvinpieni, eikä tällä prosessilla siksi ole juurikaan käytännön merkitystä.Piirtoterävyyteen vaikuttava tekijä on myös tarkasteltavan säteen saa-puminen viistossa kuvareseptorille. Tällöin piste kuvautuu lyhyenäviivana, mikä vaikuttaa lähinnä kuvan laitaosien terävyyteen.

Digitaalisia kuvalevyjä käytettäessä epäterävyys ei aiheudu kuvale-vyn emittoiman valon leviämisestä, vaan luentaan käytetyn lasersä-teen äärellisestä koosta ja muodosta sekä lasersäteen leviämisestäkuvalevyssä – sironnut laserin valo stimuloi emissiota myös varsinai-sen luettavan kohdan ulkopuolelta.

Digitaalisten kuvien terävyys yhdistetään usein käytettävien pikseli-en kokoon ja määrään. Pikselikoko määrääkin suurimman paikka-taajuuden, minkä systeemi voi toistaa: jos pikselin leveys on a, voisuurin tässä suunnassa kuvaan saavutettava taajuus olla enintäänniin sanotun Nyquistin taajuuden, (2a)-1, suuruinen. Näin suuria paik-kataajuuksia kuvasta ei kuitenkaan välttämättä nähdä, vaan muutkuvanmuodostuksen tekijät saattavat rajoittaa erotuskyvyn tätä pie-nemmäksi.

Digitaalisten kuvien terävyys on samalla tavalla epämääräinen asiakuin digitaalisten kuvien kontrasti. Digitaalisessa muodossa olevankuvan käsittely on helppoa, ja kuvaa voidaan jälkikäteen suodattaajoko terävämmäksi tai epäterävämmäksi. Epäterävä kuva voidaankorjata teräväksi joko sopivan konvoluutio-operaation avulla tai ja-kamalla kuvan kaksiulotteinen Fourier-muunnos kuvaussysteeminOTF:llä; käänteismuunnoksen jälkeen saatava kuva on silloin peri-aatteessa täysin terävä Nyquistin taajuuden asettamaan maksimitaa-juuteen saakka. Niitä taajuuksia, joilla MTF = 0, ei tietenkään kyetäpalauttamaan, ja operaation aiheuttama vahvistus on suuri niillä taa-juuksilla, joilla MTF on pieni. Ongelmaksi muodostuukin se, ettäheikkoja kuvasignaalin taajuuksia vahvistettaessa vahvistetaan sa-malla myös näillä taajuuksilla olevaa kohinaa, eikä kuva siksi välttä-mättä tule paljonkaan alkuperäistä paremmaksi. Kuitenkin nähdään,että terävyyskään ei ole periaatteessa kuvanlaatua rajoittava tekijä,vaan että rajoitukset tulevat kuvan kohinan kautta. Epäterävyyden

93

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

kuvainformaatiota pienentävä vaikutus onkin periaatteessa se, ettäepäterävässä kuvassa tärkeisiin kuvasignaaleihin kytkeytyy enem-män kohinaa kuin olisi välttämätöntä.

KohinaKohinaKohinaKohinaKohina

Täysin tasaisestakin kohteesta otetussa röntgenkuvassa on paikallistatummuusvaihtelua kuvan keskimääräisen tummuustason ympärillä. Täl-laista satunnaista tummuusvaihtelua kutsutaan kuvan kohinaksi tairakeisuudeksi. Se tekee kuvassa olevien pienten kontrastien havaitse-misen mahdottomaksi. Yleisempänä määritelmänä kohinaa voidaanpitää mittaustulosten epävarmuutena, kun kuva tulkitaan suureksi jou-koksi (esimerkiksi pikselien lukumäärän mukaiseksi määräksi) sätei-lymittauksia.

Edellä olleen kontrastin ja kuvan terävyyden tarkastelun perusteellavoitaisiin sanoa, että kuvan satunnaiskohina on kaikkein keskeisinkuvan informaatiosisältöön vaikuttava yksittäinen tekijä. Tämä oli-si kuitenkin epätäsmällinen väite, koska kuvaan saatava informaa-tio riippuu sekä tarkasteltavan signaalin kuvautumisesta että ko-hinasta. Fysikaalinen kuvanlaatu määräytyy niiden yhteisvaiku-tuksena.

Joskus kohinaan luetaan mukaan myös kuvan kirkkausvaihteluita,jotka eivät tarkasti ottaen ole satunnaisia ilmiöitä, vaan johtuvat esi-merkiksi kuvareseptorin epähomogeenisuudesta. Tällaista kohinaakutsutaan usein struktuurikohinaksi, vaikka se todellisuudessa ondeterminististä kirkkausvaihtelua ja voitaisiin useissa tapauksissapoistaa kuvankäsittelyn keinoin. Varsinaista kohinaa ei kuvasta sen

KUVA 1.33 Kohinaisia kuviaKUVA 1.33 Kohinaisia kuviaKUVA 1.33 Kohinaisia kuviaKUVA 1.33 Kohinaisia kuviaKUVA 1.33 Kohinaisia kuvia

Kukin kuva on saatu kuvasta 1.31 c) lisäämällä siihen valkoista kohinaa. Kuvien pikseliarvo-jen keskihajonta on a) 0, b) 15, c) 30 ja d) 60. Isoa neliötä vastaava SNRideal (katso myöhempiteksti) on b) 40, c) 20 ja d) 10. Pienempien neliöiden SNRideal on (vasemman ja oikean puolei-sille neliöille) b) 10 ja 5, c) 5 ja 2,5 ja d) 2,5 ja 1,2. Jos kuviin ei aiheutuisi painatustyöstä aiheu-tuvaa kohinaa, olisi kaikkien kuvassa a) olevien neliöiden SNRideal äärettömän suuri.

���������������������������������������������� ������������������������

94

sijaan voida poistaa muutoin kuin huonontamalla samalla myös ha-luttua kuvasignaalia.

Kuvan kohina voi olla peräisin useista lähteistä. Tavallisesti tärkeinkohinan aiheuttaja on kuvanmuodostukseen käytettyjen kvanttienäärellinen määrä. Tätä kohinaa kutsutaan kvanttikohinaksi, ja sitäkäsitellään jäljempänä tarkemmin. Muita kohinaa aiheuttavia teki-jöitä voivat olla muun muassa röntgenfilmien rakeisuus (filmin mus-tuma aiheutuu pienistä, filmin kehityksen aikana emulsioon synty-vistä metallisen hopean hiukkasista), elektronisissa komponenteissasyntyvä kohina (pimeän virran kohina) ja kuvasignaalin synnyssä käy-tettävien hiukkasten, fotonien tai elektronien, äärellisestä määrästäaiheutuva kohina (konversiokohina). Kohinaksi voidaan laskea myösdigitaalisten kuvien kvantifiointikohina ja vaikkapa ihmisen visuaa-liseen systeemiin liittyvä kohina: myös ne vaikuttavat kuvasta saata-vaan informaatioon, vaikka eivät suoranaisesti ilmenekään kuvassaolevana tummuusvaihteluna.

Röntgenkuvauksessa kvantit välittävät tiedon kudosten aiheuttamastasäteilyn vaimenemisesta kuvareseptorille. Röntgensäteilyn kvanttiensyntyminen ja niiden vuorovaikutukset potilaassa ja kuvareseptoris-sa ovat satunnaisilmiöitä. Siksi potilaan säteilynvaimennuksesta saa-daan vain epätarkka mittaus – kuvaan aiheutuu kvanttikohinaa. Kutenaiemmin jo on esitetty, röntgensäteilyn kvantteja voidaan pitää itse-näisinä hiukkasina, joiden lukumäärä noudattaa Poissonin jakaumaa.Tällöin tietyllä alueella havaittujen kvanttien lukumäärän varianssi(σ ²) ja odotusarvo (N) ovat samansuuruiset, ja mittausvirhettä kuvaa-va suhteellinen hajonta on σ /N = N-½. Mitä suurempaa kvanttimää-rää mittaukseen käytetään, sitä tarkempi tulos saadaan. On syytähuomata, että kuvaan saatava tarkkuus riippuu vain kuvareseptorinhavaitsemien kvanttien määrästä. Tarkkuutta ei voida parantaa esi-merkiksi käyttämällä runsaasti säteilyä ja kuvareseptoria, jonka ab-sorptio on pieni: kuvareseptorin läpi ilman vuorovaikutusta menneetkvantit ovat tarpeettomasti tuhlattuja. Siksi kuvareseptori on tehtäväkvantteja mahdollisimman hyvin absorboivaksi: on valittava sopivamateriaali ja riittävä paksuus. Kuten jo aiemmin mainittiin, paksuu-den lisäys heikentää usein systeemin piirtokykyä. Paksuudessa onsiksi tyydyttävä kuvareseptorin käyttötarkoituksen mukaiseen komp-romissiin.

Kuvareseptorin todennäköisyys havaita kvantti, jonka energia on E,voidaan arvioida yhtälöstä

95

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

, (1.17)

missä d on kuvareseptorin säteilyä absorboivan kerroksen paksuus jaµ(E) säteilyä havaitsevan kerroksen vaimennuskerroin. Vaimennus-kertoimeen ei kuitenkaan tule lukea mukaan koherenttia sirontaa, jos-sa ei käytännössä tapahdu energianluovutusta. Kvanttia ei silloin ha-vaita kuvareseptorilla.

Kun käytettävä säteily ei ole monokromaattista, voidaan η laskea spekt-rillä Φ (E) painotettuna keskiarvona

. (1.18)

Havaittujen kvanttien lukumäärän vaihtelu ei kuitenkaan ole ainoakvanttikohinaan vaikuttava tekijä. Yksittäiset kvantit voivat saada ai-kaan kuvareseptorissa erisuuruisen stokastisen vasteen24, jolloin vas-teen vaihtelu aiheuttaa systeemiin lisäkohinaa, jota usein kutsutaankonversiokohinaksi. Jos merkitään kuvareseptorissa yksittäisestä ab-

KUVA 1.34 Kallofantomin läpi tulleen säteilyn spektri (ylempi käyrä), ja saman säteilynKUVA 1.34 Kallofantomin läpi tulleen säteilyn spektri (ylempi käyrä), ja saman säteilynKUVA 1.34 Kallofantomin läpi tulleen säteilyn spektri (ylempi käyrä), ja saman säteilynKUVA 1.34 Kallofantomin läpi tulleen säteilyn spektri (ylempi käyrä), ja saman säteilynKUVA 1.34 Kallofantomin läpi tulleen säteilyn spektri (ylempi käyrä), ja saman säteilynspektri, kun se on edelleen läpäissyt vahvistuslevyparin (alempi käyrä)spektri, kun se on edelleen läpäissyt vahvistuslevyparin (alempi käyrä)spektri, kun se on edelleen läpäissyt vahvistuslevyparin (alempi käyrä)spektri, kun se on edelleen läpäissyt vahvistuslevyparin (alempi käyrä)spektri, kun se on edelleen läpäissyt vahvistuslevyparin (alempi käyrä)

Säteilystä on kuvanmuodostuksessa käytetty hyväksi vain vahvistuslevyjen absorboima,spektrien väliin jäävä osa. Säteilyn käyttö on sitä tehokkaampaa, mitä suurempi tämä osuuson. a) CaWO4-vahvistuslevyt (DuPont Hi-Plus), b) Gd2O2S-vahvistuslevyt (Kodak LanexRegular).

�� �� ��

������� � ������� ���

�� �� �� ��

� � ���������������

�� �� ��

������� � ������� ���

�� �� �� ��

� � ���������������

�� %�

96

sorptiotapahtumasta syntyvää satunnaista vastetta m:llä ja tarkastelta-valle alueelle tulevien kvanttien (satunnaisesti vaihtelevaa) lukumää-rää N:llä, tällaisen systeemin antaman signaalin (S) keskiarvo ja vari-anssi ovat N:n ja m:n jakaumista riippumatta

(1.19)

, (1.20)

missä muuttujan x odotusarvolle on käytetty merkintää x ja varianssillemerkintää 2

xσ . Kun N on Poisson-jakautunut, saadaan signaalin suh-teelliseksi virheeksi

. (1.21)

Tekijää I voidaan kutsua informaation hyödyksikäyttötekijäksi (infor-mation utilization factor; I-factor; Swank-factor). I:n voidaan ajatellakuvaavan sitä, että mittaustuloksen tarkkuus ei tällaisessa systeemissäole enää kuvareseptorin havaitseman N:n kvantin arvoinen, vaan tark-kuuden mukainen efektiivinen kvanttimäärä on pienempi, NI. I on ar-voltaan enintään yksi.

Käytännön kuvareseptorit ovat yllä esitettyä mutkikkaampia ja koos-tuvat usein monesta peräkkäisestä konversiovaiheesta. Näiden vai-heiden vaikutusta voidaan analysoida yhtälöiden 1.19 ja 1.20 avullaajattelemalla kunkin vaiheen ulostulo seuraavan vaiheen sisäänme-nona. Huonosti suunnitellussa systeemissä voi tapahtua merkittävääkohinan lisääntymistä, kun jossain konversiovaiheessa käytetään lii-an pientä kvanttimäärää, joka osaltaan muodostuu kvanttikohinaaaiheuttavaksi pullonkaulaksi – tällainen tilanne voi olla esimerkiksi,kun fluoresoiva kerros on kytketty seuraavaan vaiheeseen valonke-räyskyvyltään tehottomalla linssisysteemillä. Pelkkä konversion tar-kastelu ei kuvantamissysteemeissä tietenkään riitä, vaan tarkassa ana-lyysissä on kiinnitettävä huomiota myös yksittäisten kvanttien alun

24 Tämä vaste voi olla esimerkiksi röntgenkvantin absorptiosta syntyvää fluoresenssivaloa,jonka määrä periaatteessa on verrannollinen kvantista loisteaineeseen absorboituneeseenenergiaan. Yksittäisten valotuikahdusten voimakkuus kuitenkin vaihtelee satunnaisesti muunmuassa siksi, että valon syntyyn johtavat sekundaarielektronien ja loisteaineen väliset vuoro-vaikutukset ja fotonin absorboitumissyvyys ovat satunnaisia.

_

97

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

perin pistemäisten kuvien leviämiseen systeemissä sekä näiden pis-tevasteiden tilastolliseen vaihteluun.

Kohinaa mitataan usein keskihajonnan (σ ) avulla; erityisesti digitaali-sissa kuvissa käytetään kohinan mittana pikseliarvojen hajontaa. Se eikuitenkaan ole riittävää, koska yksittäisten pikselien kirkkausvaihte-lut eivät tyypillisessä tapauksessa ole toisistaan riippumattomia. Lä-hekkäisten pikselien kirkkaudet ovat yleensä korreloituneita, ja erilai-silla systeemeillä tehtyjen kuvien kohina voi siksi näyttää erilaiselta.Kun kohina ei ole korreloitunutta, puhutaan valkoisesta ja muulloinvärillisestä kohinasta.

Kun kohinan tilastolliset ominaisuudet ovat samat kuvan kohdasta riippu-matta ja kohina noudattaa normaalijakaumaa, se voidaan esittää täsmäl-lisesti Wienerin spektrin (eli kohinan tehospektrin, NPS, Noise PowerSpectrum) avulla. Tämä suure ilmaisee kuvassa olevan kohinan vari-anssin eri paikkataajuuksilla. NPS määritellään matemaattisesti yhtä-lön

(1.22)

avulla. Tässä k(x, y) on analysoitava (tavallisesti homogeenisesta koh-teesta otettu) kuva, k(x, y) sen odotusarvo ja X ja Y kuvasta analysoita-van alueen mitat. Kuvajoukon yli otettua keskiarvoa on merkitty haka-sulkeilla (< >). Lausekkeessa oleva integraali on kuvassa olevan kohi-nan kaksiulotteinen Fourier-muunnos, josta tarkastellaan ainoastaanamplitudia: vaiheriippuvuus on poistettu ottamalla muunnoksesta it-seisarvo. NPS:n käytön pääasiallinen etu on siinä, että se yksinkertais-taa kohinan analysointia: eri paikkataajuuksilla mitattavat kohinankomponentit ovat toisistaan riippumattomat, toisin kuin paikka-ava-ruustarkastelussa, missä pikselien arvot ovat korreloituneita. NPS:lläon sama yksikkö kuin pinta-alalla.

Parhaassa tilanteessa kvanttikohina olisi ainoa tai ainakin merkittävinkuvan kohinan lähde – kuvaa tarkastelevan henkilön visuaalinen systee-mi mukaan lukien. Muista kohinan lähteistä voidaan ajatella saatavankustannuksia, jotka joudutaan maksamaan potilaan kasvaneena sätei-lyannoksena. Kun kokonaiskohina pidetään hyväksyttävällä tasolla,on lisäkohina kompensoitava pienentämällä kvanttikohinaa, eli kas-

__

98

vattamalla annosta. Toistettakoon tässä jo aiemmin esitetty nyrkkisääntö,että röntgenkuvan kohina on tarpeettoman pieni silloin, kun kohinaaei selvästi näe. Tässä tilanteessa katsoja ei myöskään kykene poimi-maan kuvasta kaikkea sitä informaatiota, mikä kuvasta olisi saatavilla.Siksi voidaankin sanoa, että tällainen kuva on tehty tarpeettoman suurtaannosta käyttäen.

Muita kuvanlaatuun liityviä tekijöitäMuita kuvanlaatuun liityviä tekijöitäMuita kuvanlaatuun liityviä tekijöitäMuita kuvanlaatuun liityviä tekijöitäMuita kuvanlaatuun liityviä tekijöitä

Kuvanlaatua arvioitaessa muita huomiota vaativia asioita ovat muunmuassa kuvan vääristymät, kuvavirheet (artefaktit) ja kuvan epätasai-suus. Ne ovat usein käytännöllisiä teknisiä asioita, joihin voidaan vaikut-taa laitteen hyvällä suunnittelulla, valmistuksella ja kunnossapidolla, eikäniillä ole suoraa yhteyttä potilaan säteilyaltistukseen. Usein, varsinkinkun ne esiintyvät riittävän lievinä, niistä aiheutuva haitta diagnostii-kalle on vähäinen.

Artefaktit ovat kuvassa näkyviä ylimääräisiä yksityiskohtia, jotka eivätole peräisin kuvattavasta kohteesta. Niitä voi aiheutua esimerkiksisäteilykeilassa olevista säteilyä absorboivista rakenteista, kuvaresep-torin paikallisista vioista tai herkkyysvaihtelusta. Tällaisia ovat muunmuassa TT-kuvissa joskus nähtävät ympyrämäiset artefaktit. Röntgen-filmeihin liittyviä tyypillisiä artefakteja ovat filmin käsittelystä aiheutu-neet sormenjäljet, filmin taittumisesta tai staattisen sähkön purkauk-sista aiheutuvat kuviot ja vahvistuslevyissä olevien roskien tai lian ai-heuttamat jäljet. Artefakteja voi aiheutua myös potilaasta johtuvistasyistä. Esimerkiksi tietokonetomografiakuvissa voi olla artefakteja, jot-ka ovat aiheutuneet potilaan liikkumisesta, potilaassa kuva-alueellaolevista metallisista osista (beam hardening artefact) tai siitä, että poti-laassa oleva absorboiva kohde ulottuu vain osittain säteilykeilaan (par-tial volume artefact).

Kuvan vääristymät ovat tavallisimmin seurausta kuvauksen geomet-risista tekijöistä (fokusetäisyys) tai kuvareseptorista. Vääristymätyy-peistä yleisimpiä ovat geometrisista syistä aiheutuvat vääristymät:potilaan yksityiskohtien suurennus riippuu niiden sijaintisyvyydestäja siitä, kuinka viistosti kohteen läpäisevät säteet osuvat kuvaresep-torille (kuva 1.20). Näiden vääristymien pienenä pitämiseksi tuleekäyttää mahdollisimman suurta fokus-ihoetäisyyttä. Tavanomainenesimerkki vääristymiä aiheuttavasta kuvareseptorista on kuvanvah-vistin, jonka kupera sisäänmenovarjostin aiheuttaa kuvaan tyynyvää-ristymää ja jossa ulkoiset magneettikentät voivat aiheuttaa S:n muo-

99

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

toista vääristymää. Seleenirumpua käyttävissä kuvauslaitteissa ku-vareseptorin kaarevuudesta aiheutuu ylimääräistä vääristymää ku-van laitaosiin, mutta ne korjataan ennen kuin varsinainen kuva teh-dään. Pyyhkäisykuvauksessa voi aiheutua vaihtelevan tyyppisiä vää-ristymiä, kun pikselien paikat eivät vastaa toisiaan samalla tavallakuvan luennassa ja esityksessä. Tällaisia vääristymiä voi olla muis-sakin kuin varsinaisissa pyyhkäisevissä röntgenlaitteissa: niitä voi-daan nähdä muun muassa TV-monitorilla esitettävässä läpivalaisu-kuvassa, mikäli TV-kameran tai -monitorin pyyhkäisyn poikkeutus-säädöt ovat virheelliset.

Kuvan tasaisuuteen liittyy useita asioita. Tavoitteena on, että samanlai-nen kohde kuvautuisi samalla tavalla riippumatta siitä, missä kohdassakuvaa se on. Tämän mukaisesti muun muassa kuvassa olevan yksityis-kohdan kontrastin tai terävyyden ei tulisi riippua sijainnista ja homogee-nisesta kohteesta otetun kuvan kirkkauden tulisi olla sama koko kuva-alueella.

Röntgenkuvan tulee olla riittävän kirkas, jotta kuva olisi helposti tarkas-teltavissa ja silmän toiminta parhaimmillaan. Ihmisen näkö toimii kui-tenkin hyvin melko laajalla kirkkausalueella, eikä tämä vaatimus ny-kyisissä röntgentutkimusmenetelmissä siksi ole yleensä kriittinen – ai-emmin tehdyssä fluoresoivaa levyä käyttävässä läpivalaisutyössä se oliselkeästi kuvanlaatua rajoittava tekijä.

Kun kuvia tarkastellaan valotaululla olevalta filmiltä, on tärkeää, ettäkuvien tarkastelutila on riittävän hämärä, jotta filmille huoneesta lan-keava ja siltä siroava valo ei heikentäisi kuvien kontrastia. On myöstärkeää, ettei kuviin tule ympäröivän valon heijastuksia ja että valo-taulun kirkkaus on tasainen koko kuvien tarkastelupinnalla. Silmänoikeaan valotasoon adaptoimiseksi ja häikäisyn välttämiseksi on hyväpeittää ne valotaulun osat, jotka ovat tarkasteltavien kuvien ulko-puolella. Tämä on erityisen tärkeää silloin, kun kuvat ovat tummia.Samat asiat on tietysti otettava huomioon myös, kun digitaalisia ku-via tarkastellaan monitorilta.

Visuaaliset mittaukset

Samoin kuin diagnostisen kuvanlaadun arviointi, myös fysikaalisen(tai teknisen) kuvanlaadun mittaus perustuu useimmiten subjektiivi-seen visuaaliseen arvioon. Näissä mittauksissa tarkastellaan usein sitä,

100

mikä on pienin tai heikoin yksityiskohta, joka tietyn testikappaleenkuvasta havaitaan. Kuva on sitä parempi, mitä pienemmät kohteet ha-vaitaan. Testikappale voi olla tarkoitettu esimerkiksi erotuskyvyn mit-taukseen, jolloin kuvasta haetaan suurinta paikkataajuutta, jonka ku-vaussysteemi kykenee toistamaan.

Toinen tavallinen testi on kontrastikynnyksen mittaus, jolloin testikap-paleessa voi esimerkiksi olla sarja samankokoisia, mutta paksuudel-taan pieneneviä testinappeja. Mittaustulos ilmaistaan ohuimman nä-kyvän napin paksuutena tai säteilykontrastina. Toinen tämän testinmuunnos on ns. Bürger-fantomin käyttö (contrast detail phantom). Tä-hän fantomiin on tehty neliömäiseen järjestykseen yksityiskohtia, joi-den kontrasti pienenee toisessa ja koko toisessa suunnassa. Näistä tes-teistä etenkään kontrastikynnyksen mittaus ei riipu paljoakaan systee-min erotuskyvystä; tarkoituksena on lähinnä mitata kuvan kontrastinja kohinan suhdetta.

Tällaiset mittaukset näyttävät pinnallisesti katsoen helpoilta, mutta niis-sä on monia ongelmia ja epätäsmällisyyksiä, jotka rajoittavat niidenkäyttökelpoisuutta. Yksi ongelma on saadun mittaustuloksen kliinisenmerkityksen arviointi. Diagnoosin teossa ei yleensä esimerkiksi joudu-ta erotuskykytestin kaltaisiin tehtäviin. Miksi tulos silti olisi kiinnosta-va? Millainen erotuskyky tarvitaan esimerkiksi keuhkokuviin? Var-moja vastauksia näihin kysymyksiin ei ole, mutta on selvää, että mitta-ustulos on ainakin jossain suhteessa kuvan fysikaaliseen laatuun,erotuskyvyn tapauksessa kuvan terävyyteen. Tarkemmin kuvan terä-vyyttä voitaisiin selvittää mittaamalla kuvaussysteemin modulaation siir-tofunktio (MTF). Kontrastikynnyksen mittausta täsmällisempi tulos saa-taisiin taas mittaamalla kuvan kohinan tehospektri ja kontrasti. Näiden

KUVA 1.35 Erotuskyvyn mittaukseen käytet-KUVA 1.35 Erotuskyvyn mittaukseen käytet-KUVA 1.35 Erotuskyvyn mittaukseen käytet-KUVA 1.35 Erotuskyvyn mittaukseen käytet-KUVA 1.35 Erotuskyvyn mittaukseen käytet-tävä viivaparitestilevytävä viivaparitestilevytävä viivaparitestilevytävä viivaparitestilevytävä viivaparitestilevy

Testilevyssä on tyypillisesti noin 0,05–0,1 mmpaksuisia lyijyraitoja, joiden leveys pieneneeryhmästä seuraavaan mentäessä. Lyijyraito-jen välissä on samanlevyiset, säteilyä hyvinläpäisevät välit. Kun ohuimmat toisistaanerottuvat lyijyraidat ovat leveydeltään d (mm),sanotaan, että kuvan erotuskyky on 1/(2d)viivaparia millimetriä kohden.

101

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

täsmällisten suureiden mittaus on kuitenkin vaikeaa käytännön olo-suhteissa. Siksi kuvanlaatua arvioidaan laadunvarmistusmittauksissausein kontrastikynnyksen ja erotuskyvyn mittausten avulla.

Toinen ongelma visuaalisissa mittauksissa on, että niissä haetaan pie-nimmän tai heikoimman havaittavan kohteen rajaa. Tällaista näkymi-sen kynnystä ei kuitenkaan ole edes olemassa, vaan todellisuudessayksityiskohdan näkyminen muuttuu ei-havaittavasta eriasteisten ha-vaitsemisvarmuuksien kautta selvästi näkyväksi. Testissä saatava tu-los riippuu siitä, millaisen arviointiperusteen kuvan tarkastelija itsel-leen asettaa kutsuakseen yksityiskohtaa näkyväksi. Arviointiperusteenmääritteleminen ja säilyttäminen on vaikeaa, ja tulokset tällaisissa mit-tauksissa vaihtelevat katsojasta toiseen ja katselukerrasta toiseen. Tar-kempaan mittaukseen voidaan pyrkiä siten, että tulos ilmoitetaan use-an toisistaan riippumattoman tarkastelijan havaintojen keskiarvona,mutta silloin mittausmenetelmän yksinkertaisuus menetetään osittain.Suuret erot kuvien välillä voidaan tietysti havaita jo yhtä tarkastelijaakäyttämällä.

Monet edellä esitetyistä visuaalisen kuvanlaadun mittausten ongel-mista ovat periaatteessa ratkaistavissa. Testikappaleina voidaan käyt-tää fantomeja, jotka voidaan tehdä siten, että ne muistuttavat riittävästiihmiskehoa vaimennukseltaan, rakenteeltaan ja ominaisuuksiltaansäteilyn sirottajana. Näihin fantomeihin voidaan lisätä yksityiskoh-tia, joiden näkyminen olisi diagnoosin teossa tärkeää. Havaitsemiskri-teeri voidaan ottaa mukaan mittaukseen tekemällä mittaus ROC-me-netelmän tai MAFC-menetelmän (multiple-alternative forced choice)avulla. MAFC-menetelmässä kuvien tarkastajalle esitetään M kuvaa,joista vain yhdessä on havaittavaksi tarkoitettu kohde. Kuvan tarkas-telija valitsee sen kuvan, jossa kohde hänen mielestään todennäköi-simmin on. Menetelmässä tarkastellaan suuri määrä kuvajoukkoja jamääritetään se todennäköisyys, jolla kuvien tarkastelija on havain-nossaan oikeassa. Usein tämä todennäköisyys muunnetaan havaitse-misindeksiksi d jonka voidaan ajatella kuvaavan havaitsijan päätök-senteon signaali-kohinasuhdetta kyseisessä tehtävässä: d on saman-suuruinen kuin ROC-menetelmällä saatava d

a-arvo. Mittaus on paljon

helpompi tehdä teknistä fantomia käyttäen kuin potilaiden kuvienpohjalta, koska kuvauskohteen säteilyaltistuksesta ei tarvitse huo-lehtia ja oikea vastaus on mittauksen suorittajan (mutta ei kuvan tar-kastelijan) tiedossa. Mittaus on kuitenkin työläs ja aikaavievä, kos-ka testikuvia ja havaintosarjoja tarvitaan suuri määrä. Siksi tällai-nen tarkka mittaus ei ole käyttökelpoinen rutiininomaiseen työhön,

��

102

vaan käytännössä joudutaan tyytymään melko karkeisiin, subjek-tiivisiin arvioihin.

Objektiiviset mittaukset, signaali-kohinasuhde

Fysikaalisen kuvanlaadun käsite alkoi saada röntgenkuvauksessaselkeän sisällön vasta 1970-luvun aikana. Aikaisemmin tarkasteltiintavallisesti vain yksittäisiä kuvanlaatutekijöitä, eikä niiden keskinäi-sistä suhteista ollut selvää käsitystä.

Digitaalisten kuvien yleistymisen mukana ymmärrettiin selkeästi, ettäkuvantaminen koostuu kahdesta erillisestä vaiheesta. Ensimmäinenvaihe on kuvan muodostus ja taltiointi, esimerkiksi tavanomaisen rönt-genkuvan aikaansaaminen tai digitaaliradiografiassa kuvan otto ja tal-lennus tietokoneen muistiin. Saatua mittaustulosta, filmillä olevaa rönt-genkuvaa tai tietokoneen muistissa olevaa dataa, voidaan kutsua kuvak-si sen fysikaalisesta muodosta riippumatta. Tämän kuvadatan hyvyysvoidaan mitata asettamalla kuvan tarkastelijaksi paras mahdollinen ha-vaitsija, niin sanottu ideaalinen havaitsija. Sen toimintatarkkuus ilmai-see kuvassa olevan, kulloistakin havaitsemistehtävää koskevan infor-maation määrän.

Toinen kuvantamisen vaihe on kuvadatan jatkokäsittely kuvan tarkas-telua varten sopivaan muotoon. Tätä voidaan kutsua kuvan esitysvai-heeksi ja sen laatu liittyy ihmisen ja kuvan väliseen kytkentään. Ob-jektiiviset, fysikaaliset kuvanlaatumittaukset kohdistuvat pääasiassakuvan muodostus- ja tallennusvaiheeseen (kuvadataan). Kuvien esi-tysvaiheen visuaalinen testaus on kuitenkin myös tärkeää; hyväkinkuvadata voidaan pilata huonolla kuvan esityksellä.

Ideaalisen havaitsijan käyttöä kuvanlaadun mittaukseen hankaloit-taa hieman se, että havaitsemistehtävässä tarvitaan muutakin kuinpelkkää kuvainformaatiota. Vähintäänkin on tiedettävä jokin signaa-lin piirre, joka erottaa signaalin taustasta, ja signaalin löytäminen onsitä helpompaa, mitä enemmän tehtävää koskevia tietoja havaitsijal-le on etukäteen annettu. Usein nämä tiedot tuntuvat itsestäänselvyyk-siltä, eikä niiden olemassaoloa edes tiedosteta, mutta ne vaikuttavatkuitenkin kuvan tarkastelijan suoritukseen. Röntgentutkimuksissatällaiseen ennakkotietoon (a priori -tietoon) liittyviä asioita ovat aina-kin normaalin ja patologisen anatomian ja niiden vaihtelun tuntemi-nen, sekä potilaan tietojen perusteella saadut viitteet siitä, millaisia

103

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

poikkeamia normaalista voidaan odottaa. Käytännön työssä kunnol-linen röntgenlähete onkin tärkeä informaatiolähde: se ohjaa kuvantulkitsijaa kiinnittämään huomiota kussakin tilanteessa tärkeisiinkuvan piirteisiin. Jotta kuvien tulkitsijan taito voisi parantua jatku-vasti, olisi myös tärkeää, että hän saisi lausunnoistaan palautetta –varmistuiko diagnoosi myöhemmin oikeaksi tai vääräksi. Ennakko-tiedon puuttuminen, tai tällaisen tiedon epävarmuus, pienentää ide-aalisenkin havaitsijan toimintatarkkuutta. Ideaalinen havaitsija käyt-tää kaiken käytettävissään olevan tiedon optimaalisella tavalla päätök-sensä perustaksi, ja kuten jo edellä sanottiin, kuvassa oleva informaatioon vain osa tästä tiedosta.

Ideaalista havaitsijaa on yleisimmin sovellettu yksinkertaisiin pää-töksentekotilanteisiin, joissa havaitsijalla on kaikki mahdollinen tie-to tarkasteltavasta signaalista (signaalin voimakkuus, muoto, paikkaja tausta) ja kuvan kohinan tilastollisista ominaisuuksista. Havaitsi-jan tehtävänä on päättää kuvan perusteella, onko signaali kuvassavai esittääkö kuva pelkkää taustaa. Ideaalisen havaitsijan toiminta-tapa tällaisessa tehtävässä tunnetaan hyvin, kun kuvan kohina onnormaalijakautunutta ja signaalista riippumatonta. Paras mahdolli-nen havaintotarkkuus saadaan silloin kohdistamalla kuvaan ensinsuodatusoperaatio, jolla poistetaan kohinan korrelaatiot. Tämän jäl-keen käytetään signaali- ja taustakuvan eroon sovitettua suodatinta(prewhitening matched filter). Ideaalinen havaitsija on siis havaitse-mistehtävään räätälöity, kuvaan kohdistuva algoritmi. Ideaalisen ha-vaitsijan strategia monimutkaistuu ja ongelman matemaattinen käsit-tely vaikeutuu suuresti, kun ennakkotieto havaintotehtävästä ei oletäydellinen.

Täydellisen ennakkotiedon tilanne on huima yksinkertaistus röntgen-diagnostiikassa asetettuun tehtävään. Selvältä kuitenkin tuntuu, ettätällainen yksinkertainenkin havaitsemistehtävä kertoo tärkeitä asioitamyös monimutkaisemmista tehtävistä. Tiettyjen yksityiskohtien on tul-tava havaituiksi, jotta niitä voitaisiin käyttää päätelmien teossa. Tiede-tään myös, että sellainen signaali, joka on helpommin havaittavissakun se sijaitsee tunnetussa kohdassa kuvaa, on helpommin havaitta-vissa myös silloin, kun sen tarkkaa sijaintipaikkaa ei ennalta tunneta.

Voidaan osoittaa, että esimerkiksi 2-AFC -testissä, jossa kuvan tarkas-telija joutuu valitsemaan kahdesta esitettävästä kuvasta sen, joka hä-nen mielestään sisältää tarkastellun signaalin, ideaalisen havaitsijanoikeiden vastausten todennäköisyys on edellä mainituin oletuksin

104

, (1.23)

missä

(1.24)

∆S(fx, f

y) on tarkasteltavan signaalin Fourier-muunnos, MTF(f

x, f

y) ku-

vaussysteemin modulaation siirtofunktio, ja NPS(fx, f

y) kuvan kohinan

tehospektri. Skaalaustekijä G yhdistää signaalin ja kohinan kuvailussakäytetyt mittayksiköt toisiinsa25. NEQ on akronyymi sanoista noise equi-valent quanta, kohinaekvivalentti kvanttimäärä.

Yhtälöstä (1.23) nähdään, että oikean vastauksen todennäköisyys riip-puu vain parametrista SNR

ideal, jota kutsutaan ideaalisen havaitsijan

signaali-kohinasuhteeksi. Tämä parametri on siis yksinään riittävä il-maisemaan sen, kuinka hyvällä varmuudella signaali voidaan kuvastahavaita, eli mikä on kuvan objektiivinen laatu annetun tehtävän suh-teen26. Signaali-kohinasuhteen määrittelevä yhtälö (1.24) on erityisenkäyttökelpoinen, koska se erottelee havaitsemistehtävästä (∆S(f

x, f

y)) ja

kuvaussysteemistä (NEQ(fx, f

y)) riippuvat tekijät toisistaan. Mittaamal-

la NEQ-spektri voidaan siis päätellä saatavan kuvan hyvyys kaikenkokoisten ja muotoisten kohteiden kuvauksessa – NEQ osoittaa, mitenkuvareseptorin kontrastinvahvistus, piirtokyky ja kohina yhdistyvätkuvantamisen laatua kuvaavaksi suureeksi.

On syytä huomata, että esimerkiksi epäterävyyden vaikutus kuvain-formaatioon riippuu epäterävyyden aiheuttajasta. Käytännön röntgen-kuvaustilanteissa suurennus on usein M ≈ 1,1–1,3 ja fokuksen ko-koon liittyvä MTF saattaa olla laitteiston piirtokykyä merkittävästi huo-nontava tekijä. Toisin kuin kuvareseptorin piirtokyvyn puutteet, jotka

25 Filmiä käytettäessä, kun NPS mitataan optisen tiheyden ja ∆S kontrastin avulla,G = log10(e) .γ ≈ 0,43γ .

26 Itse asiassa kuvan informaation mitaksi sopii paremmin SNR2ideal. Sitä käytettäessä saadaan

muun muassa usean kuvan yhteisinformaatioksi yksittäisten kuvien antaman informaatioidensumma.

105

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

pienentävät sekä kvanttikohinan että signaalin läpipääsyä kuvaus-ketjussa, fokuksen koosta aiheutuva epäterävyys heikentää ainoas-taan signaalia, ilman vastaavaa kvanttikohinan suodatusta. Kohteenliikkumisen aiheuttama kuvan huononeminen on samankaltaista kuinfokuskoon aiheuttama: sen vaikutus kohdistuu yksinomaan signaa-lin läpipääsyyn kuvausketjussa. Tämä korostaa myös kuvausajan ly-hyyden tärkeyttä liikkuvaa kohdetta kuvattaessa.

Ideaalinen havaitsija käyttää kaiken kuvassa olevan tiedon, muttapainottaa eniten niitä piirteitä, joissa signaali on voimakas (∆S(f

x, f

y)

suuri) ja saatava tieto varminta (NEQ(fx, f

y) suuri). Tämä erillisten

tiedonmurusten käytön strategia ei rajoitu yksinomaan edellä esi-tettyyn paikkataajuustarkasteluun, vaan soveltuu yhtä hyvin muu-hunkin signaalin havaittavuuden tarkasteluun. Voidaan esimerkiksitarkastella ajan mukana muuttuvaa signaalia tai kvanttienergiastariippuvaa signaalia.

Edellä esitetty tarkastelu ei edellytä, että kuvan tausta olisi yksinker-tainen ja tasainen, vaan sallii periaatteessa mielivaltaisen taustaraken-teen. Siksi edellä olevaa voidaan soveltaa myös muihin kuvantarkaste-lutehtäviin kuin pelkkään signaalin havaitsemiseen. Tällöin ∆S(f

x, f

y)

yhtälössä (1.24) ymmärretään signaalierona taustaa ja signaalia esittä-vien tilanteiden välillä. Esimerkkejä tällaisista tehtävistä ovat vaikka-pa kahden erimuotoisen yksityiskohdan erottaminen toisistaan tai yk-sityiskohdan sijaintipaikan mittaus. Tällaisissa tehtävissä signaalilletärkeät piirteet painottuvat tyypillisesti suuremmille taajuuksille kuinpelkkään kohteen havaitsemiseen pyrkivässä tehtävässä. Sama asia

KUVA 1.36 Esimerkkejä kuvista, joiden KUVA 1.36 Esimerkkejä kuvista, joiden KUVA 1.36 Esimerkkejä kuvista, joiden KUVA 1.36 Esimerkkejä kuvista, joiden KUVA 1.36 Esimerkkejä kuvista, joiden SNRSNRSNRSNRSNRidealidealidealidealideal on yhtä suuri on yhtä suuri on yhtä suuri on yhtä suuri on yhtä suuri

Jokaisessa kuvassa ison neliön SNRideal = 20 ja pikkuneliöiden SNRideal = 5 (vasemmanpuolei-nen neliö) sekä SNRideal = 2,5 (oikeanpuoleinen neliö). Ideaalinen havaitsija pitäisi kaikkia näi-tä kuvia yhtä hyvinä. Kuvat a)–d) poikkeavat toisistaan kontrastiltaan ja kuva e) on saatu ku-vasta c) suodattamalla kuvasta korkeimpia taajuuksia kohinan lisäämisen jälkeen. Kuvanjyrkentäminen ei paranna kohteen näkymistä sen jälkeen kun kuva on jo niin jyrkkä, että ko-hina erottuu selvästi. (Painotyö saattaa lisätä kuvien kohinaa ja heikentää kohteiden näky-mistä, erityisesti kuvassa a).)

��������������������������������������������� ������������������������������������������������

106

saattaa olla usein tärkeää myös röntgendiagnostiikassa: ei riitä, ettänähdään jotain, vaan nähtävät asiat on pystyttävä myös tunnistamaanja luokittelemaan.

Korostettakoon vielä, että ideaalinen havaitsija ja SNRideal

eivät olesidoksissa pelkkään 2-AFC -testiin, vaan ne liittyvät muihinkin ha-vaitsemistesteihin, esimerkiksi ROC-analyysiin. Kuvassa 1.37 onesitetty ideaalisen havaitsijan ROC-käyrät joillakin signaali-kohina-suhteen arvoilla.

���

� ��� ���

���

���

��

��

���

�

���

�� �� ���

�� ���� ��

�� ��

�� ��

KUVA 1.37 ROC-käyriä erisuuruisilla signaali-kohinasuhteen arvoillaKUVA 1.37 ROC-käyriä erisuuruisilla signaali-kohinasuhteen arvoillaKUVA 1.37 ROC-käyriä erisuuruisilla signaali-kohinasuhteen arvoillaKUVA 1.37 ROC-käyriä erisuuruisilla signaali-kohinasuhteen arvoillaKUVA 1.37 ROC-käyriä erisuuruisilla signaali-kohinasuhteen arvoilla

Vaaka-akselina on väärän positiivisen diagnoosin todennäköisyys (FPF = 1,0 - spesifisyys) japystyakselina oikean positiivisen diagnoosin todennäköisyys (TPF = sensitiivisyys). Päätök-senteon varmuus kasvaa SNR:n mukana. Kuvan käyrissä on oletettu signaalista riippuma-ton, normaalijakautunut kohina, ja käyrät ovat siksi symmetrisiä. Kun SNRideal = 0, käyrän allejäävä pinta-ala Az = 0,5, eikä kuvasta saada todellista informaatiota: myös parhaan mah-dollisen havaitsijan päätöksenteko perustuu pelkkään arvaukseen. Kun SNRideal = 3, Az = 0,98ja ideaalinen havaitsija tekee virheellisen päätöksen vain harvoin.

Kvanttiefektiivisyys, DQEKvanttiefektiivisyys, DQEKvanttiefektiivisyys, DQEKvanttiefektiivisyys, DQEKvanttiefektiivisyys, DQE

Edellä todettiin, että NEQ(fx, f

y) ilmaisee kuvantamisen hyvyyden. Ni-

mensä mukaisesti NEQ voidaan informaatiomielessä tulkita kuvare-septorilla havaittujen kvanttien efektiiviseksi kertymäksi, vaikka ker-tymä tässä tapauksessa vaihteleekin paikkataajuuden mukaan. Ver-taamalla NEQ:ta kuvareseptorille todellisuudessa langenneeseenkvanttikertymään (Φ ) saadaan kuvaussysteemin kvanttitehokkuudeksi(DQE, detective quantum efficiency)

107

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

. (1.25)

DQE kertoo, kuinka tehokkaasti kuvanmuodostukseen käytettävissäolleet kvantit on hyödynnetty röntgenkuvan tehtävän, informaation siir-ron suhteen. Sitä voidaan siksi pitää kuvantamissysteemin laatua (te-hokkuutta) kuvaavana tekijänä.

Toinen tapa määritellä DQE (tiettyyn havaitsemistehtävään liittyvänäsuureena) on ilmaista se kuvasta saatavan informaation (SNR2

out) suh-

teena kuvareseptorille saapuvaan informaatioon (SNR2in)

. (1.26)

Kuvareseptorin kyky absorboida säteilyä on keskeisin sen efektiivi-syyteen vaikuttavista tekijöistä. Se riippuu sekä kuvareseptorin sätei-lyä havaitsevan kerroksen materiaalista ja paksuudesta että säteilynspektristä: säteilystä käytetään hyväksi vain se osa, joka vuorovaikut-taa kuvareseptorin kanssa. Paksumpi säteilyä havaitseva kerros pie-nentää kuitenkin tyypillisesti kuvareseptorin piirtoterävyyttä ja huo-nontaa DQE:tä suuremmilla paikkataajuuksilla. Toinen mahdollisuusparantaa absorptiota on käyttää röntgensäteilyä tehokkaammin absor-boivasta aineesta tehtyä kuvareseptoria. Tällainen muutos onkin ta-pahtunut 1970-luvun jälkeen, kun yleisesti on siirrytty aiemmin käytet-tyjä kalsiumvolframaattivahvistuslevyjä tehokkaampiin vahvistus-levyihin (kuva 1.34). Yleensä nämä vahvistuslevyt myös tuottavatCaWO

4-levyjä enemmän valoa absorboimaansa röntgensäteilyn kvant-

tia kohden. Tämän asian merkitys kuvareseptorin DQE:lle on kuiten-kin absorption merkitystä pienempi.

DQE on arvoltaan aina enintään yksi. Tämä maksimiarvo vastaa tilan-netta, jossa kuvaussysteemi havaitsee kaikki sille kohdistuneet kvantiteikä muutoinkaan huononna kuvaa. Käytännössä tähän maksimiin eipäästä ja DQE on nollan ja yhden välillä. Potilaan säteilyaltistuksenkannalta DQE on keskeinen suure. Jos DQE:n arvoa pystytään kasvat-tamaan aikaisemmasta arvostaan kertoimella k (ja potilaan annos onD), saadaan tehokkaammalla menetelmällä sama kuvainformaatio po-tilaan annoksella D/k.

NEQ ja DQE ovat fysikaalisen kuvanlaadun perussuureita, jotka ilmai-sevat kontrastinvahvistuksen, piirtotarkkuuden ja kohinan yhteisvai-

108

kutuksen kuvan (NEQ) ja kuvantamislaitteiston (DQE) laadun arvi-oinnissa. Molemmat riippuvat käytännössä säteilyn spektristä ja käy-tetystä annostasosta. Silloin kun laitteen dynaaminen alue on laaja jasen omat kohinanlähteet merkityksettömiä kvanttikohinaan verrattu-na, NEQ on likimain verrannollinen annokseen ja DQE on lähes riip-pumaton annoksesta. NEQ ja DQE ovat käyttökelpoisia suureita myösdigitaalisia kuvareseptoreita verrattaessa, toisin kuin esimerkiksi MTFtai NPS yksinään. Usein NEQ ja DQE ilmaistaan vain yhden paikka-taajuusmuuttujan funktiona. Näin voidaan tehdä, kun kuvan ominai-suudet ovat kaikissa suunnissa samat, vastaavasti kuin MTF:nkintapauksessa. Usein laite-esitteissä ilmoitetaan vain yksi numeroarvoDQE:lle. Tällöin tarkoitetaan sen arvoa hyvin matalilla paikkataa-juuden arvoilla.

ESIMERKKI 1.1

Säteilyä vaimentavien osien vaikutus kvanttiefektiivisyyteen

DQE on yleistettävissä myös muihin röntgenlaitteen osiin kuin pelk-kään kuvareseptoriin. Laitteiston kokonaisefektiivisyys voidaan sil-loin arvioida ketjun osien DQE-arvojen tulona. Tällaisia efektiivi-syyteen vaikuttavia tekijöitä ovat ainakin potilaan ja kuvareseptorinvälissä oleva kuvauspöytä ja erilaiset suojapinnat, kuten esimerkik-si kuvareseptoria suojaava kuori. Niiden tulee tietysti olla tarkoituk-seensa nähden riittävän tukevia, mutta samalla säteilyä mahdolli-simman vähän absorboivia, jotta vältettäisiin informaatiota kantavi-en kvanttien hukkaaminen ennen niiden havaitsemista. Erityisenmerkittävää tämä on käytettäessä pehmeää säteilyä, kuten esimer-kiksi mammografiassa.

Potilaan ja kuvareseptorin välissä olevien materiaalien vaikutus ku-vantamisen efektiivisyyteen voidaan yleensä riittävällä tarkkuudel-la arvioida primaarisäteilyn läpäisykertoimen (T

p) avulla,

. (1.27)

Tällöin ei kuitenkaan ole huomioitu näiden materiaalien säteilyä suo-dattavaa vaikutusta, eikä mahdollista eroa sironneen ja primaarisä-teilyn absorptiossa.

Tavanomaisten, alumiinista valmistettujen kuvauskasettien etusei-nän säteilynläpäisykyky on 70–90 %, kuvausjännitteestä ja poti-

109

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

, (1.30)

laan paksuudesta riippuen. Tavanomaisten kuvauspöytien läpäisy-kyky on tätä hieman alhaisempi. Kun pöytälevy ja kuvauskasetit ontehty säteilyä hyvin läpäisevästä hiilikuitumateriaalista, potilaan an-noksia on voitu tutkimuksesta riippuen pienentää 10–40 % aiem-piin materiaaleihin verrattuna.

ESIMERKKI 1.2

Sironneen säteilyn vaikutus kvanttiefektiivisyyteen

Sironneen säteilyn aiheuttamaa kuvan huononemista ja sironneensäteilyn poistamiseen tarkoitettujen menetelmien efektiivisyyttä voi-daan tarkastella esimerkiksi monokromaattiseen säteilyyn liittyvänmallin avulla. Siinä tarkastellaan kohdetta, jonka pinta-ala on A, jajonka vaimennus aiheuttaa primaarisäteilyn fotonikertymään koh-teen takana pienen, ∆N:n suuruisen eron taustan fotonikertymästäN. Silloin kohteen havaitsemiseen liittyvä signaali on A.∆N, ja senvaihtelua kuvaava varianssi on σ 2 = A.N. Pelkkään primaarisätei-lyyn liittyvä ideaalisen havaitsijan signaali-kohinasuhde SNR

p saa-

daan yhtälöstä

, (1.28)

missä Cp = DN/N on primaarisäteilyn kontrasti. Jos sironneesta sätei-

lystä aiheutuvaa fotonikertymää merkitään S:llä, on sironneen säteilynhuomioiva signaali-kohinasuhde

, (1.29)

missä sironneen säteilyn huomioon ottava kontrasti on Cs = ∆N/(N+S).

Määrittelemällä sironneen säteilyn aiheuttamaa, kuvaa huononta-vaa vaikutusta esittävä kerroin SDF (scatter degradation fraction)yhtälöllä

110

nähdään, että

(1.31)

ja

. (1.32)

Näin ollen SDF (joka on aina ykköstä pienempi) kuvaa sekä kont-rastin että signaali-kohinasuhteen neliön huononemista sironneensäteilyn vaikutuksesta. Optimitilanne saavutetaan, kun sironnuttasäteilyä ei ole, eli S = 0.

Jos kuvauslaitteeseen lisätään kuvasta sironnutta säteilyä poistavasysteemi, kuten hajasäteilyhila, jonka läpäisy primaarisäteilylle onT

p ja sironneelle säteilylle T

s, signaali-kohinasuhteeksi saadaan yllä

olevan mukaisesti

, (1.33)

missä

. (1.34)

Hilan DQE:ksi saadaan

. (1.35)

Parhaalle mahdolliselle laitteelle Ts = 0 ja T

p = 1, jolloin signaa-

li-kohinasuhde on SNRp, ja hilan DQE

h = 1. Hilaan liittyvä DQE

ei ole yksinomaan hilan ominaisuus, vaan riippuu muun muas-sa sironneen säteilyn määrästä. Hajasäteilyhilojen sironneen sä-teilyn vaimennusta voidaan parantaa tekemällä hilalamellit kor-keammiksi ja hila paksummaksi. Samalla kuitenkin huononne-taan T

p:tä, hilan kykyä läpäistä primaarisäteilyä. Tällöin hilan

efektiivisyys ei parane odotetusti; vaikka saatava kuva onkin

111

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

parempi, on kuvan aikaansaamiseen tarvittava säteilymäärämyös suuri.

Hilan efektiivisyyttä voidaan parantaa käyttämällä hilan suojakuo-rena ja hilalamellien väliaineena yleisen alumiinin sijasta säteilyävain vähän absorboivaa ainetta. Hiilikuitumateriaalien käyttö hilo-jen valmistuksessa on parantanut hilojen T

p:tä ja DQE:tä 20–40 %.

Esitetty malli sironneen säteilyn kuvaa huonontavasta vaikutukses-ta soveltuu myös pyyhkäisykuvaukseen. Siinä voidaan päästä lähesideaaliseen sironneen säteilyn poistoon: primaarisäteilyä ei välttä-mättä vaimenneta lainkaan, ja sironneiden kvanttien poistuminenhavaittavasta säteilystä on lähes täydellistä. Joissakin röntgenkuva-usmenetelmissä, esimerkiksi tietokonetomografiassa ja hampaistonpanoraamakuvauksessa tämä hyöty saavutetaan rutiininomaisesti.

Sironnutta säteilyä voidaan poistaa hilan käytön sijasta myös kas-vattamalla potilaan ja kuvareseptorin välistä etäisyyttä, jolloin kuva-reseptorille osuvien, sironneiden kvanttien suhteellinen määrä vä-henee. Tämän menetelmän hankaluutena ovat kuitenkin potilaanannoksen kasvu, kuvan suurentuminen, normaalikokoisen fokuk-sen kuvaan aiheuttama epäterävyys ja kuvausajan tai kuvaukseentarvittavan sähköisen tehon kasvaminen.

Sironneen säteilyn vaikutus kuvanlaatuun ja annosefektiivisyyteenon suuri, varsinkin tutkittaessa paksuja kehon osia. Alla olevassataulukossa on esitetty sirontasuhteet, primaarisäteilyn läpäisykertoi-met ja kvanttiefektiivisyydet ilman hajasäteilyhilaa ja hilan kanssatehtäville kuvauksille. Nähdään, että tarkastellussa tilanteessa ta-vallinenkin hila parantaa efektiivisyyden kaksinkertaiseksi ilmanhilaa tehtävään kuvaukseen verrattuna, ja että tässä käytetyn hilantehokkuus on kuitenkin vain neljäsosa siitä, mitä parhaalla mahdol-lisella sironneen säteilyn poistomenetelmällä saavutettaisiin.

TTTTTAULUKKO 1.4 Sirontaparametrit ja kvanttiefektiivisyydet ilman hilaa ja hilan kanssaAULUKKO 1.4 Sirontaparametrit ja kvanttiefektiivisyydet ilman hilaa ja hilan kanssaAULUKKO 1.4 Sirontaparametrit ja kvanttiefektiivisyydet ilman hilaa ja hilan kanssaAULUKKO 1.4 Sirontaparametrit ja kvanttiefektiivisyydet ilman hilaa ja hilan kanssaAULUKKO 1.4 Sirontaparametrit ja kvanttiefektiivisyydet ilman hilaa ja hilan kanssatehdyille röntgenkuvauksilletehdyille röntgenkuvauksilletehdyille röntgenkuvauksilletehdyille röntgenkuvauksilletehdyille röntgenkuvauksille

22 cm paksu akryylimuovifantomi, kenttäkoko 30 x 30 cm² ja kuvausjännite 100 kV.

������� �� ��

�������� �� �� ���

��� ��� ��� ���

112

AnnosefektiivisyysAnnosefektiivisyysAnnosefektiivisyysAnnosefektiivisyysAnnosefektiivisyys

NEQ:n ja DQE:n käyttäminen potilaan säteilyaltistuksen optimointiinon rajoitettua siksi, että nämä suureet tarkastelevat vain säteilyn inten-siteettiin liittyviä tekijöitä. Röntgenkuvauksessa on kuitenkin tärkeäämyös se, millaisen muutoksen tarkasteltava yksityiskohta aiheuttaa sä-teilyn spektriin. Kun pelkän kuvareseptorin sijasta arvioidaan kokokuvaussysteemin toimintaa, on NEQ:n sijasta parempi suoraan mitatasopivan, tärkeänä pidettävän yksityiskohdan (ideaaliseen havaitsijaanliittyvä) signaali-kohinasuhde

. (1.36)

Tässä ∆K tarkoittaa signaalia ja sen taustaa esittävien kuvien odotusar-vojen erotuksen Fourier-muunnosta. Yhtälöstä (1.36) nähdään, että ku-van informaatioarvoa voidaan parantaa joko pienentämällä kuvaussys-teemin kohinaa tai voimistamalla kuvasignaalia.

Saatu yhtälö on sama kuin yhtälö (1.24) silloin, kun MTF ja G eivätriipu kvantin energiasta, ja kontrastin energiariippuvuus on otettu huo-mioon ∆S:ssä

. (1.37)

Periaatteessa mittaus voidaan tehdä esimerkiksi ottamalla riittävä mää-rä signaalia ja taustaa esittäviä kuvia ja antamalla kuvat ideaalisen (tailähes ideaalisen) havaitsemisalgoritmin tulkittaviksi. Signaali-kohina-suhde saadaan laskettua havaitsijan päätöksentekomuuttujan odotus-arvoista d

s (kun signaali on kuvassa) ja d

n (kun kuva esittää pelkkää

taustaa) sekä tämän muuttujan varianssista σ 2. Kun signaali on pieni-kontrastinen, varianssi on sama sekä signaalin sisältävissä kuvissa kuinpelkkää taustaa esittävissä kuvissa ja

. (1.38)

Tämä mittausmenetelmä on käyttökelpoinen silloin, kun kuvia saa-daan helposti suuri määrä27. Käytännössä päätöksentekomuuttujanvarianssi riippuu usein jonkin verran siitä, onko signaali kuvassa vai

_

113

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

ei. Näin on erityisesti silloin, kun tarkasteltavan yksityiskohdan kont-rasti on suuri. Tällöin tilanne ei tarkasti ottaen täytä edellä esitettyäyksinkertaisen ideaalisen havaitsijan perusoletusta kohinan signaalis-ta riippumattomuudesta, ja paras mahdollinen havaitsija ottaisi käyt-töönsä tämänkin tiedon. Tarkka analyysi muodostuu silloin esitettyämutkikkaammaksi. Käytännön mittauksissa varianssina käytetään sig-naali- ja taustakuvista mitattujen päätöksentekomuuttujan varianssienkeskiarvoa.

DQE:n käyttö esimerkiksi potilaan säteilyaltistuksen optimointiin onrajoitettua myös siksi, että se vertaa kuvanlaatua kuvareseptorille koh-distuneeseen säteilyyn, eikä potilaan annokseen. Kun kuvaresepto-rin sijasta arvioidaan koko kuvaussysteemin toimintaa, on annosefek-tiivisyys

(1.39)

säteilysuojelumielessä DQE:tä oleellisempi säteilyn käytön tehokkuut-ta kuvaava suure: se vertaa kuvasta saatavissa olevaa informaatiotapotilaan annokseen D, ja sitä voidaan siksi käyttää esimerkiksi tutki-mustekniikan optimoinnissa. Potilaan annossuureena voidaan käyttääesimerkiksi potilaan pinta-annosta tai efektiivistä annosta (katso luku1.10) kulloisenkin tilanteen tai tarpeen mukaan.

Röntgensäteilyn kvanttienergian kasvaessa säteilyn läpitunkevuus pa-ranee. Kasvattamalla röntgenputken jännitettä saadaan potilaan läpäi-sevien, kuvareseptorille pääsevien kvanttien määrää kasvatettua, jasäteilyn statistiikkaa parannettua. Kuitenkin säteilyn energian kasva-essa myös potilaassa olevista paikallisista absorptioeroista aiheutuvatsignaalit pienenevät, samoin kuin kuvareseptorin kvanttien absorp-tiokyky. Näiden tekijöiden yhteisvaikutuksena on, että on olemassapotilaan paksuudesta ja signaalien luonteesta riippuva optimaalinensäteilylaatu, jolla saavutetaan paras mahdollinen annosefektiivisyys.Esimerkki tästä on esitetty kuvassa 1.38, johon on piirretty kuvan-vahvistimen annosefektiivisyys säteilyn kvanttienergian funktiona 20senttimetrin paksuisen potilaan tutkimuksessa, tarkasteltaessa heik-

27 Näin on esimerkiksi läpivalaisukuvien tai digitaalisen kinekuvauksen laadun mittauksessa.Ne molemmat ovat kuitenkin eläviä kuvia, joissa on siksi tarkasteltava myös ajan suhteen ta-pahtuvia muutoksia. Tällöin MTF ja NPS on yleistettävä myös aikataajuudesta riippuviksi suu-reiksi, ja signaali-kohinasuhteen sijasta on tarkasteltava signaali-kohinasuhteen neliön kerty-misnopeutta. Asiaa on käsitelty hieman tarkemmin raportissa STUK-A196.

114

KUVA 1.38 Annosefektiivisyys sä-KUVA 1.38 Annosefektiivisyys sä-KUVA 1.38 Annosefektiivisyys sä-KUVA 1.38 Annosefektiivisyys sä-KUVA 1.38 Annosefektiivisyys sä-teilyn kvanttienergian funktiona,teilyn kvanttienergian funktiona,teilyn kvanttienergian funktiona,teilyn kvanttienergian funktiona,teilyn kvanttienergian funktiona,kun tarkasteltava yksityiskohtakun tarkasteltava yksityiskohtakun tarkasteltava yksityiskohtakun tarkasteltava yksityiskohtakun tarkasteltava yksityiskohtakoostuu pienestä jodivarjoaine-koostuu pienestä jodivarjoaine-koostuu pienestä jodivarjoaine-koostuu pienestä jodivarjoaine-koostuu pienestä jodivarjoaine-määrästämäärästämäärästämäärästämäärästä

Haluttuun kuvanlaatuun päästäänpienimmällä potilaan annoksellakäyttämällä energialtaan noin 40keV olevia kvantteja. Käyrä A: CsI-kuvanvahvistin, kuituväliaineinenhajasäteilyhila, käyrä B: erittäinpaksu CsI-kuvareseptori, täydelli-nen sironneen säteilyn poisto. Ku-van tiedot on laskettu 20 cm pak-suiselle potilaalle. (Mukaeltu läh-teestä: Tapiovaara ja Sandborg,Phys.Med.Biol. 40, 589, 1995.)

�

� � � �

�

�

�

��

���������������������

� ��

�� � !"#

$

koa jodivarjoainesignaalia. Haluttuun kuvanlaatuun päästään pienim-mällä annoksella käyttämällä energialtaan 40 keV lähellä olevia kvant-teja. Kvanttienergiaa kasvatettaessa efektiivisyys vähenee signaalin jakuvareseptorin fotoniabsorptiokyvyn heikentyessä. Fotonien energianpienentyessä jodin K-absorptioreunan alapuolelle efektiivisyys piene-nee nopeasti sekä signaalin että fotonistatistiikan huonontuessa. Ku-vassa on esitetty myös tilanne, kun kuvareseptorin absorptiota ja siron-neen säteilyn poiston tekniikkaa on parannettu. Näillä keinoilla voi-daan potilaan annosta pienentää enintään 60 prosenttia nykyisestätasosta.

Ihmisen ja ideaalisen havaitsijan välinen yhteysIhmisen ja ideaalisen havaitsijan välinen yhteysIhmisen ja ideaalisen havaitsijan välinen yhteysIhmisen ja ideaalisen havaitsijan välinen yhteysIhmisen ja ideaalisen havaitsijan välinen yhteys

Edellä oleva fysikaalisen kuvanlaadun tarkastelu perustuu ideaaliseenhavaitsijaan. Röntgenkuvat tulkitsee (ainakin toistaiseksi) kuitenkinihminen, joten diagnoosin onnistuminen riippuu viime kädessä siitä,kuinka ihminen saa kuvasta informaatiota. Ihmisen (tai esimerkiksilaskennallisen havaitsijan) liittäminen kuvanlaadun tarkasteluun voi-daan tehdä määrittelemällä havaitsijan tehokkuus ideaalisen havaitsi-jan suhteen

. (1.40)

115

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

SNRobs

kuvaa tässä kuvan tarkastelijan signaali-kohinasuhdetta asete-tussa tehtävässä. Se voidaan mitata esimerkiksi 2-AFC -testin avullahavaitsijan oikeiden vastausten todennäköisyydestä (p

obs) tai ROC-me-

netelmällä käyrän alle jäävästä pinta-alasta (Az)

(1.41)

aiemmin esitetyn ideaalista havaitsijaa koskevan yhtälön (1.23) mu-kaisesti.

Havaitsijan tehokkuus kertoo, kuinka suuren osan kuvassa olevastainformaatiosta ihminen pystyy käyttämään hyväkseen. On havaittu, ettäainakin silloin, kun kuvan kohina on likimain valkoista ja kontrasti riittä-vä, ihmisen tehokkuus on yksinkertaisissa havaitsemiskokeissa suuri,50 prosentin luokkaa. Ihmisen havaintokyky kohinaista kuvaa tarkas-teltaessa on näin ollen melko lähellä ideaalista havaitsijaa. Tämä tuloskoskee sekä tavanomaista röntgenkuvausta että elävää läpivalaisuku-vaa tietyin ehdoin. Joissakin muissa tilanteissa ihmisen havaitsemiste-hokkuus voi olla pieni.

Mikäli kuvan kontrasti ei ole riittävä – eikä kuvan tarkastelijalle anne-ta mahdollisuutta sen säätämiseen – ihmisen havaintotarkkuus on edelläesitettyä pienempi. Tämä efektiivisyyden huononeminen voidaan ym-märtää visuaalisen systeemin sisäisen kohinan avulla. Tavanomaises-sa, filmin käyttöön perustuvassa radiologiassa ei yleensä ole käytän-nön mahdollisuuksia kuvan kontrastin muuttamiseen jälkikäteen. Sik-si kuvaustekniikka on valittava sellaiseksi, että saatava kontrasti onriittävän suuri: pelkkä signaali-kohinasuhde ei tällöin välttämättä ker-ro sitä, mitä kuvasta nähdään. Tämä ongelma väistyy digitaalistenkuvaussysteemien yleistymisen myötä, kun kuvan kontrastia voidaansäätää jälkikäteen. Tällöin pienikontrastisten kohteiden näkyvyyttä ra-joittaa periaatteessa vain kohina ja kuvaussysteemin sallimien harmaa-tasojen määrä, kuvan digitointisyvyys.

Havaintotarkkuuden on osoitettu kärsivän myös, mikäli taustan struk-tuurit ovat runsaita tai monimutkaisia. Digitaalisissa kuvaussysteemeissämyöskään tämä ihmisen efektiivisyyttä huonontava tekijä ei aina ole ko-vin merkittävä. Subtraktiokuvista on poistettu lähes kaikki tarpeetto-mat anatomiset yksityiskohdat, jolloin tarkasteltava signaali, tyypilli-sesti verisuonten kuva, esitetään yksinkertaista tasaharmaata taustaa

116

vasten. Myös tietokonetomografiasta saatavia kuvia voidaan pitää mel-ko yksinkertaisina: potilaan elimet eivät kuvaudu päällekkäin, vaankuva esittää potilaan poikkileikkausta.

Jos ihmisen näköaistin tehokkuus olisi huono, olisi hyödyllistä kehit-tää kuvankäsittelymenetelmiä, joiden avulla kuvainformaatio saatai-siin ihmiselle helpommin välittyväksi. Näin ei kuitenkaan näytä ole-van laita, ainakaan tavanomaisten röntgenkuvien suhteen silloin, kunkontrasti on riittävä. Ihminen on melko lähellä ideaalista havaitsijaamonissa tilanteissa, eikä kuvankäsittelyoperaatioilla voida odottaa ole-van yleensä suurta merkitystä havaitsemistarkkuuden lisäämisessä. Onselvää, että kuvan todellista (fysikaalista) informaatiosisältöä ei voi pa-rantaa pelkällä kuvankäsittelyllä. Kuvan informaatiosisältö on enin-tään yhtä suuri kuin alkuperäisen kuvadatan.

KuvankäsittelyKuvankäsittelyKuvankäsittelyKuvankäsittelyKuvankäsittely

Kuvamatriisien käsittely tietokoneella tekee yksinkertaiseksi lähes min-kä tahansa kuvan muunnoksen. Kuvien harmaa-asteikkoa voidaanmuuttaa, kuvia voi terävöidä tai yksityiskohtia suodattaa, kuvan vää-ristymiä voi korjata ja eri kuvia yhdistellä toisiinsa – rajan asettaa käy-tännössä vain kuvan käsittelijän mielikuvitus.

Tavanomaisin, ja numeerisen kuvan esittämisessä välttämätön kuvan-käsittelyoperaatio on harmaaskaalan ”ikkunointi”, jossa kutakin ku-vamatriisin pikseliarvoa vastaamaan asetetaan jokin harmaan sävy.Tämä vastaavuus voi olla mielivaltainen funktio. Jos tällä funktiolla onkäänteisfunktio, funktion muoto ei vaikuta kuvan todelliseen informaa-tiosisältöön, vaikkakin se luonnollisesti vaikuttaa siihen, mitä ihminenkuvasta näkee. Jotta ihmisen ja kuvan välinen kytkentä olisi hyvä,kuva tulisi esittää niin jyrkkänä, että sen tarkastelija pystyy vaivattaerottamaan kuvan kohinan; tällöin voidaan olla varmoja siitä, ettei vi-suaalisen systeemin oma kohina ole kuvan tarkastelussa rajoittavintekijä. Mikäli kuvaa kohinan esiinsaattamisen jälkeenkin jyrkenne-tään, ei enää saavuteta käytännön etua. Tämä johtuu siitä, että kuvankohinan näkyvyys kasvaa yhtä nopeasti kuin halutun signaalinkin.

Kohina tai puuttuva kuvadata on viime kädessä tärkein objektiivistakuvanlaatua huonontava tekijä. Kohinan poistamiseen pyrkiviä ku-vankäsittelyalgoritmeja onkin pyritty kehittelemään innolla. Edellä esi-tetyn valossa kuitenkin näyttää selvältä, että tällaisilta algoritmeilta eitule odottaa liikoja. Ihmisen kyky havaita yksityiskohtia kohinaisista

117

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

kuvista on hyvä, joten parhaimmillaankin tällaisten algoritmien voi-daan uskoa parantavan ihmisen ja kuvan välistä kytkentää vain vä-hän. Väitteet algoritmeista, jotka poistavat kohinan signaalia huononta-matta, ovat informaatioteoreettinen analogia ikiliikkujalle. Objek-tiivista kuvanlaatua voidaan parantaa vain tuomalla kuvaan uuttainformaatiota. Kuvanmuodostusvaihe on avainasemassa hyvän kuvanaikaansaamiseksi. Mikäli kuvaan onnistutaan tallentamaan informaa-tiota, on sen esittäminen vain tekninen kysymys, sen sijaan kuvadatas-ta puuttuvaa informaatiota ei myöskään kuvassa voida esittää.

1.10 Potilaan säteilyannos

Potilaan lääketieteellisestä tutkimuksesta saamalle säteilyannokselleei ole annettu enimmäisrajoja, toisin kuin esimerkiksi työstä aiheutu-valle annokselle. Tämä johtuu siitä, että lääketieteellisillä toimenpi-teillä jo sinänsä pyritään potilaan terveydentilan parantamiseen, eikäannosta rajoittamalla haluta estää potilaan terveydelle hyödyllisentoimenpiteen tekoa. Röntgentutkimuksen suorittamista koskee kui-tenkin kaksi säteilysuojelun yleistä pääperiaatetta: oikeutus ja opti-mointi. Oikeutusperiaatteen mukaan radiologisesta toimenpiteestäodotettavissa olevan hyödyn tulee olla suurempi kuin siitä keskimää-rin aiheutuva haitta. Optimointiperiaate puolestaan sanoo, että sätei-lyaltistus tulee pitää niin pienenä kuin kohtuudella on mahdollistailman, että tavoiteltu hyöty menetetään. Näiden periaatteiden toteut-tamiseksi on välttämätöntä tuntea tutkimuksesta potilaalle aiheutu-van annoksen suuruus.

Potilaan röntgentutkimuksessa saaman säteilyaltistuksen tunteminenon tärkeää myös siksi, että annosten seuraaminen saattaa paljastaaröntgenlaitteeseen tulleita vikoja, jotka muutoin saattaisivat jäädä huo-maamatta. Annoksen poikkeaminen runsaasti muualla tehtävien vas-taavien röntgentutkimusten annoksista voi myös olla osoitus väärintoimivasta laitteesta tai säteilyaltistuksen kannalta huonosta tutkimus-tekniikasta.

Potilasannoksen ilmaisemisessa käytettävät suureet

Ei ole itsestään selvää mitä tarkoitetaan, kun puhutaan potilaan sätei-lyannoksesta. Puhekielessä annos onkin vain säteilyaltistukseen liitty-vä yleiskäsite. Annoksen mittaamiseksi ja ilmaisemiseksi tarvitaan kui-

118

tenkin tarkasti määritellyt suureet, ja annosten suuruudesta puhutta-essa olisi selkeästi ilmaistava, mistä suureesta on kysymys.

Potilaan annoksen määrittämisen tavoitteena on arvioida potilaalle sä-teilystä aiheutuvaa haittaa. Siksi potilaan annoksen ilmaisemiseen käy-tetyn suureen tulisi olla tätä haittaa tai riskiä kuvaava. Kun joku osakehosta voi saada niin suuren annoksen (useita grayta), että suorat elideterministiset vauriot (katso tämän kirjasarjan osa 4, luku 4) ovat mah-dollisia, on aiheellista kuvata annosta tähän kudokseen absorboitu-neen annoksen avulla. Röntgentoiminnassa tällainen tilanne voi syn-tyä lähinnä vain sellaisissa toimenpiteissä, joissa tarvitaan hyvin pitkä-aikaista, kymmeniä minuutteja kestävää, saman kohdan läpivalaisua.Tässä tilanteessa suurin vaurion vaara kohdistuu yleensä primaarisä-teilykeilassa röntgenputken puolella olevaan ihoon, ja tähän ihon koh-taan absorboitunut annos on oleellinen annossuure. Suuri absorboitu-nut annos (useita grayta) silmän linssiin aiheuttaa kaihia. Siksi on tär-keää kiinnittää huomiota myös silmän altistukseen silloin, kun silmäon vaimentumattomassa primaarikeilassa ja säteilyä käytetään runsaasti.

TTTTTAULUKKOAULUKKOAULUKKOAULUKKOAULUKKO 1.51.51.51.51.5 TTTTToimenpideradiologiassaoimenpideradiologiassaoimenpideradiologiassaoimenpideradiologiassaoimenpideradiologiassa mahdollisiamahdollisiamahdollisiamahdollisiamahdollisia ihovaurioitaihovaurioitaihovaurioitaihovaurioitaihovaurioita vaurionvaurionvaurionvaurionvaurion ilmenemiseenilmenemiseenilmenemiseenilmenemiseenilmenemiseenkuluvankuluvankuluvankuluvankuluvan ajanajanajanajanajan mukaanmukaanmukaanmukaanmukaan ryhmiteltynäryhmiteltynäryhmiteltynäryhmiteltynäryhmiteltynä

Punoituksen esiintyminen tai karvojenlähtö ovat varoitusmerkkejä korkeasta annoksesta javiittaavat siihen, että myöhemmin ilmenevät muut vauriot ovat mahdollisia. Vaurioon tarvitta-vat vähimmäisannokset ovat vain suuntaa-antavia arvoja.

������ �������� ��������������� ���������� ���

������� ���� � ������� ������� �������������

����������������������������� � �������������

�������������������� �����

��!��� �������������!���" � ����� ��

�#�#����������!���" $ ����� ��

%�������!���!# �� ���� ��

%��������!���!# �& ���� ��

�� ��'���������������� �� (����� ��

)#"��������!��������������� �& *������ ��

%��!�� �� (������� ��

+������,�� �� (������ ��

��!��-�� ������ �� (�&����� ��

.� "��-����� ������!�!!�������!# ��!������������/���/��������������0�����*�����12

119

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

28 Termiä pinta-annos käytetään myös työntekijöiden henkilöannosekvivalentin mittauksessa:katso tämän kirjasarjan 1. osa ”Säteily ja sen havaitseminen”.

29 Pinta-annosta kutsutaan joskus myös ihoannokseksi. Tämä voi kuitenkin aiheuttaa se-kaannusta, koska ihon annoksella tarkoitetaan yleensä keskimääräistä annosta kokoihokudoksessa, eikä vain primaarikeilassa olevassa ihon osassa. Pinta-annoksella saate-taan eri teksteissä tarkoittaa absorboitunutta annosta ilmaan tai kudokseen, joko takaisin-sironnan kanssa tai ilman sitä. Ilman ja pehmytkudoksen annokset ovat röntgendiagnostii-kan energia-alueella lukuarvoltaan likimain samat (noin kuuden prosentin tarkkuudella),mutta muunnoskertoimen tarkka arvo riippuu käytetyn säteilyn spektristä ja pehmytku-doksen koostumuksesta.

Useimmissa röntgentutkimuksissa deterministisiä haittoja ei voi esiin-tyä, koska vaurioon tarvittavaa vähimmäisannosta ei ylitetä. Tällöin oleel-lisempia ovat säteilyn aiheuttamat satunnaiset eli stokastiset riskit: syö-pä ja perinnölliset vauriot (kirjasarjan osa 4). Näitä riskejä arvioidaantavallisesti efektiivisen annoksen avulla.

Pinta-annos

Helpoimmin määritettävissä olevia potilaan annokseen liittyvä suurei-ta on potilaan pinta-annos28 (ESD, entrance surface dose tai entranceskin dose). Sillä tarkoitetaan tässä ilmaan absorboitunutta annosta sii-nä pisteessä, jossa säteilykeilan keskiakseli osuu potilaaseen. Joskusmittaus tehdään tässä samassa kohdassa säteilykeilaa, mutta ilmanpotilasta tai fantomia, jolloin mitattu annos on ESD:tä pienempi, koskapotilaasta takaisin sironnut säteily ei silloin sisälly annosmittauksentulokseen29.

Pinta-annos on hyödyllinen, kun halutaan vertailla eri aikoina taieri röntgentutkimuspaikoissa otettujen röntgenkuvien annostasoa.Tämän yksinkertaisen mittauksen perusteella tehty vertailu ei kui-tenkaan ole säteilyn haittavaikutusten kannalta tarkka, mikäli ver-rattavissa tutkimuksissa käytetyt säteilyspektrit, geometriset tekijät(kenttäkoko ja fokusetäisyys), potilaiden koot tai kuvien projektiot(tutkittava potilaan kohta, säteilyn tulosuunta) eroavat toisistaan mer-kittävästi.

Pinta-annoksen mittaus voidaan tehdä suoraan, kiinnittämällä sopivasäteilymittari potilaan iholle säteilykeilan keskelle. Pienet litiumfluori-dista (LiF) valmistetut termoloistedosimetrit soveltuvat tarkoitukseenhyvin, eivätkä yleensä mammografiakuvia lukuunottamatta näy häirit-sevästi kuvassa. Hankaluus niiden käytössä on lähinnä siinä, että mit-

120

TTTTTAULUKKO 1.6 TAULUKKO 1.6 TAULUKKO 1.6 TAULUKKO 1.6 TAULUKKO 1.6 Takaisinsirontakertoimen (akaisinsirontakertoimen (akaisinsirontakertoimen (akaisinsirontakertoimen (akaisinsirontakertoimen (BSFBSFBSFBSFBSF) arvoja säteilyspektrin ja säteilykeilan) arvoja säteilyspektrin ja säteilykeilan) arvoja säteilyspektrin ja säteilykeilan) arvoja säteilyspektrin ja säteilykeilan) arvoja säteilyspektrin ja säteilykeilankoon mukaankoon mukaankoon mukaankoon mukaankoon mukaan

Vesifantomi, ympyrämäinen säteilykeila, fokus-fantomietäisyys 100 cm. (Grosswendt B,Phys.Med. Biol. 35, 1233–1245, 1990).

���������� ���� ��� ���� ���� ����� � �������� �� ��� �� ���� �� ���� �� ������ ���� �� ����

���� ���� ���� ���� ���� ����

��%�� ��� ��� ���� ���� ���� ���

���� ��� ���� ��� ��� ��� ���

��� ��� ���% ��� ��� ���� ����

�� ��� �� ��� ��� ���% ����

�& ��� ��� ���� ���� ���% ����

&��'���(�����)����)(��*�'�'�*�+���'��,

tarit yleensä joudutaan tilaamaan ja lähettämään luettavaksi muualleja mittauksen tulos saadaan vasta myöhemmin.

Useimmat säteilymittarityypit eivät sovellu suoraan potilaan iholta teh-tävään pinta-annoksen mittaukseen siksi, että ne olisivat näkyvissämyös röntgenkuvassa ja saattaisivat haitata kuvan tulkintaa. Tällaisillamittareilla pinta-annos voidaan kuitenkin mitata toistamalla säteilytyssamoilla säätöarvoilla kuin potilasta kuvattaessa ja mittaamalla ilmaanabsorboitunut annos D potilaan ihon kohdalta ilmassa tai sopivan fan-tomin pinnalla. Mikäli mittausta ei ole tehty fantomin pinnalta niin, ettätakaisinsironta on tuloksessa mukana, on mittaustulos korjattava pin-ta-annoksen saamiseksi

. (1.42)

Tässä BSF on takaisinsirontakerroin (backscatter factor), joka kuvaapotilaasta sironneen säteilyn aiheuttamaa annoslisäystä keilassa poti-laan pinnalla. BSF riippuu ennen kaikkea säteilyn laadusta ja kenttä-koosta, vaikka muutkin säteilytystilanteen parametrit vaikuttavat sii-hen. Tyypillisessä röntgendiagnostiikkatilanteessa BSF:n suuruus onnoin 1,3–1,4 (vaihteluväli likimain 1,1–1,6).

30 Ilmakerma on röntgensäteilyn energia-alueella hyvin tarkasti sama kuin ilmaan absorboitu-nut annos. Molempien suureiden yksikkö on gray. Suureet on selitetty tämän kirjasarjan en-simmäisessä osassa ”Säteily ja sen havaitseminen”.

121

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

Jos kuvauksessa käytetyt säätöarvot ovat tiedossa, voidaan pinta-an-nos suoran mittauksen sijasta laskea tutkimuksessa käytettyjen kuva-usarvojen ja röntgenputken säteilytuoton Y

100(U) avulla

. (1.43)

Tässä U on röntgenputken jännite (kV), Q = I.t putkivirran ja kuvaus-ajan tulo (mAs) ja FSD röntgenputken fokuksen ja potilaan ihon välinenetäisyys (cm). Putken säteilytuotolla Y

100(U) tarkoitetaan tässä kyseisel-

le röntgenputkelle (ja suodatukselle) säteilykeilan keskellä yhden metrinfokusetäisyydellä mitattua ilmakermaa30 yhden mAs:n varausta koh-den (mGy/mAs), kun putkijännite on U. Tyypillisiä röntgenputken sä-teilytuottoja erilaisilla suodatuksen ja jännitteen arvoilla on esitetty ku-vassa 1.39. Kun tarvitaan tarkka arvio potilaan annoksesta, on säteily-tuotto mitattava kullekin röntgenputkelle yksilöllisesti. Mikäli säteilynsuodatus on vaihdettavissa, on mittaus tehtävä kullekin suodatinvaihto-ehdolle. Mittauksessa on kiinnitettävä huomiota paitsi säteilytuo-ton jänniteriippuvuuteen, myös röntgensäteilyn tuoton lineaarisuuteenputkivirran ja kuvausajan suhteen. Mikäli annosmääritys perustuu va-lotusautomatiikan mAs-jälkinäyttöön, on tämän näytön oikea toimintavarmistettava. Säteilytuoton pysyminen samana on varmistettava mää-

KUVA 1.39 Röntgenputken säteilytuotto putkijännitteen funktiona, KUVA 1.39 Röntgenputken säteilytuotto putkijännitteen funktiona, KUVA 1.39 Röntgenputken säteilytuotto putkijännitteen funktiona, KUVA 1.39 Röntgenputken säteilytuotto putkijännitteen funktiona, KUVA 1.39 Röntgenputken säteilytuotto putkijännitteen funktiona, YYYYY100100100100100(U)(U)(U)(U)(U)

Ilmakerma on mitattu volframianodisen röntgenputken primaarikeilassa yhden metrin etäi-syydellä fokuksesta ja normitettu vastaamaan yhden mAs:n sähkömäärää. Säteilytuotto onesitetty kahta eri tasasuuntaustapaa käyttävälle generaattorityypille, ja käyrille merkityt pa-rametrit kuvaavat säteilyn kokonaissuodatusta.

����'���-

�����-./!-$'�

�

0*����������

��--�$�

� % �� �

�--�$�

��--�$�

��--�$�

����'���-

�����-./!-$'�

�

���

��

��

0*����������

��--�$�

� % �� �

�--�$�

���

��

����--�$�

��--�$�

����))'�()�''������ 1�����'�()�''������

122

rävälein ja sellaisten huoltotoimenpiteiden jälkeen, jotka saattavat vai-kuttaa siihen.

Säteilytuoton ja pinta-annoksen mittaukseen on käytettävä siihen so-veltuvaa mittaria, jolla on riittävän pieni energia- ja annosnopeusriip-puvuus. Tällaisia ovat ainakin röntgendiagnostiikan annosten mitta-uksiin tarkoitetut, ionisaatiokammioon perustuvat mittarit. Samaantarkoitukseen valmistetaan myös puolijohdeilmaisimiin perustuvia mit-tareita. Mammografialaitteiden mittaukset edellyttävät energiavasteel-taan tavanomaista parempaa mittaria, ja yleensä tarvitaan erityisestinäille laitteille suunniteltu mitta-anturi.

Läpivalaisulaitteiden mittaukset tehdään myös edellä mainitulla ta-valla, mutta annoksen sijasta mitataan annosnopeutta eri putkivirranja -jännitteen arvoilla. Mikäli läpivalaisu kohdistuu koko ajan sa-maan kohtaan, saadaan pinta-annos yksinkertaisesti kertomalla an-nosnopeus läpivalaisuajalla. Mikäli röntgenputken suurjännitteenaaltoisuus on läpivalaisun aikana sama kuin kuvauksessa, läpivalai-sun ja kuvauksen säteilytuottomittaukset vastaavat toisiaan. Näin eikuitenkaan aina ole, vaan jännitteen aaltoisuus läpivalaisussa voiolla suurempaa tai pienempää kuin kuvauksen aikana. Joissakin rönt-gengeneraattoreissa läpivalaisujännite otetaan vain yhdestä verkko-jännitteen vaiheesta; toisaalta taas suurjännitepiirissä oleva kapasi-tanssi voi tasoittaa jännitteen aaltoisuutta, kun putkivirta on pieni.Siksi laitteen säteilytuotossa voi olla pieni ero näiden kahden toimin-tatavan välillä.

ESD kuvaa paikallista absorboitunutta annosta potilaan iholla eikäsuinkaan potilaan kokonaisaltistusta. Jos potilaasta otetaan esimerkik-si kaksi kuvaa niin, että keila kohdistuu eri kohtiin iholla, potilaanaltistusta ei voi ilmaista laskemalla näiden kahden kuvan ESD-arvotyhteen: sellaista annosta ei ole aiheutunut minnekään potilaan iholle!

Annoksen ja pinta-alan tuloAnnoksen ja pinta-alan tuloAnnoksen ja pinta-alan tuloAnnoksen ja pinta-alan tuloAnnoksen ja pinta-alan tulo

ESD-mittauksen voidaan ajatella kuvaavan potilaan pinnalle pinta-ala-yksikköä kohden kohdistuvien kvanttien määrää, vaikkakin tulos onilmaistu dosimetristen suureiden avulla ja riippuu kvanttikertymän li-säksi säteilyn spektristä. Mikäli takaisinsirontaa potilaasta ei huomioi-da, mittaustulos on likimain sama, onpa säteilyn kenttäkoko suuri taipieni. On kuitenkin selvää, että potilaan altistus todellisuudessa kas-vaa, kun säteilykeilan kokoa suurennetaan.

123

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

Potilaan altistusta pinta-annosta paremmin kuvaava suure on annok-sen ja pinta-alan tulo (DAP, dose-area product)31, joka on tietyllä etäi-syydellä (d) keilassa mitatun ilmaan absorboituneen keskimääräisenannoksen D(d) ja samalla etäisyydellä mitatun säteilykeilan poikki-leikkauksen pinta-alan A(d) tulo:

. (1.44)

Vastaavasti kuin edellä tarkasteltiin ESD:tä potilaan pinnalle kohdis-tuvien kvanttien tiheytenä, DAP:n voidaan nyt ajatella kuvaavan poti-laan pinnalle kohdistuvien kvanttien kokonaislukumäärää – tässä mie-lessä se kuvaa potilaan säteilyaltistusta paremmin kuin pinta-annos.

Huomattakoon, että DAP ei käytännössä riipu etäisyydestä d, kun sä-teily on niin kovaa, että ilman aiheuttama vaimennus voidaan jättäähuomiotta. Tämä johtuu siitä, että röntgenputken pistemäisestä fokuk-sesta tulevan säteilyn intensiteetti on kääntäen verrannollinen ja kei-lan pinta-ala suoraan verrannollinen etäisyyden neliöön: nämä etäi-syysvaikutukset siis kumoavat toisensa. Tämä ominaisuus mahdollistaaDAP:n yksinkertaisen, suoran mittauksen käyttämällä röntgenputkenkaihtimiin säteilykeilan eteen kiinnitettävää, litteää, suuripinta-alaistaionisaatiokammiota, DAP-mittaria. Tämän ionisaatiokammion herkkyyson tasainen koko kammion alueella. Koska säteilykeila peittää vainosan kammiosta suurtakin kenttäkokoa käytettäessä, mittari näyttääsuoraan annoksen ja pinta-alan tulon ilman, että mittaajan tarvitsisisuorittaa mitään laskutoimituksia. Mittaustulokseen ei myöskään tar-vitse tehdä mitään etäisyyskorjauksia, vaan mittaustulos pätee suoraanmielivaltaisella etäisyydellä olevalle potilaalle. Korostettakoon tässä,että DAP-mittauksen yksikkö on Gy.cm2 (ei suinkaan Gy/cm2, kutenusein näkee virheellisesti kirjoitettavan).

Tarvittaessa DAP-arvosta voidaan helposti laskea annos potilaan ihonkohdalla. Kenttäkokoa potilaan ihon tasalla32 (A

iho) ei kuitenkaan usein

tunneta suoraan, mutta se voidaan laskea, jos tunnetaan kentän pinta-ala kuvareseptorilla (A

kuva), fokuksen ja ihon välinen etäisyys (FSD) ja

31 Annoksen ja pinta-alan tuloa kutsutaan myös usein pinta-ala-annokseksi. Kerman ja pinta-alan tulo (KAP, kerma-area product) on käytännössä sama suure, koska ilmakerma ja ilmanannos ovat diagnostiikan fotonienergioilla hyvin tarkasti samat.

32 Kenttäkoolla tarkoitetaan tässä säteilykeilan pinta-alaa siinä tasossa, joka on kohtisuorassasäteilykeilan keskiakselia vastaan ja sisältää sen pisteen, jossa keskiakseli leikkaa potilaanpinnan.

_

124

fokuksen ja kuvareseptorin välinen etäisyys (FID), jolloin

. (1.45)

Tarkasti ottaen näin laskettu ESD eroaa hieman suoraan mitatusta,koska DAP:ista laskettu annosarvo on keskiarvo koko keilan poikki-leikkauksen alueen absorboituneista annoksista, kun taas suora mitta-us antaa absorboituneen annoksen keilan keskiakselin ja potilaan pin-nan leikkauspisteessä. Pieni ero aiheutuu myös siitä, että DAP-mitta-uksessa ei oteta huomioon ilman vaimennusta eikä säteilyn sirontaapotilaasta tai röntgenputken kaihtimen rakenteista. Käytännössä näi-den tekijöiden merkitys on kuitenkin mitätön ja tulee likimain oikeinkorjatuksi jo DAP-mittarin kalibroinnissa. Kalibrointi onkin parastatehdä, kun DAP-mittari on asennettuna siihen röntgenlaitteeseen, jos-sa sitä aiotaan käyttää. Tällöin röntgenputken oikea suodatus, röntgen-putken lähellä esiintyvä hajasäteily ja mahdolliset säteilykeilassa ole-vat vaimentavat osat, kuten alaputkella varustetun telineen pöytälevy,

"�2

"�2

$�$�

"$3#-������

'*����/�������������'�0���)�-(���

$�"$3�4 "�2

, 4 $� "�2

,

KUVA 1.40 Annoksen ja pinta-alan tulo (KUVA 1.40 Annoksen ja pinta-alan tulo (KUVA 1.40 Annoksen ja pinta-alan tulo (KUVA 1.40 Annoksen ja pinta-alan tulo (KUVA 1.40 Annoksen ja pinta-alan tulo (DAPDAPDAPDAPDAP) mitataan röntgenputken kaihtimiin kiin-) mitataan röntgenputken kaihtimiin kiin-) mitataan röntgenputken kaihtimiin kiin-) mitataan röntgenputken kaihtimiin kiin-) mitataan röntgenputken kaihtimiin kiin-nitettävällä, säteilykeilaa suuremmalla, litteällä ionisaatiokammiolla (DAP-mittari)nitettävällä, säteilykeilaa suuremmalla, litteällä ionisaatiokammiolla (DAP-mittari)nitettävällä, säteilykeilaa suuremmalla, litteällä ionisaatiokammiolla (DAP-mittari)nitettävällä, säteilykeilaa suuremmalla, litteällä ionisaatiokammiolla (DAP-mittari)nitettävällä, säteilykeilaa suuremmalla, litteällä ionisaatiokammiolla (DAP-mittari)

Mittaus antaa mittakammion kohdalla olevan ilmaan absorboituneen keskimääräisen an-noksen ja säteilykeilan poikkileikkauksen pinta-alan tulon. Saatu mittaustulos on hyödylli-nen, koska annoksen ja pinta-alan tulo ei riipu mittausetäisyydestä: tulos on sama myös po-tilaan kohdalla.

125

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

tulevat oikein huomioiduksi. Pinta-annosta (ESD:tä) laskettaessa (kaa-va 1.45) on käytettävä takaisinsirontakerrointa, koska potilaassa siron-nutta säteilyä ei DAP-mittauksessa käytännössä juurikaan kohdistumittarille.

Annoksen ja pinta-alan tulo on pinta-annosta parempi suure, kun tar-koituksena on selvittää potilaan tutkimuksesta saamaa säteilyaltistustaja stokastista riskiä. Pinta-annos on tärkeämpi suure, kun arvioidaandeterminististen säteilyvaurioiden mahdollisuutta. DAP ottaa huomi-oon kenttäkoon vaikutuksen – kaksinkertainen kenttäkoko antaa kak-sinkertaisen DAP-arvon, kun taas pinta-annos pysyy samana (lukuun-ottamatta pientä BSF:n kasvua). Toisin kuin ESD:n avulla, DAP-mitta-uksella voidaan yhdellä arvolla kuvailla koko tutkimuksen aiheuttamaaaltistusta: eri kohtien läpivalaisun ja röntgenkuvien DAP-arvot voidaanlaskea yhteen ja ilmaista koko tutkimuksessa käytetty annoksen ja pin-ta-alan tulo. Samasta syystä DAP sopii erinomaisesti myös hampaistonpanoraamatomografiasta aiheutuvan potilaan säteilyaltistuksen mitta-ukseen. Tutkimuksen aikana kapea säteilykeila osuu potilaan eri ihonkohtiin. Iholla mitattava annos (ESD) riippuu tarkastelukohdasta – an-nos on suurimmillaan potilaan niskassa, koska PA-suunnan33 muitasuuntia suurempaa kudospaksuutta kompensoidaan usein annosno-peutta kasvattamalla.

Kun kiinnostuksen kohteena on esimerkiksi kuvareseptorin valinnanmerkitys potilaan säteilyannokseen, voi olla parempi käyttää ESD:tä,jolloin vältytään mahdollisten kenttäkoon muutosten aiheuttamilta eroil-ta tuloksessa. ESD on DAP:ia käyttökelpoisempi suure myös niissä ta-pauksissa, joissa merkittävä osa säteilykeilasta menee potilaan ohi,kuten on esimerkiksi mammografiassa tai tietokonetomografiassa. Näi-tä erikoistapauksia käsitellään myöhemmin tässä luvussa.

Säteilyhaitan arviointiin käytettävät potilasannossuureetSäteilyhaitan arviointiin käytettävät potilasannossuureetSäteilyhaitan arviointiin käytettävät potilasannossuureetSäteilyhaitan arviointiin käytettävät potilasannossuureetSäteilyhaitan arviointiin käytettävät potilasannossuureet

Molemmat edellä esitetyt annossuureet, ESD ja DAP, kuvaavat potilaa-seen kohdistuvan säteilyn määrää tai säteilyaltistusta potilaan pinnalla.Säteilyn tunkeutuminen syvemmällä kehossa oleviin kudoksiin voi-

33 Röntgenkuvauksen projektio (kuvaussuunta) ilmaistaan säteilyn kulkusuunnan avulla: PA-projektiossa (posteroanteriorinen projektio) säteilyn kulkusuunta on potilaan takaa potilaanetupuolelle ja AP-projektiossa (anteroposteriorinen projektio) potilaan edestä potilaan taak-se. Muita projektioita ovat esimerkiksi lateraalinen projektio (sivukuva) ja erilaiset viistoprojek-tiot.

126

daan ottaa huomioon keskimääräisesti, tarkastelemalla potilaaseen sä-teilystä absorboitunutta energiaa. Se on kohtuullisella tarkkuudella ar-vioitavissa, kun DAP:in lisäksi tunnetaan säteilyn spektri ja kudoksenpaksuus säteilyn suunnassa. Paksuuden merkitys on melko pieni, koskavain vähäinen osa säteilystä läpäisee potilaan. On kuitenkin syytä huo-mata, että potilaaseen absorboitunut energia riippuu myös siitä, kuin-ka suuri osa potilaassa sironneesta säteilystä poistuu muihin suuntiin.Jakamalla potilaaseen absorboitunut energia potilaan massalla saadaanpotilaan keskimääräinen kokokehoannos. Tämä suure kertoo jo enem-män potilaan altistuksesta kuin edellä esitetyt pinta-annossuureet, muttasekään ei ota huomioon ihmisen eri elinten ja kudosten erilaista herk-kyyttä säteilyn aiheuttamalle stokastiselle haitalle.

Potilaassa tapahtuva säteilyn sironta vaikuttaa elinten annoksiin. Takaisin-sironta kasvattaa potilaan pinta-annosta tyypillisesti 10–60 prosenttia,ja syvällä potilaassa suurin osa annoksesta tulee sironneesta säteilystä.Jotta annos syvällä sijaitseviin elimiin voidaan laskea, tulee potilaanrakenteen ja ihoannoksen lisäksi tuntea säteilyn spektri, fokusetäisyyssekä säteilykeilan koko ja elinten sijainti keilaan nähden. Kuvaan 1.41on piirretty diagnostiikassa tyypillinen isodoosikäyrästö, josta nähdäänabsorboituneen annoksen nopea pieneneminen syvyyden mukana jakeilasta etäännyttäessä. Säteilyn spektristä, tarkasteltavasta syvyydes-

KUVA 1.41 Röntgensäteilyn annosjakauma vesifantomissaKUVA 1.41 Röntgensäteilyn annosjakauma vesifantomissaKUVA 1.41 Röntgensäteilyn annosjakauma vesifantomissaKUVA 1.41 Röntgensäteilyn annosjakauma vesifantomissaKUVA 1.41 Röntgensäteilyn annosjakauma vesifantomissa

Annokset on kuvassa esitetty isodooseina, käyrinä, joilla absorboitunut annos on saman-suuruinen. Käyrät on normitettu annokseen keilan keskellä fantomin pinnalla, jossa annostaon merkitty 100 prosentilla. Säteilykeilan reunat on merkitty katkoviivoilla. Absorboitunut an-nos pienenee nopeasti syvyyden mukana ja keilasta etäännyttäessä. Pieneneminen riip-puu jännitteen, suodatuksen ja fokusetäisyyden lisäksi myös kenttäkoosta. (Tasajännite 80kV, kokonaissuodatus 3 mm Al, kenttäkoko fantomin pinnalla 18 x 21 cm2 ja fokus-fantomietäisyys 80 cm.)

�

��

��

�

��

��

��5-

��5-

���5-

��5-

���5-

��5-��5- ��5-��5-

127

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

tä ja kenttäkoosta riippuen annos pienenee puoleen syvyyden kasva-essa 2–8 cm. Mammografiassa käytettävällä säteilyllä pieneneminenon tätäkin nopeampaa.

Paras haitta-arvio saadaan, kun tunnetaan potilaan eri elimiin ja ku-doksiin keskimäärin absorboituneet annokset. Niiden perusteella voi-daan arvioida sukupuolesta ja altistusiästä riippuvat syövän ja perin-nöllisten haittojen riskit esimerkiksi BEIR V -raportin riskimallin jakansallisten syöpätilastojen mukaisesti. Yksinkertaisempi riskiarviosaadaan kuitenkin käyttämällä monien eri elinten annosten sijaan niistälaskettua painotettua keskiarvoa, efektiivistä annosta34 (E). Tämä suu-re on kansainvälisen säteilysuojelutoimikunnan (ICRP, InternationalCommission on Radiological Protection) määritelmän mukaan

, (1.46)

missä summausindeksi i käy läpi eri elimet ja kudokset, wi on kudok-

sen i painotuskerroin ja Hi sen ekvivalenttiannos35. Kudosten paino-

tuskertoimet on esitetty taulukossa 1.7.

Efektiivinen annos on yleistynyt potilaalle säteilystä aiheutuneen ris-kin kuvaajana. Sen käytössä on kuitenkin epämääräisyyttä, koska se,muun muassa, on määritelty keskimääräiselle väestölle, jossa on yhtäpaljon miehiä ja naisia ja ikäjakauma on laaja. Röntgentutkimuksissanämä ehdot eivät aina täyty, vaan esimerkiksi mammografiatutkimuk-sia tehdään käytännössä vain naispotilaille. Useimmissa tutkimuksis-sa potilaat ovat myös tyypillisesti keskimääräistä väestöä vanhempia,ja iältään keskimääräisen potilaan riski saada säteilystä syöpä on yleen-sä pienempi kuin iältään keskimääräisen kansalaisen. Vanhojen ih-misten sukusolujen altistamisesta aiheutuva geneettinen haitta on myöspieni tai olematon (altistuksen jälkeen saatavien jälkeläisten määränodotusarvon mukaisesti). Efektiivinen annos ei siksi kerro tarkasti rönt-gentutkimuksista aiheutuvaa säteilyhaittaa yksilötasolla, vaan arvio on

34 ICRP:n aikaisempi samankaltainen suure oli nimeltään efektiivinen annosekvivalentti. Nimen-muutoksen yhteydessä ICRP teki pienen muutoksen suureen määritelmään ja muutti kudos-ten painotuskertoimia. Tämän vuoksi efektiivisen annoksen ja efektiivisen annosekvivalentinarvot poikkeavat toisistaan.

35 Elimen ekvivalenttiannos (yksikkö Sv) on elimeen keskimäärin absorboitunut annos (yksikköGy) kerrottuna säteilyn laadusta riippuvalla säteilyn painotuskertoimella. Röntgensäteilylletämän painotuskertoimen arvo on 1 Sv/Gy, joten lukuarvoltaan elimen ekvivalenttiannos jasiihen keskimäärin absorboitunut annos ovat samat.

128

tarkoitettu keskimääräiselle väestölle. Yleisesti ottaen efektiivinen an-nos soveltuu kuitenkin paljon paremmin röntgentutkimusten potilas-annosten arviointiin ja vertailuun kuin tähän tarkoitukseen aikaisem-min käytetyt suureet.

Efektiivisen annoksen määrittäminen on työlästä, koska siihen tarvi-taan absorboituneet annokset yli kahdessakymmenessä kehon elimes-sä tai kudoksessa. Nämä annokset riippuvat voimakkaasti siitä, kuin-ka paljon ja millaista säteilyä potilaaseen kohdistetaan, miten röntgen-säteilykeila on rajattu ja suunnattu potilaaseen ja millaiset ovat potilaankoko ja muut yksilölliset ominaisuudet. Mikäli annosmittauksen ta-voitteena on jokin muu asia kuin säteilyhaitan arviointi, kannattaa useintyytyä yksinkertaisempien annossuureiden mittaukseen.

Potilaan elinten annoksia ei voi suoraan mitata. Röntgentutkimuksistaeri elimiin aiheutuvaa annosta voidaan kuitenkin arvioida mittaamalla.Tällöin käytetään viipaleista koostuvaa anatomista fantomia ja sen si-sään asetettavia termoloistedosimetreja. Mittaus on kuitenkin kovin työ-lästä, ja tarkkojen, potilaiden annoksia vastaavien tulosten saaminen

TTTTTAULUKKO 1.7 Efektiivisen annoksen laskennassa käytettävät kudosten painotusAULUKKO 1.7 Efektiivisen annoksen laskennassa käytettävät kudosten painotusAULUKKO 1.7 Efektiivisen annoksen laskennassa käytettävät kudosten painotusAULUKKO 1.7 Efektiivisen annoksen laskennassa käytettävät kudosten painotusAULUKKO 1.7 Efektiivisen annoksen laskennassa käytettävät kudosten painotus-----kerkerkerkerkertoimettoimettoimettoimettoimet

����������� ����� ��������� ���������

3���'���0 ��� ����4���������4��1 ����

5 ������!��#'�� ����

%��� �� ����

�� �����!� ����

)���!�� � ����

)� �� ���&

%�!���������� ���&

�� ������ ���&

����� ���&

�������� � ���&

6��������� �'� ��� ����

+�� ����

)�����!�����4�� �'� ����. ���&

.�7)�����!�����4�� �'� ���7� ��������������������8��������������� ����� ������ ��� �4���! ����!��������-��#������� ������!���� �'����!��������������������������������!��4�������2���'��� �'������#�����!�� ������������� �������������&��4�����������������'��� �'�����������!!����������!!�� �� ��������� ��!!�2�)� �!��4� �����������!������������������������� ���� ������ ��� ��'������������!��������4��!!������������!�#��������������������� ����������!!���!���!!�� �#����������#������������� �������������&2�6�����7���'����!�����7��������� ����������������&�� �#�������4�!4�!!�4�����'���7���'����!�����7������!!������������� �� ��������������� ������������ ������� ��2

129

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

on vaikeaa. Tavallisesti elinannokset ja efektiivinen annos arvioidaan-kin mitattujen annostietojen (ESD tai DAP) ja kuhunkin tutkimustilan-teeseen laskettujen elinten annosten muunnoskertoimien avulla. Näi-den muunnoskertoimien laskennassa ei ainakaan vielä nykyisin kyetäkäyttämään potilaan yksilöllisiä anatomisia tietoja, vaan on tyydyttäväyksinkertaistettuihin matemaattisiin fantomeihin. Useimmiten nämävastaavat karkeasti vain standardikokoista hermafrodiittia aikuispoti-lasta. Joissakin efektiivisen annoksen laskentaohjelmissa on kuiten-kin mahdollisuus sovittaa fantomimalliin joitakin potilaan yksilöllisiäominaisuuksia.

Efektiivisen annoksen laskentamenetelmät perustuvat pääosin MonteCarlo -menetelmään, jonka avulla voidaan arvioida elinten annokseterilaisissa säteilytilanteissa. Asiaa on hieman tarkemmin käsitelty Liit-teessä 1, jossa on myös kirjallisuusviitteitä efektiivisen annoksen jaelinten annosten arvioimiseen.

KUVA 1.42 Elinannosten ja efektiivisen annoksen laskemiseen tarkoitetun PCXMC-KUVA 1.42 Elinannosten ja efektiivisen annoksen laskemiseen tarkoitetun PCXMC-KUVA 1.42 Elinannosten ja efektiivisen annoksen laskemiseen tarkoitetun PCXMC-KUVA 1.42 Elinannosten ja efektiivisen annoksen laskemiseen tarkoitetun PCXMC-KUVA 1.42 Elinannosten ja efektiivisen annoksen laskemiseen tarkoitetun PCXMC-annoslaskentaohjelman ikkunaannoslaskentaohjelman ikkunaannoslaskentaohjelman ikkunaannoslaskentaohjelman ikkunaannoslaskentaohjelman ikkuna

Tässä ikkunassa ohjelmalle kuvaillaan tarkasteltavan röntgentutkimuksen geometria: sätei-lyn tulosuunta, sen kohdistus potilaaseen, röntgenputken fokuksen etäisyys potilaan iholtasekä säteilykeilan ja potilaan koko. Ohjelmaan syötetään lisäksi säteilyä koskevat tiedot. Oh-jelma laskee annokset potilaan eri elimissä sekä efektiivisen annoksen. PCXMC on STUKinjulkaisema Monte Carlo -ohjelma, jonka toimintaselostus ja ilmainen kokeiluversio on saata-vissa internet-osoitteesta http://www.stuk.fi/pcxmc. (Katso myös liite 1.)

130

Mammografiassa käytetyt annossuureetMammografiassa käytetyt annossuureetMammografiassa käytetyt annossuureetMammografiassa käytetyt annossuureetMammografiassa käytetyt annossuureet

Mammografiassa, rintojen röntgenkuvauksessa, oleellisen säteilyannok-sen saavat käytännöllisesti katsoen ainoastaan rinnat. Muut kudokseteivät ole primaarikeilassa ja sironta niihin on mammografiassa käyte-tyllä pienellä fotonienergialla vähäistä. Mammografiassa pinta-annosmitataan usein ilman takaisinsirontaa. Tämä on monesti tilanne myösfantomia käytettäessä, jos mitta-anturi ei herkästi havaitse takaisinsi-ronnutta säteilyä. Annosmittaukset ja -vertailut tehdään usein keski-määräiselle rinnalle (puristetun rinnan paksuus 5 cm, rauhas- ja ras-vakudosten osuus yhtä suuri), ja standardifantomiksi on yleensä valit-tu tätä vaimennukseltaan vastaava 45 mm paksuinen homogeeninenakryylimuovifantomi. Käytännössä mammografialaitteessa puristetunrinnan paksuus ja rinnassa olevan rauhaskudoksen määrä ja sijaintivaihtelevat tutkittavasta toiseen, minkä takia myös kuvaan tarvittavapinta-annos vaihtelee. Rinnan rauhaskudokseen absorboitunut annosvoidaan arvioida, kun tunnetaan käytetty pinta-annos, säteilylaatu, rin-nan paksuus ja rauhaskudospitoisuus. Useisiin kuvaustilanteisiin so-veltuvia arvoja on esitetty Liitteen 1 kirjallisuusviitteissä.

Käytäntö mammografiasta aiheutuvan efektiivisen annoksen laskemi-sessa vaihtelee. Jotkut käyttävät rintojen painotuskertoimena arvoa 0,05ICRP:n määritelmän mukaisesti, ja toiset taas kaksinkertaista arvoa0,1 siksi, että tutkimus kohdistuu yksinomaan naisiin. Yksimielisyyttäoikeasta tulkinnasta ei ole.

Tietokonetomografiassa käytettävät annossuureetTietokonetomografiassa käytettävät annossuureetTietokonetomografiassa käytettävät annossuureetTietokonetomografiassa käytettävät annossuureetTietokonetomografiassa käytettävät annossuureet

Efektiivinen annos sopii tavanomaisten tutkimusten lisäksi hyvin myöstietokonetomografiasta (TT) potilaille aiheutuvan säteilyaltistuksen ar-viointiin. Myös TT:n efektiivisen annoksen arviot perustuvat nykyisinMonte Carlo -menetelmällä laskettuihin elinten annoksiin, jotka on tätätarkoitusta varten normitettu tutkimusaukon keskellä ilmassa ilman fan-tomia mitattuun CTDI- tai DLP-arvoon – näitä TT:n annosmittauksiinliittyviä suureita käsitellään tarkemmin myöhemmin tässä luvussa.Muunnoskertoimet riippuvat useista TT-laitteen rakenteeseen ja toi-minta-arvoihin liittyvistä tekijöistä, ja ne on jouduttu siksi laskemaankullekin laitetyypille erikseen. Kirjallisuusviitteitä TT:stä aiheutuvienelinten annosten ja efektiivisen annoksen laskemiseksi on Liitteessä 1.

Kuten luvussa 1.6 esitettiin, tietokonetomografiassa potilaaseen koh-distettava säteily on nykyisissä laitteissa rajattu kapeaksi, viuhkan muo-

131

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

toiseksi keilaksi, joka kohdistuu potilaaseen eri suunnilta pyörähtä-essään potilaan pystyakselin ympäri. Yleisimmässä laitetyypissä rönt-genputki pyörähtää yhden leikkeen otossa yhden kierroksen potilaanympäri. Jos potilaan sijasta tarkastellaan yksinkertaisuuden vuoksiympyräsylinterin muotoista fantomia, absorboitunut annos36 on vakiokullakin sylinterin ympäri piirretyllä ympyrän kehällä, mutta muuttuunopeasti sylinterin pinnalla pituussuunnassa, eli leiketasoa vastaankohtisuorassa suunnassa. Kuvassa 1.43 on esitetty esimerkki annok-sesta pituussuunnan paikan funktiona, kun kuvataan yksi leike (taiyksi leikesarja monileikelaitteella). Tätä kutsutaan tietokonetomografi-an annosprofiiliksi ja merkitään alla D

1(z).

Annosprofiilin leveys vastaa melko tarkasti kuvatun leikkeen pak-suutta, koska leikepaksuus säädetään säteilykeilan leveyden avul-

KUVKUVKUVKUVKUVA 1.43 TA 1.43 TA 1.43 TA 1.43 TA 1.43 Tietokonetomografiassa säteily kohdistuu pääasiassa kuvattavan leikkeenietokonetomografiassa säteily kohdistuu pääasiassa kuvattavan leikkeenietokonetomografiassa säteily kohdistuu pääasiassa kuvattavan leikkeenietokonetomografiassa säteily kohdistuu pääasiassa kuvattavan leikkeenietokonetomografiassa säteily kohdistuu pääasiassa kuvattavan leikkeenalueelle ja absorboitunut annos pienenee nopeasti leikealueelta etäännyttäessäalueelle ja absorboitunut annos pienenee nopeasti leikealueelta etäännyttäessäalueelle ja absorboitunut annos pienenee nopeasti leikealueelta etäännyttäessäalueelle ja absorboitunut annos pienenee nopeasti leikealueelta etäännyttäessäalueelle ja absorboitunut annos pienenee nopeasti leikealueelta etäännyttäessä

Annosprofiililla tarkoitetaan käyrää, joka saadaan, kun absorboitunut annos (ilmassa tai tie-tyllä syvyydellä fantomissa) esitetään paikan funktiona leikealuetta vastaan kohtisuorassasuunnassa (z).

6

77#�����-��������)�

�1'��1���)�)�����'

����'(�������"��6�

-����)'�����

6

36 Myös tietokonetomografian annosmittauksissa on vaihtelevaa käytäntöä siinä, mihin mate-riaaliin absorboituneena annoksena tulokset ilmaistaan. Yleisin käytäntö, jota tässäkin käyte-tään, on ilmaista kaikki TT:n annossuureet (efektiivistä annosta ja elinten annoksia lukuun ot-tamatta) absorboituneena annoksena ilmaan. Tätä käytäntöä noudatetaan myös esimerkiksiIEC:n standardeissa.

132

la37. Ideaalisesti annosprofiili olisi suorakulmainen, jolloin annos poti-laan iholla voitaisiin ilmaista pinta-annosta käyttäen – tämän arvo olisisama kuin annosprofiilin korkeus. Käytännössä annosprofiili kuiten-kin poikkeaa suorakulmaisesta muodosta, erityisesti pieniä leikepak-suuksia käytettäessä, ja pinta-annos vaihtuu nopeasti pisteestä toiseen.Mikä pisteistä tulisi valita pinta-annoksen mittauspisteeksi? Joissakinteksteissä pinta-annoksella on tarkoitettu annosprofiilin maksimiarvoa,mutta useimmiten pinta-annos ilmaistaan fantomin pinnalla mitatunCTDI:n (Computed Tomography Dose Index, TT:n annosindeksi) avul-la. Tämä on määritelty laskettavaksi annosprofiilista D

1(z) ja TT-kuvan

leikepaksuudesta (T):

. (1.47)

N on tässä yhden röntgenputken pyörähdyksen aikana syntyvien leike-kuvien lukumäärä. Annosprofiilin integroinnissa käytetyille rajoille (a)on toisistaan poikkeavia käytäntöjä: periaatteessa integrointiväli voisi ollaääretön, mutta käytännössä riittää pienehkö etäisyys leikealueen ympä-rillä. Yhdysvalloissa käytetyn standardin mukaan integrointirajoiksi onmääritelty ± 7.T ja kansainvälisessä TT-laitteita koskevassa IEC-stan-dardissa ne ovat ± 50 mm. Näistä erilaisista määritelmistä aiheutuvat erotovat yleensä pieniä, mutta ne voivat olla merkittäviä pienimmillä leike-paksuuksilla.

Käytännön annosmittauksia varten ei ole tarpeen mitata annosprofii-lia, vaan yhtälössä (1.47) tarvittava annosprofiilin integraali voidaanmitata suoraan. Tavallisimmin tässä mittauksessa käytetään puikko-maista, 100 millimetrin pituista ionisaatiokammiota, jonka herkkyyson koko mittakammion pituudelta sama. Tämä mittakammio asete-taan leikealueelle haluttuun kohtaan niin, että sen pituusakseli on

37 Leikepaksuutta voidaan periaatteessa säätää myös ilmaisimen edessä tehtävällä säteilykei-lan rajauksella, mikä ratkaisu olikin osittaisessa käytössä joissakin alkuaikojen TT-laitteissa.Ilmaisimen edessä tapahtuva keilan rajaus johtaa kuitenkin tehottomaan säteilyn käyttöön,koska silloin potilaaseen kohdistettua säteilykeilaa ei kokonaan käytetä hyväksi. Joissakinnykyisissä TT-laitteissa on rinnakkain useita ilmaisinrivejä. Näissä laitteissa saadaan yhdelläpyörähdyksellä kuvattua useita leikkeitä, ja näiden leikkeiden yhteenlaskettu paksuus vastaalikimain annosprofiilin leveyttä. Säteilykeila joudutaan tällöin kuitenkin usein pitämään detekto-rien yhteenlaskettua leveyttä suurempana. Tällaisen laitteen säteilynkäytön tehokkuus voisiksi olla huonompi kuin aiemmassa laitesukupolvessa, erityisesti kun käytetään pientä leike-paksuutta.

133

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

leiketasoa vastaan kohtisuorassa ja vain kammion keskikohta on sä-teilykeilassa leikekuvaa otettaessa. Säteilymittarin lukema (D) vastaanyt keskimääräistä absorboitunutta annosta koko ionisaatiokammionpituudella (L), ja

, (1.48)

toisin sanoen yhtälössä (1.47) oleva integraali saadaan yksinkertaisestikertomalla säteilymittarin lukema mittakammion herkän osan pituu-della. Joskus integrointipituus millimetreinä merkitään näkyviin CTDI:nalaindeksinä; esimerkiksi 100 millimetrin pituista mittakammiota käy-tettäessä CTDI

100.

Toinen, joskus käytetty tapa annosprofiilin integraalin mittaamiseksion pinota ohuita termoloistedosimetrejä päällekkäin ja säteilyttää tämäpino samoin kuin ionisaatiokammio edellä, jolloin integraalin arvo saa-daan laskemalla yhteen eri dosimetrien paksuuden ja annoksen tulo.Samalla saadaan tietysti arvio myös annosprofiilin muodosta.

Annosprofiilia tai CTDI:tä ei tarvitse mitata fantomin pinnalla, vaanmittaus voidaan tehdä yhtä hyvin fantomin sisällä tai ilman fantomia.Näille eri mittauksille ei ole omaa nimeä, joten CTDI:n yhteydessä onkerrottava millä syvyydellä ja millaisessa fantomissa se on mitattu. TT:nannosmittaukset tehdään tavallisesti joko tutkimusaukon keskellä il-man fantomia tai erityisiä annosfantomeja käyttäen. Nämä ovat sylinte-rimäisiä akryylimuovifantomeja, joiden keskiakselilla ja pinnan allayhden senttimetrin syvyydellä on reiät säteilymittarin anturille. Päänkuvauksia vastaavan fantomin halkaisijaksi on sovittu 16 cm ja varta-lon aluetta vastaavan fantomin halkaisijaksi 32 cm. Fantomien pituu-den on oltava vähintään 14 cm, jotta potilaassa siroavaa säteilyä saa-taisiin jäljiteltyä riittävästi. Käytännössä CTDI:llä tarkoitetaankin ainamittauksia näissä standardifantomeissa, ellei muuta ole ilmoitettu.

Tietokonetomografiassa annos ei pienene syvemmällä potilaassa lä-heskään yhtä nopeasti kuin tavanomaisissa röntgenkuvauksissa.Tämä johtuu monesta tekijästä. TT:ssä käytettävä säteily on kovem-paa kuin useimmissa röntgenkuvauksissa, säteily kohdistetaan po-tilaaseen useilta eri suunnilta ja röntgenputken suodatin on useinkeskellä keilaa ohuempi kuin keilan laidoilla. Pään kuvauksia vas-taavan fantomin keskellä annos voi olla esimerkiksi 80–90 prosent-

134

tia ja vartaloa vastaavan fantomin keskellä 40–50 prosenttia pin-nalla mitatusta annoksesta.

Tietyllä syvyydellä mitattujen CTDI-arvojen lisäksi on määritelty poti-laan kudosten keskimääräiseen annokseen paremmin yhdistyvä suure,painotettu TT:n annosindeksi, CTDI

w, joka lasketaan edellä esitettyjen

standardifantomien pinta-annoksesta CTDIp ja keskellä mitatusta annok-

sesta CTDIc

. (1.49)

Pää- ja vartalofantomimittauksille ei ole omaa nimeä, vaan käytettäväfantomi valitaan tutkittavan kehon osan mukaan. Lasten annosten arvi-ointiin suositellaan usein käytettäväksi pienempää näistä fantomeista,olipa kyse sitten pään tai vartalon alueen tutkimuksesta.

Miten näitä erilaisia CTDI-arvoja tulisi tulkita? Yksi mahdollisuus, jokaesitettiin jo yllä, on tulkita ne nimellisiksi absorboituneiksi annoksiksileikkeen sisällä, kun ajatellaan kaiken säteilyn absorption tapahtuvannominaalisen leikepaksuuden rajaamassa tilavuudessa. Siksi joskussanotaan, että CTDI ilmaisee yhden leikkeen annoksen. Tämä tulkin-tamalli on kuitenkin virheellinen, koska todellisuudessa säteilykeila eirajaudu tarkasti ja sironnut säteily aiheuttaa annosta leikkeen ulko-puolelle, erityisesti syvällä potilaassa tai fantomissa, jossa sironneensäteilyn osuus on suuri. Se johtaa myös virheelliseen tulkintaan poti-laan säteilyaltistuksesta: jos verrataan esimerkiksi kahden ja kymme-nen millimetrin leikepaksuuksilla, mutta muuten samoilla säätöarvoil-la otettuja leikkeitä, on potilaan todellinen säteilyaltistus leikettä kohtijälkimmäisessä tapauksessa noin viisinkertainen edelliseen verrattu-na, vaikka niiden CTDI-arvot ovat likimain samat.

TT-tutkimuksissa potilaasta kuvataan yleensä useita leikkeitä, jotkavoivat olla vierekkäisiä tai sopivin välimatkoin otettuja. Tyypillisestisiirto leikkeiden välillä on yhtä suuri tai suurempi kuin nimellinenleikepaksuus. Nimellistä yhden leikkeen alueen annosta järkevämpiCTDI:n tulkinta onkin ajatella sen kuvaavan keskimääräistä annostatutkittavan alueen keskellä silloin, kun potilaasta kuvataan useita vie-rekkäisiä leikkeitä. Mikäli leikkeiden välinen siirto poikkeaa leike-paksuudesta, ei CTDI:n käyttö annoksen ilmaisemisessa ole järkevää,mutta samankaltainen suure, keskimääräinen tutkittavan alueen an-nos, saadaan käyttämällä leikkeiden välisen siirrron pituutta (∆d) lei-kepaksuuden N.T sijasta CTDI:n määritelmässä (1.47). Useasta leik-

135

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

keestä koostuvasta tutkimuksesta tutkittavan alueen keskivaiheille ai-heutuva keskimääräinen annos (MSAD, multiple scan average dose)on siis

. (1.50)

Integraalin arvo ei käytännössä riipu voimakkaasti a:sta, ja esimerkik-si 100 millimetrin pituista mittakammiota käyttämällä saadaan riittä-vän tarkka tulos useasta leikkeestä koostuvan tutkimuksen annoksenarvioimiseksi. Samoin kuin CTDI, MSAD voi viitata eri syvyyksillä mi-tattuihin annoksiin tai esimerkiksi määritelmän (1.49) kaltaiseen pai-notettuun suureeseen; tällaista painotettua keskimääräistä annosta kut-sutaan TT-annoksen tilavuuskeskiarvoksi ja merkitään tässä MSAD

w:llä.

Jos leikkeiden välinen siirto on suurempi kuin leikepaksuus, annok-sen aaltomainen vaihtelu z:n muuttuessa voi olla suurta. Annos voipaikoitellen olla MSAD:ia huomattavasti suurempi tai pienempi, muttakeskimäärin se on MSAD:in suuruinen.

Edellä nähtiin, kuinka standardifantomin pinnalla mitattua CTDI:tä taiMSAD:ia voi pitää useasta leikkeestä koostuvan TT-tutkimuksen tapa-uksessa analogisena yhden röntgenkuvan pinta-annoksen kanssa. Vas-taavasti kuin tavanomaisessa röntgenkuvauksessa, TT:ssäkin potilaanaltistus riippuu myös tutkittavan alueen koosta. TT:ssä tämä otetaanhuomioon mittaamalla annoksen ja pituuden tulo (DLP, dose lengthproduct). DLP voidaan määritellä integraalina

, (1.51)

missä D(z) ei nyt välttämättä ole enää yhden leikkeen annosprofiili,kuten CTDI:tä määriteltäessä, vaan se voi yhtä hyvin kuvata koko tut-kimuksen (usean leikkeen) aiheuttamaa annosta tarkastellulla suoral-la. Integrointirajojen (± a) tulee olla riittävän suuret, jotta kaikki annos-ta oleellisesti saavat alueet otetaan mukaan. Mikäli oletetaan, että laiteottaa vain yhden leikkeen kerrallaan ja tutkimus koostuu n:stä leik-keestä, voidaan DLP laskea myös yhden leikkeen annosprofiilista D

1(z)

tai CTDI:stä

. (1.52)

Samoin kuin CTDI:nkin kohdalla oli asia, ei ilman fantomia tai eri sy-vyyksillä mitatuille annoksen ja pituuden tuloillekaan ei ole omia ni-miä. Tuloksen yhteydessä on kerrottava, millaisesta mittauksesta pu-

136

hutaan. DLP:n osalta sekaannusta lisää se, että joissakin teksteissä38

DLP:llä tarkoitetaan painotetusta CTDIw:stä laskettua painotetun an-

noksen ja pituuden tuloa ilman, että se osoitettaisiin painotusta osoitta-valla ala-indeksillä.

Edellä esitetyt annossuureet voidaan helposti yleistää helikaaliseenTT-kuvaukseen. Siinä leikkeiden välinen siirto korvautuu tutkimus-pöydän siirroksella yhden röntgenputken pyörähdyksen aikana, niinsanotun pitchin39 ja leikepaksuuden tulolla. CTDI:n, MSAD:n jaDLP:n mittaamiseksi näille laitteille on kuitenkin usein kätevää mi-tata CTDI-arvot tavanomaista leikekuvausmoodia käyttäen ja normit-taa ne yhtä mAs-yksikköä vastaavaksi suureeksi

nCTDI (mGy/mAs).

Kertomalla tämä yhtä röntgenputken pyörähdystä vastaavalla mAs-arvolla (Q

1) saadaan tätä kuvaustekniikkaa vastaava CTDI-arvo. Tämä

CTDI-arvo vastaa keskimääräistä annosta, kun pitch on yksi, eli kuntutkimus tehdään vierekkäisin leikkein tehtävää tutkimusta vastaa-vasti. Muille pitchin arvoille keskimääräinen annos saadaan jaka-malla tämä CTDI-arvo pitchillä

. (1.53)

Toinen tapa laskea keskimääräinen annos tutkittavalle alueelle on las-kea se yksinkertaisesti koko tutkimuksen DLP:n ja tutkitun alueenpituuden (b) suhteena

(1.54)

missä n on röntgenputken pyörähdysten lukumäärä, N röntgenputkenyhden pyörähdyksen aikana saatavien leikkeiden lukumäärä ja Q

tot

koko tutkimukseen käytetty putkivirran ja kuvausajan tulo. Koko tut-

38 Esimerkiksi EUR 16262 EN, European Guidelines on Quality Criteria for Computed Tomography,European Commission, Luxembourg, 1999.

39 Pitch tarkoittaa tässä tekstissä potilaan siirtomatkaa röntgenputken yhden pyörähdyksenaikana jaettuna leikepaksuudella: pitch = ∆d /(N .T). Pitchin arvo yksi vastaa tavanomaisenTT:n tilannetta, jossa leikkeiden välinen siirto on yhtä suuri kuin leikepaksuus. Sekaannustaaiheuttaa se, että jotkut TT-laitteiden valmistajat määrittelevät pitchin pelkän leikepaksuu-den avulla, ottamatta huomioon kerralla otettujen leikkeiden lukumäärää.

,

137

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

kimuksen DLP voidaan tietysti mitata myös suoraan niin, että ionisaa-tiokammion (ja fantomin) liikkuminen tutkimuspöydän mukana este-tään, ja mittakammion sama kohta pysyy leiketasossa integroimassakertyvää annosta koko kuvaukseen käytettävän ajan.

Tietokonetomografialaitteiden annokset riippuvat monista kuvaustek-niikan parametreista. Jotta parametrien vaikutus annokseen saataisiinselville, on annosmittaus (DLP

1) tehtävä ainakin kaikille käytettäville

putkijännitteille ja leikepaksuuksille. On myös varmistuttava siitä, ettäannos on verrannollinen kuvausaikaan ja valittuun putkivirtaan (taimAs-arvoon). Mittauksesta johdetun CTDI-arvon tulee olla likimainsama kaikilla leikepaksuuksilla, mutta yleensä arvo kasvaa hieman,kun leikepaksuutta pienennetään. Monissa laitteissa annos riippuumyös kuvauskohteesta, koska putken suodatus voi olla eri kohteilleerilainen, ja joissakin laitteissa eri suuruiset kuvakenttäkoot saavute-taan muuttamalla röntgenputken etäisyyttä pyörähdyskeskipisteestä.Se, tehdäänkö mittaukset ilman fantomia vai pää- tai vartalofantomiakäyttäen, riippuu mittausten käyttötarkoituksesta.

Eurooppalaisissa TT:n laatukriteereissä (katso kirjallisuusluettelo) po-tilaan annokselle annetut referenssiarvot on ilmaistu annosfanto-meissa mitattavien painotettujen annossuureiden CTDI

w ja DLP

w avul-

la. CTDIw:n on ajateltu kuvaavan yksittäisten leikkeiden annostasoa ja

DLPw:n koko tutkimuksesta aiheutuvaa altistusta. Kuten edellä jo mai-

nittiin, tätä CTDIw:lle ajateltua tulkintaa voidaan pitää virheellisenä.

Yhden leikkeen annosta voitaisiin paremmin luonnehtia yhdestä leik-keestä aiheutuvan annoksen ja pituuden tulon (DLP

1) avulla. Mittaus-

tapansa mukaisesti nämä suureet ilmaisevat annosfantomeissa mitat-tuja annoksia, eivätkä siksi kuvaa tarkasti potilaan altistusta, joka riip-puu myös potilaan koosta ja tutkitusta kehon osasta.

Uusissa TT-laitteissa on potilaan annosta ilmaiseva näyttö. IEC:nTT-laitteita koskevan standardin (IEC 60601-2-44:2001, Amend-ment 1:2002) vaatimusten mukaisesti tällaisen näytön tulee esittääkyseisessä tutkimuksessa aiheutuvaa keskimääräistä painotettuaannosta, jota yllä on merkitty MSAD

w:llä. IEC kuitenkin käyttää täs-

tä suureesta merkintää CTDIvol

. Kun tutkimus tehdään vierekkäisinleikkein, CTDI:n ja MSAD:in arvot ovat tietysti samat, eikä sekaan-nuksen vaaraa ole. Monissa laitteissa on näyttö myös koko tutki-muksesta aiheutuvalle DLP:lle. Tämäkin näyttö on laskettu yhtälön(1.49) mukaisesti painotetulle annokselle, ja sitä on yllä olevassatekstissä merkitty DLP

w:llä.

138

Potilaiden annokset röntgentutkimuksissa

VertailutasotVertailutasotVertailutasotVertailutasotVertailutasot

Yleinen havainto on, että potilaille samasta tutkimuksesta eri tutki-muspaikoissa aiheutuva annos voi vaihdella paljon: suurimmat annok-set voivat olla jopa kymmen- tai satakertaisia pienimpiin annoksiinverrattuna. Osa vaihtelusta johtuu eroista potilaiden koossa, rakenteessatai terveydentilassa, mutta toisaalta suuri osa aiheutuu eroista tutki-mustekniikassa, laitteiden toiminnassa ja saavutetussa kuvanlaadus-sa. Annosten suuren vaihtelun takia röntgentoiminnan harjoittajille onannettu velvollisuus seurata tutkimuksista aiheutuvia annoksia ja pi-tää huolta siitä, että oman röntgentoiminnan annostaso ei ole liian kor-kea. Tässä käytetään hyväksi niin sanottuja vertailutasoja, joilla rönt-gentoiminnassa tarkoitetaan potilaan annostasoja, joita ei normaaliko-koisen potilaan tutkimuksissa tule toistuvasti ylittää. On syytä huomata,että ne eivät ole annosrajoja siinä mielessä, että niitä ei saisi ylittääyksittäisten potilaiden kohdalla, vaan ne koskevat keskimääräistä

������ !�"���#� $#���%��������������

��&'����()�

7����8�3$ ��

7����8�9$7 �

9����������$3 �

9����������9$7 ��

9����������9�:��9�#��� �

9������$3 �

;���������$3 �

�����<�<��'��$3��'��'��� �

�����==��>9?��9$7 �

@�����3$ �

@�����9$7

���)'���))��-� �

�--�'�)<�)'��/�*-������ �

TTTTTAULUKKO 1.8 Suomessa käytössä olevia tavanomaisten röntgenkuvausten vertailu-AULUKKO 1.8 Suomessa käytössä olevia tavanomaisten röntgenkuvausten vertailu-AULUKKO 1.8 Suomessa käytössä olevia tavanomaisten röntgenkuvausten vertailu-AULUKKO 1.8 Suomessa käytössä olevia tavanomaisten röntgenkuvausten vertailu-AULUKKO 1.8 Suomessa käytössä olevia tavanomaisten röntgenkuvausten vertailu-tasojatasojatasojatasojatasoja

Vertailutasot on annettu normaalikokoisten aikuispotilaiden yhtä kuvaa kohti aiheutuvallepinta-annokselle (ESD).

139

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

*���#��� ��������"� #���%���������������������#��������

�()����

@�)�����3$�A�9$7 ��

9����������$3�A�9$7 �

9������$3 �

;�������� �

3��')')��� �

�-(��'����0����)��0��(������-���-������� ���

TTTTTAULUKKO 1.9 Suomessa käytössä olevia tavanomaisten röntgentutkimusten vertailu-AULUKKO 1.9 Suomessa käytössä olevia tavanomaisten röntgentutkimusten vertailu-AULUKKO 1.9 Suomessa käytössä olevia tavanomaisten röntgentutkimusten vertailu-AULUKKO 1.9 Suomessa käytössä olevia tavanomaisten röntgentutkimusten vertailu-AULUKKO 1.9 Suomessa käytössä olevia tavanomaisten röntgentutkimusten vertailu-tasojatasojatasojatasojatasoja

Vertailutasot on annettu koko tutkimuksesta normaalikokoiselle aikuispotilaalle aiheutuvalleannoksen ja pinta-alan tulolle (DAP).

**%����#��� **%�������� $�#����������������#����������#�!�� "� #���'������

������� �� �����()� ��()+���

$���������**%����#���

��#���'<����'��)�'�� � �

��#�-))�(**����)� � ���

��!�����������**%����#���

��#���)���� ��

��#������� � �

��#�<��'������������� � �

��#�-)�)��'�������-� � �

��#�-��'���(���� � %

�����!��,��**%����#��� � ��

TTTTTAULUKKO 1.10 Suomessa käytössä olevia tietokonetomografiatutkimusten vertailu-AULUKKO 1.10 Suomessa käytössä olevia tietokonetomografiatutkimusten vertailu-AULUKKO 1.10 Suomessa käytössä olevia tietokonetomografiatutkimusten vertailu-AULUKKO 1.10 Suomessa käytössä olevia tietokonetomografiatutkimusten vertailu-AULUKKO 1.10 Suomessa käytössä olevia tietokonetomografiatutkimusten vertailu-tasojatasojatasojatasojatasoja4040404040

Vertailutasot on annettu annosfantomin avulla tehtäville mittauksille. Akryylimuovisen sylin-terifantomin halkaisija pään tutkimuksissa 16 cm ja vartalon alueen tutkimuksissa 32 cm.

40 STUKin antamassa ohjeessa “Röntgentutkimusten vertailutasot aikuisille, 8.12.2000” nämäarvot on annettu käyttäen CTDIw -nimeä. Nimi on tässä muutettu vastaamaan tässä kirjassaesitettyä nimityskäytäntöä. Huomattakoon myös, että MSADw on sama suure (CTDIvol), jotakäytetään TT-laitteiden annosnäytöissä.

140

annosta normaalikokoisia potilaita tutkittaessa. Toisaalta röntgentutki-musten vertailutasot eivät myöskään ole röntgentutkimuksille suositel-tuja annoksia, vaan huomautusraja sille, että on ryhdyttävä toimenpi-teisiin annoksen alentamiseksi. Ainakin tämänhetkinen käytäntö onantaa vertailutasot suoraan mitattavien annossuureiden avulla (ESD,DAP, MSAD

w, DLP

w), vaikka ne eivät ilmaisekaan potilaalle säteilystä

aiheutuvaa riskiä tarkasti. Taulukoissa 1.8–1.10 on esitetty STUKinSuomeen vahvistamat, tällä hetkellä voimassa olevat vertailutasot rönt-gendiagnostiikkaan. Taulukossa 1.8 on joitakin tavallisia, yksittäisiäkuvausprojektioita koskevat arvot pinta-annoksena. Taulukossa 1.9 joi-takin tavallisia röntgentutkimuksia koskevat arvot annoksen ja pinta-alan tulona ja taulukossa 1.10 tietokonetomografiaa koskevat vertailu-tasot. Nämä normaalikokoisille aikuispotilaille tarkoitetut vertailutasoteivät sovi lasten röntgentutkimuksiin lasten pienemmän koon vuoksi.Joihinkin lasten tutkimuksiin soveltuvia vertailutasoja on esitetty EU:nlaatukriteereissä. Ne on jouduttu lasten suuren kokovaihtelun vuoksiantamaan monenikäisille lapsipotilaille.

Röntgentutkimusmäärät ja niiden keskimääriset annoksetRöntgentutkimusmäärät ja niiden keskimääriset annoksetRöntgentutkimusmäärät ja niiden keskimääriset annoksetRöntgentutkimusmäärät ja niiden keskimääriset annoksetRöntgentutkimusmäärät ja niiden keskimääriset annokset

Röntgentutkimusten määrä näyttää olevan hitaasti pienenemässä:Suomessa tehtiin 4,1 miljoonaa röntgentutkimusta41 vuonna 2000,kun niitä tehtiin 4,2 miljoonaa vuonna 1995, 4,6 miljoonaa vuonna1984 ja 5,1 miljoonaa vuonna 1975. Tämä tutkimusmäärien pie-neneminen johtuu kuitenkin pääosin tuberkuloosiseulonnan lopet-tamisesta. Keuhkojen pienoiskuvausten määrä on pienentynyt no-peasti. Vuonna 1976 keuhkojen pienoiskuvauksia tehtiin lähes kaksimiljoonaa ja vuonna 1986 vielä noin neljäsataatuhatta. Nykyisin näitätutkimuksia ei enää tehdä. Uudeksi joukkotutkimukseksi on tullutrintasyövän seulonta mammografian avulla. Se käynnistyi valtakun-nallisena seulontaohjelmana vuonna 1987 ja seulonnan laajuus onnykyisin yli 200 000 tutkimusta vuodessa. Se kohdistuu pääasiassa50–69-vuotiaisiin naisiin. Jos seulontatutkimuksia ei lasketa mu-kaan, on röntgentutkimusten määrä itse asiassa kasvanut edellä tar-kasteltujen ajankohtien välillä.

Suomalaisille tehtiin vuonna 1995 henkeä kohti keskimäärin 0,82röntgentutkimusta: yli 16-vuotiaille 0,95 röntgentutkimusta/vuosi,

41 Hakanen A. Radiologisten tutkimusten ja toimenpiteiden määrät vuonna 2000, Raportti STUK-B-STO 49, 2002.

141

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

ja alle 16-vuotiaille 0,32 röntgentutkimusta/vuosi42. Kuten näistä-kin luvuista näkyy, röntgentutkimukset kohdistuvat tyypillisestivanhempaan väestönosaan; tarkempia esimerkkejä tästä on esitettykuvassa 1.44, jossa väestön ikäjakaumaa verrataan TT-tutkimuk-sissa ja sepelvaltimoiden angiografiassa olleiden potilaiden ikäja-kaumaan. Tässä kuvassa esitettyjä tuloksia ei kuitenkaan voi yleis-tää. Potilaiden ikäjakauma eri tutkimuksissa vaihtelee huomattavasti,samoin kuin eri-ikäisille potilaille tyypillisesti tehtävät tutkimukset-kin. Esimerkiksi alle 1-vuotiaille potilaille tehdään useammin keuh-kojen, ruoansulatuselinten ja virtsaelinten tutkimuksia kuin vanhem-mille lapsille, kun taas luuston kuvausten yleisyys kasvaa lapsen iänmukana.

Röntgentutkimuksista noin 50 prosenttia on luuston tutkimuksia, janäistä noin puolet kohdistuu raajojen luihin. Yksittäisistä kuvauskoh-teista tavallisin on kuitenkin keuhkot, joiden tutkimuksia on hiemanyli 30 prosenttia kaikista röntgentutkimuksista. TT-tutkimusten osuusröntgentutkimuksista on noin 5 prosenttia. 1980-lukuun verrattuna onruoansulatuselinten ja virtsateiden tutkimusten osuus röntgentutkimuk-sista vähentynyt, kun taas esimerkiksi TT-tutkimusten ja toimenpide-radiologian osuus on kasvanut.

42 Näissä ja edellä olleissa tutkimusmääräluvuissa ei ole mukana hammasröntgentoimintaa,jonka määräksi vuonna 2000 arvioitiin noin 1,6 miljoonaa intraoraalikuvaa ja 250 000 hampais-ton panoraamatomografiakuvaa.

KUVA 1.44 Sydämen varjoainetutkimuksissa ja tietokonetomografiassa olleiden potilai-KUVA 1.44 Sydämen varjoainetutkimuksissa ja tietokonetomografiassa olleiden potilai-KUVA 1.44 Sydämen varjoainetutkimuksissa ja tietokonetomografiassa olleiden potilai-KUVA 1.44 Sydämen varjoainetutkimuksissa ja tietokonetomografiassa olleiden potilai-KUVA 1.44 Sydämen varjoainetutkimuksissa ja tietokonetomografiassa olleiden potilai-den ikäjakauma (STUK-A152, 1998)den ikäjakauma (STUK-A152, 1998)den ikäjakauma (STUK-A152, 1998)den ikäjakauma (STUK-A152, 1998)den ikäjakauma (STUK-A152, 1998)

�

')������������'))'

��*��<�

� � � � � � %

�����<*�'�B

77#(�������

'�(��<����-������������(�������

142

Taulukossa 1.11 on esitetty joitakin tavallisiin röntgentutkimuksiin liit-tyviä keskimääräisiä efektiivisiä annoksia. Kuten jo edellä on sanottu,annosten vaihtelu on suurta: yksittäisen potilaan annos voi poiketanäistä arvoista paljonkin. Taulukossa esitettyjä arvoja suurempia an-noksia voi aiheutua vaativissa verisuonitutkimuksissa ja radiologisissatoimenpiteissä: niissä efektiivinen annos voi joskus olla jopa suurempikuin 100 mSv.

Röntgendiagnostiikasta suomalaisille aiheutuvan keskimääräisen efek-tiivisen annoksen on arvioitu olevan noin 0,5 mSv vuodessa. Siitä ai-heutuva suomalaisten kollektiivinen efektiivinen annos on noin 2 400manSv vuodessa. Laskennallisen riskiarvion mukaan tästä aiheutuuvuosittain runsaat sata syöpäkuolemaa, mikä vastaa noin yhtä prosent-tia kuolemaan johtavista syövistä. Suurin osa tästä väestön säteilyaltis-

TTTTTAULUKKO 1.11 Joistakin röntgentutkimuksista aiheutuva keskimääräinen efektiivinenAULUKKO 1.11 Joistakin röntgentutkimuksista aiheutuva keskimääräinen efektiivinenAULUKKO 1.11 Joistakin röntgentutkimuksista aiheutuva keskimääräinen efektiivinenAULUKKO 1.11 Joistakin röntgentutkimuksista aiheutuva keskimääräinen efektiivinenAULUKKO 1.11 Joistakin röntgentutkimuksista aiheutuva keskimääräinen efektiivinenannosannosannosannosannos

*���#�����# !�"���#� -.���##�#����������/��

��0�0���+�'������'�� C���

�-(��'����(������-���-������� ��

�-(��+����B������)<�)'��(�'����--�'� ��

@�)������3$� ���

���*��'�<)������� �

@�)������3$�A�9$7� ��

@���� ���

@�)������� ��

>�--�������'�)������)���-)' ��

��������� ��

9����� ��

9����� ��

3**��77#�)���-)' ��

���'��������<��)���-)' ���

9��������� ��

;�������� ��

9�����������77#�)���-)' ��

@�)���0���77#�)���-)' ���

3��')')��������'��'������'���)���-)' %��

���'�����)����77#�)���-)' ��

143

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

tuksesta aiheutuu TT-tutkimuksista sekä suoliston tutkimuksista (pak-su- ja ohutsuoli). Yksittäisistä natiivitutkimuksista merkittävin väestönsäteilyaltistus aiheutuu lannerangan röntgenkuvauksista, kun taaskeuhkojen ja raajojen röntgentutkimusten merkitys on vähäinen näi-den tutkimusten yleisyydestä huolimatta.

Onko röntgendiagnostiikasta potilaalle aiheutuva säteilyaltistus pie-nenemässä? Aikaisempi, 1970-luvun loppupuolen tilannetta kuvaavaarvio röntgendiagnostiikan aiheuttamasta väestön keskimääräisestä sä-teilyaltistuksesta antoi efektiivisen annosekvivalentin arvoksi 0,7 mSv.Osa erosta nykyiseen arvoon voi olla näennäistä, koska altistuksen ar-vioinnissa käytetyt suureet poikkeavat toisistaan43. Osa erosta selittyyröntgentutkimusten kokonaismäärän pienenemisestä ja muutoksista eritutkimusten yleisyydessä: esimerkiksi ruoansulatuskanavan läpivalai-sututkimukset ovat vähentyneet, mutta toisaalta jotkut muut suurenannoksen aiheuttavat tutkimukset, kuten tietokonetomografiatutkimuk-set ja läpivalaisuohjauksessa tehtävät toimenpiteet, ovat yleistyneet.Monissa yksittäisissä tutkimuksissa potilaan annokset ovat kuitenkinselvästi pienentyneet: esimerkiksi keuhkokuvauksen keskimääräinenannos on pudonnut puoleen kymmenen vuoden takaisesta arvostaan,ja lannerangan kuvauksen keskimääräinen annos on pienentynyt sa-massa ajassa noin 35 prosenttia. Uudet röntgentutkimuslaitteet ja -tek-niikat eivät kuitenkaan yleensä ensisijaisesti pyri potilaan säteilyaltis-tuksen pienentämiseen, vaan pääpaino on diagnostisen informaationparantamisessa. Esimerkkeinä tästä ovat TT ja subtraktioangiografia.Tämä suuntaus annosten kasvamiseen on joskus havaittavissa ylei-semminkin digitaaliseen kuvantamiseen siirryttäessä (kuva 1.17).

Potilaan annoksen pienentämismahdollisuudet

Voimassa oleva säteilylainsäädäntö edellyttää tutkimuksen oikeutuk-sen harkintaa ennen röntgentutkimukseen lähettämistä ja sen suoritta-mista. Kun tutkimukselle on järkevät lääketieteelliset perusteet, oikeu-tusperiaate toteutuu käytännöllisesti katsoen aina, koska tutkittavallesäteilystä aiheutuva riski on yleensä hyvin pieni saavutettavissa ole-

43 Efektiivisessä annoksessa ja (elinten vanhojen painokertoimien avulla lasketussa) efektiivi-sessä annosekvivalentissa elinten painokertoimien summa on molemmissa yksi, mutta tarkas-telussa huomioitavat elimet ja painokertoimet poikkeavat toisistaan. Röntgendiagnostiikassanäihin suureisiin aiheutuu erityisen merkittävä ero niin sanottujen ”muiden elinten” annostenkäsittelytavasta. Röntgentutkimuksissa efektiivinen annosekvivalentti on tyypillisesti efektiivis-tä annosta suurempi, ja joissakin tutkimuksissa ero voi olla jopa yli 50 prosenttia.

144

vaan hyötyyn verrattuna. Tämä pätee myös hyvin suunniteltuihin, ris-kiryhmiin kohdistettuihin joukkotutkimuksiin. Oikeutusperiaate eikuitenkaan välttämättä täyty, mikäli tutkimuksesta odotettavissa olevahyöty on vähäinen tai olematon. Näin voi olla silloin, kun röntgentutki-muksia tehdään ilman harkintaa tai rutiininomaisesti, esimerkiksi sai-raalaan potilaaksi otettaessa, työhöntulotarkastuksessa tai muusta vas-taavasta syystä. Mikäli röntgentutkimuksen antama informaatio voidaansaada käyttämättä ionisoivaa säteilyä, on syytä pyrkiä tällaisen vaihto-ehtoisen tutkimusmenetelmän käyttöön.

Lainsäädäntö edellyttää myös, että jokainen röntgentutkimus tehdäänoptimointiperiaatteen mukaisesti. Tällä tarkoitetaan sitä, että potilaansäteilyaltistus pidetään niin vähäisenä kuin käytännössä on mahdollista.Tämä edellyttää muun muassa, että röntgenkuvien määrä ja läpivalaisu-aika pidetään mahdollisimman pienenä, unohtamatta tietenkään tutki-muksen tavoitetta, diagnostisen tiedon saamista. Radiologin toiminta jaharkinta on tässä tärkein tekijä.

Nykyaikaisissa röntgenlaitteissa, erityisesti läpivalaisulaitteissa, voi ollamonenlaisia, vaihtelevin tavoin järjestettyjä toimintoja, käyttötapavalin-toja ja automaattisia säätöjä. Tällaisia voivat olla muun muassa läpiva-laisukuvan elektroninen suurennus, annosnopeusautomatiikka, kirk-kausautomatiikka, annosnopeusautomatiikan tason ja/tai toimintatavanvalinnat, pulssaavaan läpivalaisuun liittyvät valinnat, kohdeautomatii-kan valinnat, fokuskoon valinta, hajasäteilyhilan käytön valinta. Ontärkeää, että käyttäjä tietää kaikkien laitteessa olevien kytkimien javalintamahdollisuuksien käyttötarkoituksen ja niiden vaikutuksen po-tilaan annokseen. Tämä edellyttää kunnollista laitteen käytön koulu-tusta ja helposti saatavilla olevia käyttöohjeita.

Läpivalaisua tulisi tyypillisesti käyttää vain silloin, kun tutkitaandynaamisia ilmiöitä eikä staattisesta röntgenkuvasta saada riittävääinformaatiota. Kun läpivalaisu on tarpeen, voidaan nykyaikaisten lä-pivalaisulaitteiden tekniikan avulla usein lyhentää läpivalaisuaikaa:elävä läpivalaisukuva voidaan nauhoittaa tai pysäyttää, ja kuvaa voi-daan rauhassa tarkastella ilman potilaan lisäsäteilytystä. Jatkuvansäteilytyksen sijasta voidaan myös käyttää pulssaavaa läpivalaisua.Tällöin kuvassa näkyvä liike voi olla hieman nykivää, mutta se eiuseinkaan haittaa tutkimuksen suorittamista.

Epäonnistuneiden kuvien uusiminen on joskus välttämätöntä, muttaennen uusintakuvausta on syytä harkita, saadaanko tarvittava tieto

145

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

jo otetusta kuvasta. Analysoimalla epäonnistuneiden kuvien syy onusein mahdollista pienentää uusintakuvien määrää. Tavallisimpia syitäkuvien uusintaan ovat valotusvirheet, potilaan asetteluvirheet ja po-tilaan liikkuminen kuvauksen aikana. Pelkkä virheen luokittelu eitietenkään riitä, vaan mikäli samankaltaiset virheet toistuvat, on sel-vitettävä, mistä ne johtuvat ja korjattava syy. Potilaan liikkumisestaaiheutuvaa epäterävyyttä voidaan esimerkiksi pienentää parantamallapotilaan kiinnipitoon käytettyjä menetelmiä tai lyhentämällä kuvaus-aikaa – mahdollisuuksia tähän taas ovat esimerkiksi nopeammankuvareseptorin tai röntgenlaitteen suuremman tehon tai putkijännit-teen käyttäminen. Mikäli valotusvirheitä on runsaasti, syy voi löytyäesimerkiksi röntgenlaitteen teknisestä viasta, inhimillisistä arviointi-virheistä tai valotusarvotaulukoiden epätäsmällisyydestä. Joskus syy-nä voi olla valotusautomaatin virheellinen toiminta joissakin erikois-tilanteissa – silloin käsisäätöarvojen käyttö automatiikan sijaan voiparantaa tilannetta.

Potilaan annos (tai annosnopeus läpivalaisussa) on yhteydessä ku-vanlaatuun röntgenkuvien kohinan kautta – kvanttikohina onkin pe-riaatteessa ainoa potilaan annoksen pienentämistä rajoittava tekijä,vaikka käytännössä myös röntgenlaitteiden tekniikka voi asettaa ra-joituksia. Mitä vaatimattomampaan kuvanlaatuun tyydytään, sitä pie-nemmällä potilaan annoksella voidaan toimia. Tämän takia kaikissatutkimustilanteissa ei ole syytä pyrkiä parhaaseen mahdolliseen ku-vaan, vaan sen sijasta on pyrittävä hakemaan tutkimuksiin riittäväkuvanlaatutaso, jolla kuvasta vielä nähdään diagnoosiin tarvittavatyksityiskohdat. Mikäli kuvanlaatua tästä tasosta parannetaan, jou-dutaan siitä maksamaan tarpeeton hinta potilaan lisääntyneenä an-noksena. Kuinka hyvä kuva tarvitaan, riippuu ainakin tehtävästä tut-kimuksesta, mutta todennäköisesti jonkin verran myös kuvaa tulkit-sevasta lääkäristä ja hänen kokemuksestaan.

Vaatimattomaan kuvanlaatuun tyytyminen ei yksinään tietenkään riitätakaamaan matalaa annostasoa. Tavoiteltu kuvanlaatu on myös saavu-tettava mahdollisimman tehokkaasti. Tämä edellyttää oikein ja luotetta-vasti toimivia laitteita, jotka ovat tarkoituksenmukaisia kyseisen tutki-muksen tekemiseen. Kuvareseptorin ja koko kuvausketjun tehokkuuteenon kiinnitettävä erityistä huomiota – ei ole tarkoituksenmukaista, ettäesimerkiksi läpivalaisulaitteen TV-kameran vanheneminen kompen-soitaisiin potilaan annostasoa nostamalla sen sijaan, että kameraputkiuusittaisiin, tai että röntgenkuvausten annostasoa nostettaisiin huononfilminkehitysprosessin takia. Kuvareseptorin valinta on tärkeimpiä po-

146

tilaan annokseen vaikuttavista tekijöistä. Mitä parempi on kuvare-septorin kvanttitehokkuus (DQE), sitä pienempiin annoksiin kyetäänpääsemään kuvan kohinaa lisäämättä.

Vahvistuslevyä ja filmiä käytettäessä EU:n laatukriteereissä suositel-laan useimpiin tutkimuksiin vähintään nopeusluokan 400 vahvistus-levy-filmiyhdistelmien käyttöä. Joissakin tutkimuksissa, kuten esimer-kiksi mammografiassa ja tarkkoja yksityiskohtia vaativissa luukuvis-sa, joudutaan kuitenkin käyttämään hitaampia kuvareseptoreita,joiden terävyys on parempi ja kohina vähäisempää. Digitaalisissa taielektronisissa kuvantamismenetelmissä käytetään tyypillisesti kuva-reseptoreita, joilla on laaja dynaaminen alue. Tämä tekee periaattees-sa mahdolliseksi säätää kunkin tutkimuksen annostaso siinä hyväk-syttävän kuvan kohinatason mukaiseksi. Filmiä ja vahvistuslevyä käy-tettäessä tämä voi olla vaikeampaa: mikäli samassa tutkimushuoneessakäytetään useita erilaisia filmi-vahvistuslevy-yhdistelmiä, virheellis-ten valotusten vaara kasvaa.

Laitteen teknisten edellytysten lisäksi kuvantamisen annosefektiivi-syyteen vaikuttaa muun muassa röntgensäteilyn spektri (putkijänniteja säteilyn suodatus), joka on valittava tutkittavan kohteen mukaises-ti. Pääperiaatteena on, että paksumpi kohde vaatii kovemman sätei-lyn käyttöä, mutta myös kuvasta tarkasteltavien yksityiskohtien luon-ne vaikuttaa optimaalisen spektrin valintaan. Mammografiassa, missätutkittava kehon osa on ohut ja kudosten välinen kontrasti pieni, onedullista käyttää pienienergisiä kvantteja (pientä putkijännitettä), kuntaas keuhkokuvauksissa, missä päämielenkiinto on ilman ja kudok-sen välisessä kontrastissa, on pyrittävä käyttämään suurienergisiäkvantteja (suurta putkijännitettä ja suodatusta).

Useissa tutkimuksissa yksityiskohdat näkyvät vain jodi- tai barium-pohjaisten varjoaineiden avulla. Kun potilaassa olevat varjoaineker-rokset ovat ohuita, niiden antama kontrasti on heikko. Tällöin par-haan kuvanlaatu-annossuhteen saavuttamiseksi tulisi yleensä käyt-tää voimakasta säteilyn suodatusta (lisäsuodatus 0,1–0,3 mm Cu) jamelko pientä röntgenputken jännitettä (jodivarjoaineelle 50–60 kV jabariumvarjoaineelle 55–65 kV)44. Jos varjoainetta on paksulti (esi-merkiksi barium-täyttötutkimukset) optimijännite on suurempi, 70–

44 Nämä jännitteet ovat käyttökelpoisimpia lapsipotilaiden tutkimuksissa. Nykyisten röntgen-laitteiden teho ei riitä näin matalien putkijännitteiden käyttöön paksuja aikuispotilaita tutkitta-essa ja jännite on silloin säädettävä korkeammaksi.

147

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

110 kV. Optimijännitteen pienuus ohuiden varjoainekerrosten kuvaa-misessa perustuu siihen, että varjoaineen kontrasti saadaan pidetyk-si parempana kuin suurta jännitettä käytettäessä. Tämä puolestaansallii kuvaan suuremman kohinatason ja tätä kautta samalla pienem-män annoksen. Pienten jännitteiden tehokkuus varjoainetutkimuk-sissa ei tarkoita sitä, että röntgenlaitteen käyttäjän tulisi pyrkiä alen-tamaan käyttämäänsä korkeahkoa putkijännitettä nykyisestä arvos-taan. Ilman kuvareseptoriannoksen samanaikaista pienennystä tämäjohtaisi siihen, että potilaan annos kasvaisi ja kuvanlaatu paranisi –kenties turhaan. On korostettava vielä, että jos kuvareseptorin an-nostaso pidetään vakiona, käyttäjä toimii pienimmällä potilaan an-noksella, kun putkijännite on mahdollisimman suuri (kuva 1.45). Näinon erityisesti filmikuvantamisessa silloin, kun kuvan kontrastista voi-daan tinkiä. Jännitteen suurentamista hyödyllisempää on usein kui-tenkin siirtyminen nopeampaan filmi-vahvistuslevy-yhdistelmään.Elektronisessa kuvantamisessa taas on filmiin perustuvia menetel-miä paremmat mahdollisuudet säätää kuvailmaisimen nopeutta jakuvan kontrastia. Tällaisissa laitteissa voidaan periaatteessa helpom-min käyttää käyttötarkoitukseensa optimaalisesti muokattua rönt-genspektriä ja hoitaa kuvanlaadun tason asetus sopivaksi kuvare-septoriannoksen säädön avulla.

Suodatuksen lisääminen parantaa röntgenspektrin annosefektiivisyyt-tä. Mikäli kuvan kontrasti pienenee suodatusta lisättäessä liikaa, voi-daan putkijännitettä alentaa ja haluttu kontrasti palauttaa. Voidaanajatella, että sopivalla putkijännitteen valinnalla ja mahdollisimmanvoimakkaalla suodatuksella röntgenspektri saadaan kapeammaksi jalähelle tutkimuksen optimaalista kvanttienergiaa. Röntgenlaitteen te-hon tarpeen kasvu ja kuvausaikojen piteneminen asettavat kuitenkinylärajan käytettävälle suodatukselle.

Joskus säteilykeila säädetään ”varmuuden vuoksi” suuremmaksi kuinkäytettävä kuvareseptori. Tästä ei saavuteta mitään hyötyä, koska ku-vareseptorin ohi menevä keilan osa pelkästään kasvattaa potilaansäteilyaltistusta. Säteilykeilan tulee siis aina rajautua kuvareseptoril-le. Säteilykeilan rajaaminen kuvareseptorille ei yleensä kuitenkaanole riittävää, vaan tutkimus on tehtävä – kuvaan tarvittavan anatomi-sen alueen mukaan – niin pientä kenttäkokoa käyttäen kuin onmahdollista. Potilaan ja tutkimuksen tekijöiden säteilyaltistuksenvähentämisen lisäksi samalla parannetaan kuvanlaatua, kun poti-laassa sironneen ja kuvareseptorille lankeavan säteilyn osuus jää vä-häisemmäksi. Valotusautomatiikkaa käytettäessä voi hyvin pieni kent-

148

täkoko kuitenkin joskus aiheuttaa ongelmia, jos valotusautomaatinmittakammio tai annosnopeusautomatiikan mittakenttä rajautuu osit-tain säteilykeilasta. Tällöin voi kuvauksen annos tai läpivalaisun an-nosnopeus säätyä tarpeettoman suureksi. Sama tilanne voi aiheutua,jos tutkittavalle alueelle kertyy paksu varjoainekerros (esimerkiksivarjoaineella täytetty rakko tai suoli). Tällaisessa tapauksessa onparempi käyttää käsisäätöarvoja, mikäli sellainen mahdollisuus lait-teessa on.

Kuvaan tulevan sironneen säteilyn määrää pienennetään useimmis-sa paksujen kehon osien tutkimuksissa hajasäteilyhilan avulla. Ha-jasäteilyhilan käyttö on jälleen esimerkki potilaan annoksen ja ku-vanlaadun vastakkainasettelusta. Hilan käyttö parantaa kuvan kont-rastia, mutta myös kasvattaa potilaan annosta, mikäli kuvareseptorillekohdistuvan säteilyn määrä joudutaan pitämään muuttumattomana.Ohuiden kohteiden, esimerkiksi pienten lapsipotilaiden tutkimuk-sissa kuvanlaatu on yleensä hyvä ja sironta vähäistä jo potilaan ohuu-den takia. Tällöin ei aina ole välttämätöntä käyttää hajasäteilyhilaa;näin on erityisesti silloin, kun säteilykentän koko on pieni. Tilanne

KUVA 1.45 Pinta-annoksen ja potilaan kehon keskimääräisen annoksen riippuvuus put-KUVA 1.45 Pinta-annoksen ja potilaan kehon keskimääräisen annoksen riippuvuus put-KUVA 1.45 Pinta-annoksen ja potilaan kehon keskimääräisen annoksen riippuvuus put-KUVA 1.45 Pinta-annoksen ja potilaan kehon keskimääräisen annoksen riippuvuus put-KUVA 1.45 Pinta-annoksen ja potilaan kehon keskimääräisen annoksen riippuvuus put-kijännitteestäkijännitteestäkijännitteestäkijännitteestäkijännitteestä

Jännitettä tai säteilyn suodatusta kasvattamalla säteilyn läpäisevyys kasvaa. Tällöin poti-laan annos pienenee, mikäli annostaso kuvareseptorilla pidetään muuttumattomana. Näinon esimerkiksi vahvistuslevyä ja filmiä käytettäessä, koska filmin mustuma on saatava oike-aksi – filmin dynaaminen alue on melko pieni. Näin käy myös, kun käytetään valotus- taiannosnopeusautomatiikkaa säätämään kuvan valotusta, vaikka käytettäisiin laajan dynaa-misen alueen kuvareseptoreita. Jännitettä nostettaessa kuvan kontrasti kuitenkin piene-nee, eikä suuri jännite välttämättä ole optimaalinen – käytettävän röntgensäteilyn opti-mispektri riippuu kuvattavasta kohteesta ja diagnoosiin tarvittavista yksityiskohdista.Kuvassa olevat tulokset on laskettu 20 cm paksuiselle potilaalle 3 mm Al suodatuksella.

')���������������'��D�

0*����������

������������'��-**�*���������'

�

� � � �� ��

(����#����'

�

�

�

�

149

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

on erilainen paksumpia potilaita tutkittaessa ja erityisesti, kun ku-vaan tarvittava kenttäkoko on suuri. Hilan käyttö on tällöin yleensävälttämätöntä.

Hilan hyödyllisyyttä voidaan tarkastella myös toisella tavalla, mikälikuvareseptorin annostasoa ei tarvitse pitää muuttumattomana. Tar-kastellaan mitä tapahtuu, kun röntgentutkimuslaitteeseen lisätään ha-jasäteilyhila, mutta kuvaus- ja läpivalaisuarvot pidetään muuttumat-tomina. Silloin potilaan annos pysyy samana kuin ilman hilaa. Sensijaan hila absorboi osan primaarisäteilyn kvanteista, jolloin kuvare-septorille tulevan säteilyn määrä on pienempi ja kuvan kvanttikohi-na suurempaa. Kun potilas on ohut ja kenttäkoko pieni, kuvassa onalun perinkin vain vähän sironnutta säteilyä, ja hilan lisääminen pa-rantaa kontrastia vain melko vähän. Lopputulos ohutta potilasta ku-vattaessa on usein se, että kontrastin paraneminen ja kohinan lisään-tyminen likimain kumoavat toistensa vaikutukset, ja kuvanlaatu hi-laa käytettäessä ja ilman sitä on suunnilleen sama. Pienet poikkeamatjompaankumpaan suuntaan ovat mahdollisia, riippuen kuvausjärjes-telyistä ja hilan ominaisuuksista. Tilanne on toinen, kun potilas onpaksumpi ja kenttäkoko suurempi. Silloin kuvareseptorin havaitse-masta säteilystä huomattava osa on potilaassa sironnutta säteilyä. Hilanlisääminen kuvaussysteemiin parantaa kontrastia niin paljon, että ku-vanlaatu kokonaisuutena paranee merkittävästi, lisääntyneestä ko-hinasta huolimatta. Tässä tilanteessa hilan käyttö johtaa parempaankuvaan samalla säteilyaltistuksella kuin ilman hilaa kuvattaessa.Mikäli saavutettu kuvanlaadun parannus ei ole välttämätön, voidaanparantuneen kontrastin takia sallia kuvaan vielä suurempi kohina jakäytetyn säteilyn määrää voidaan vastaavasti pienentää. Säätämälläkuvareseptorin annos siten, että kuvanlaatu (signaali-kohinasuhde)hilaa käytettäessä on sama kuin ilman hilaa, saadaan lopputuloksek-si, että potilaan annos onkin pienentynyt hilan käytön ansiosta, toi-sin kuin yleensä ajatellaan!

Nykyaikaisten, hiilikuitupintaisten ja kuituväliaineisten hajasäteilyhi-lojen käyttö parantaa tutkimustekniikan tehokkuutta selvästi jo tyypil-listä 3-vuotiasta lasta suuremmilla potilailla. Täysikasvuisilla potilaillasamaan kuvanlaatuun tarvittava annos ilman hilaa voi olla jopa yli50 prosenttia suurempi kuin hilaa käytettäessä. Mikäli toimitaan kiin-teällä kuvareseptoriannoksella (vahvistuslevy-filmisysteemin tai valo-tusautomatiikan käyttö) hilan lisäys johtaa aina potilaan annoksen kas-vamiseen, ja hilan käytön hyödyllisyys riippuu siitä, onko kuvanlaa-dun parantaminen ollut välttämätöntä.

150

Hajasäteilyhila ei ole ainoa potilaan ja kuvareseptorin välillä oleva sä-teilyä vaimentava kerros. Myös muiden tällaisten osien, kuten esimer-kiksi tutkimuspöydän, patjan ja kuvareseptorin suojakuoren tulee ollamahdollisimman vähän säteilyä absorboivia, jotta potilaan läpäisseitä,kuvanmuodostukseen käytettäviä kvantteja ei hukata. On osoitettu, ettäesimerkiksi hiilikuitumateriaalien avulla potilaan annosta voidaan pie-nentää jopa kymmenillä prosenteilla siitä, mitä tarvitaan kun nämä osaton tehty aikaisemmin käytetyistä materiaaleista.

Kuvausetäisyyden kasvattamista suositellaan monissa oppikirjois-sa hyvänä keinona pienentää potilaan annosta. Ajatus perustuu sii-hen, että säteily heikkenee kääntäen verrannollisesti pistelähteenetäisyyden neliöön: kun kuvareseptori on välittömästi potilaan ta-kana ja annos sillä pidetään muuttumattomana, annos potilaan ihollapienenee fokusetäisyyden kasvaessa, koska iho on lähempänä fo-kusta kuin kuvareseptori. Potilaan kokonaisaltistusta ajatellen ti-lanne ei kuitenkaan ole näin yksinkertainen, koska myös kenttä-koko ja kuvausgeometria muuttuvat. Kun pinta-annoksen sijastatarkastellaan potilaan altistusta paremmin kuvaavia annossuureitanähdään, että saatava annossäästö on paljon vähäisempi kuin pin-ta-annoksen perusteella arvioitaisiin. Kuvausetäisyydellä on kui-tenkin suuri merkitys kuvan vääristymiin – mitä pienempi fokus-etäisyys, sitä isommat ovat erot eri syvyyksillä potilaassa olevienkerrosten suurennuksessa.

Tilanne on toisenlainen, kun käytetään suurennuskuvausta: fokuk-sen ja potilaan välinen etäisyys pidetään muuttumattomana, muttakuvareseptori viedään kauemmas. Silloin kuvan suurennus kas-vaa, kuvareseptorille kohdistuvan sironneen säteilyn määrä pie-nenee ja kuvan terävyys paranee, mikäli fokus on riittävän pieni.Mikäli kuvareseptorin annos pidetään muuttumattomana, kasvaapotilaan annos suurennuksen kasvaessa, mutta myös kuvanlaatuparanee.

Myös kuvausprojektiolla on merkitystä potilaan säteilyaltistukselle. PA-projektiota (röntgenputki potilaan takana) käytettäessä säteilylle herkätvatsan alueen elimet sijaitsevat yleensä syvemmällä potilaan pinnasta.Vatsan alueen tutkimuksissa PA-projektiosta aiheutuva efektiivinenannos on siksi suuruusluokaltaan vain noin puolet AP-projektioon ver-rattuna, vaikka pinta-annos on sama. Samasta syystä putki potilaanoikealla puolella otetut vatsan alueen kuvat altistavat potilasta jonkinverran vähemmän kuin putki potilaan vasemmalla puolella otetut ku-

151

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

vat (mahalaukku ja paksusuolen laskeva osa sijaitsevat potilaan va-semmalla puolella), mutta ero efektiivisissä annoksissa on pienempikuin PA- ja AP-kuvien välillä.

Nykyaikaisissa röntgenlaitteissa, joissa on tarkasti säädetyt, tehok-kaat kaihtimet, on vain harvoin tarvetta peittää säteilykeilan ulko-puolisia alueita erillisillä lyijykumisuojuksilla. Tällaisista suojuksistavoi kuitenkin olla hyötyä, kun halutaan suojata säteilykeilan lähelläolevia, säteilylle herkkiä elimiä tai raskaana olevan potilaan sikiötä,mikäli potilaan asento tutkimuksessa on sellainen, että suojus saa-daan varjostamaan suojattavaa elintä potilaassa itsessään sironneeltasäteilyltä – eniten sironnutta säteilyä tulee röntgenputken puoleisil-ta, säteilykeilassa olevilta kehon pintaosilta. Esimerkiksi hammas-kuvauksessa voidaan pienentää kilpirauhasen annos noin puoleen,kun kilpirauhasen suojana käytetään lyijytettyä kauluria. Sikiön suo-jaamisyritykset voivat olla psykologisista syistä hyödyllisiä silloin-kin, kun suojauksella ei tosiasiassa ole käytännön vaikutusta siki-ön altistukseen.

Yleinen ohje on, että sukurauhasten suojaus on hyödyllistä, kun nesijaitsevat primaarisäteilykeilassa. Vaikka sukurauhasten suojaus go-nadisuojia käyttämällä on suositeltavaa, se on usein käytännössä han-kalaa; munasarjojen sijaintia ei yleensä tarkasti tiedetä, ja saavutet-tava annossäästö jää onnistuneessa suojauksessakin noin 50 pro-senttiin. Pahimmillaan primaarikeilaan asetetut varjostavat suojuksetvoivat kuitenkin peittää tutkittavaa aluetta tai joutua valotusautomaatinanturin eteen ja itse asiassa kasvattaa annosta. Kivessuojusten käyt-tö on helpompaa ja tehokkaampaa. Kivessuojukset voivat olla kuppi-maisia, toiselta puolelta avonaisia, jolloin ne suojaavat hyvin AP-suun-nasta tulevalta primaarisäteilyltä. On myös kivesten ympärille sul-keutuvia suojia, jotka ovat suojauskyvyltään huomattavan tehokkaita(jopa 95 %) ja suojaavat myös sironneelta säteilyltä. Niiden käyttö onkuitenkin avonaisia suojuksia hankalampaa, erityisesti pienille po-jille muun muassa kivesten refleksimäisen kivespussista vetäytymi-sen takia.

Teknisin laadunvarmistustoimenpitein voidaan valvoa, että laitteen toi-minnassa ei tapahdu huomaamatta muutoksia, mutta myös työskente-lytapojen laadunvarmistus on tärkeää. Röntgenlaitteessa olisi hyvä ollaannoksen ja pinta-alan tulon (DAP) mittari, jotta potilasannoksia voitai-siin seurata jatkuvasti. Tällainen mittari vaaditaan erityisesti sellaisiinläpivalaisulaitteisiin, joissa annosnopeus voi olla tavallista suurempi

152

(ST-ohje 3.3 Lääketieteelliset röntgentutkimuslaitteet ja niiden käyt-tö)45. Pelkkä annosten mittaaminen ei riitä, vaan tuloksia tulee myösseurata ja analysoida, jotta laitteissa ja työtavoissa olevat virheet ha-vaittaisiin.

1.11 Raskauden huomioiminen röntgentutkimuksissa

Joskus on tarpeen tehdä röntgentutkimus odottavalle äidille, tai raska-us voi selvitä vasta tutkimuksen jälkeen. Silloin usein aiheutuu huoltasiitä, onko säteilystä ollut haittaa syntymättömälle lapselle. Sen sijaan,toisin kuin isotooppitutkimuksista tai -hoidoista, röntgentutkimuksestaei aiheudu mitään uhkaa rintaruokinnan turvallisuudelle.

Röntgentutkimuksen sikiölle aiheuttama riski

Säteily on sikiölle vaarallisempaa kuin myöhemmin elämässään altis-tetulle ihmiselle. Kun sikiön säteilyannos on suuri, satoja milligrayta,säteily voi vahingoittaa suurta solujoukkoa sikiön kudoksissa ja aihe-uttaa keskenmenon, epämuodostumia, henkistä jälkeenjääneisyyttä taiälykkyyden alenemista, riippuen sikiön kehitysvaiheesta säteilyaltis-tuksen aikana46. Näin suurta altistusta ei tavallisista röntgentutkimuk-sista kuitenkaan aiheudu, eikä niistä ole odotettavissa yllämainittujariskejä. Poikkeuksena voivat olla vain erityisen pitkää läpivalaisua ja/tai useita röntgenkuvia vaativat alavartalon läpivalaisututkimukset tairadiologiset toimenpiteet, joissa sikiö joutuu suoraan säteilykeilaan. Onhyvä myös huomata, että muista syistä kuin säteilystä aiheutuvat kehi-tyshäiriöt ovat melko tavallisia; jonkin asteisia kehityshäiriöitä voidaanhavaita muutamalla prosentilla kaikista vastasyntyneistä. Yleisesti ot-taen röntgentutkimuksista sikiölle aiheutuva epämuodostumien riskiei ole niin suuri, että se antaisi syyn raskauden keskeyttämiseen.

Röntgendiagnostiikan annostasolla mahdollisia, mutta vain satunnai-sesti sikiölle aiheutuvia haittavaikutuksia ovat syöpä ja syntyvän lap-

45 STUK antaa säteilyn käytön turvallisuutta koskevia yleisiä ohjeita ST-ohjeissa. Suurin osa ST-ohjeista on saatavilla myös STUKin Internetsivuilta, osoitteesta www.stuk.fi.

46 Raskauden alkuvaiheessa (alle 3 viikkoa hedelmöityksestä) saatujen suurienkaan säteilyal-tistusten ei ole eläinkokeissa tai ihmisillä havaittu aiheuttavan kehityshäiriöitä. Säteilyn sikiölleaiheuttamia riskejä käsitellään tarkemmin tämän kirjasarjan neljännen osan luvussa 9: Säteilyja raskaus.

153

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

sen jälkeläisille aiheutuvat perinnölliset haitat. Nämä haitat on syytäsuhteuttaa riskiin, joka on olemassa myös ilman säteilyä: alle 15-vuoti-aan riski sairastua syöpään on Suomessa noin 1:380, ja samanikäistensyöpäkuoleman riski on noin 1:1 900. Periytyviä vikoja tai tauteja voi-daan arvioida olevan yhdestä jopa muutamaan prosenttiin vastasynty-neistä, riippuen siitä millaiset perinnölliset viat otetaan huomioon.

Voidaan arvioida, että sikiönä säteilylle altistetun ihmisen lisäriski sai-rastua syöpään alle 15-vuotiaana on noin 1:17 000, kun sikiön annoson 1 mGy. Riskin uskotaan olevan verrannollinen annokseen, jotennoin 45 milligrayn annos kaksinkertaistaa lapsuudenaikaisen syöpäänsairastumisen riskin. Sikiöaikaisen säteilyaltistuksen aiheuttama syö-päriski koko elämän ajalle laskettuna on yllä esitettyä arvoa suurempi,mutta vanhemman väestön suuremman syöpäkuolleisuuden huomioi-den sikiöaikainen säteilyaltistus saa aikaan kuitenkin vain pienen li-säyksen muista syistä myöhemmällä iällä aiheutuviin syöpiin. Yhdenmilligrayn annoksesta aiheutuvan perinnöllisen haitan riskiksi voidaanarvioida noin 1:40 000, joten röntgendiagnostiikasta sikiön jälkeläisil-le aiheutuva haitta on vähäinen verrattuna näiden haittojen luonnolli-seen ilmaantuvuuteen. Näiden satunnaisten haittojen (syöpä ja geneet-

TTTTTAULUKKO 1.12 TAULUKKO 1.12 TAULUKKO 1.12 TAULUKKO 1.12 TAULUKKO 1.12 Tyypillisiä sikiön annoksia raskauden alkuvaiheessa tehdyistä röntgen-yypillisiä sikiön annoksia raskauden alkuvaiheessa tehdyistä röntgen-yypillisiä sikiön annoksia raskauden alkuvaiheessa tehdyistä röntgen-yypillisiä sikiön annoksia raskauden alkuvaiheessa tehdyistä röntgen-yypillisiä sikiön annoksia raskauden alkuvaiheessa tehdyistä röntgen-tutkimuksistatutkimuksistatutkimuksistatutkimuksistatutkimuksista

Käytännössä annokset voivat vaihdella huomattavasti tässä esitetyistä arvoista, jopa enem-män kuin tekijällä 10, riippuen tutkimustekniikasta ja potilaan koosta. Siksi sikiön annos onyleensä syytä arvioida yksilöllisesti. (Diagnostic medical exposures: exposure to ionisingradiation of pregnant women. Doc NRPB 4, No 4, 5–14, 1993.)

*���#��� *)) #��#����#�#0��������()�

@���� C���

@�)���� C���

��������� C���

9����� ���

���'� ���

9��������� ���

3��')')��� ���

3**�������������-������� C���

@�)���0��������������-������� ��

���'�����)���������������-������� �

9���������)���������������-������� ��

154

tiset vauriot) riskin arvioidaan olevan sikiönä altistetulle likimain sa-mat kuin pienenä lapsena säteilylle altistetulle.

Edellä olevan perusteella röntgentutkimuksesta sikiölle aiheutuva haittaon lähes olematon, kun tutkimus kohdistuu alueelle, joka on kaukanakohdusta (äidin pää, raajat, sydän, keuhkot). Vatsan ja lantion alueentutkimuksissa sikiön säteilyaltistus on suurempi. Joistakin näiden alu-eiden tutkimuksista aiheutuva altistus voi lisätä merkittävästi lapsuu-denaikaisen syövän riskiä. Siksi hedelmöitymisikäisten naisten ala-vartalon röntgentutkimuksissa on syytä olla erityisen huolellinen.

Menettelytavat

Kun lääkäri suunnittelee hedelmöitymisikäiselle naiselle tehtävää ala-vatsan alueelle kohdistuvaa röntgentutkimusta, on hänen selvitettävä,onko tai voiko potilas olla raskaana. Jos röntgentutkimuslähetteestä eiilmene, että potilas on raskaana, on tutkimuksen suorittajan varmistet-tava asia vielä ennen tutkimusta. Röntgentutkimushuoneen odotus- japukeutumistiloissa on myös oltava tiedotteita, joissa muistutetaan poti-laita raskauden ilmoittamisesta henkilökunnalle ennen tutkimuksensuorittamista. Kun raskauden mahdollisuus on epäselvä, tulee potilaa-seen suhtautua kuin raskaana olevaan.

Jos radiologisesta toimenpiteestä aiheutuu sikiölle merkittävä riski, ontämä otettava huomioon toimenpiteen oikeutusta arvioitaessa ja harkit-tava, saataisiinko tarvittava diagnostinen tieto käyttämällä sellaista tut-kimusmenetelmää, joka ei altista potilasta ionisoivalle säteilylle, tai voi-daanko tutkimus siirtää tapahtuvaksi vasta synnytyksen jälkeen. Jostoimenpide suoritetaan, on sikiön säteilyaltistus rajoitettava vähimpäänmahdolliseen siten, että tarvittava diagnostinen tieto kuitenkin saadaan.Sikiön arvioitu säteilyannos ja muut altistuksen kannalta merkittävättiedot on merkittävä potilaan asiakirjoihin.

Niissä röntgentutkimuksissa, joissa mahdollisen sikiön annos voi ollasuurehko (esimerkiksi yli kymmenen milligrayta) ja jotka ilman haittaavoidaan siirtää tehtäväksi myöhemmin, voi olla hyvä noudattaa käy-täntöä, jossa sukukypsässä iässä olevien naisten tutkimukset pyritääntekemään kymmenen päivän sisällä kuukautisten alkamisesta. Silloinraskaus on epätodennäköisin ja riski mahdolliselle sikiölle pienempikuin myöhemmin raskauden aikana. Toinen mahdollisuus, jota tarvit-taessa voidaan käyttää, on tehdä potilaalle raskaustesti ennen toimen-

155

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

piteen suorittamista. Nykypäivän herkimmät testit pystyvät osoittamaanraskauden jo 14 päivän kuluttua hedelmöityksestä. Yleensä nainenkuitenkin osaa epäillä raskauttaan jo muutaman raskausviikon jälkeen,eikä testin teko useinkaan ole tarpeen. Niissä tutkimuksissa, joissamahdollisen sikiön altistus on pieni, ei tällaisiin käytäntöihin tai testei-hin ole tarvetta.

1.12 Henkilökunnan säteilyturvallisuus

Annosrajat ja säteilytyöluokat

Lainsäädännössä on erikseen annosrajat säteilytyöntekijöille ja muulleväestölle. Näihin annosrajoihin ei lueta mukaan tavanomaista luonnontaustasäteilyä eikä henkilön omasta lääketieteellisestä tutkimuksestatai hoidosta aiheutuvaa altistusta eikä altistusta, jonka henkilö voi saa-da potilasta vapaaehtoisesti muuten kuin ammattinsa puolesta auttaes-saan. Annosrajat eivät ole ainoa kriteeri riittävälle säteilysuojaukselle.Myös oikeutus- ja optimointiperiaatteiden tulee toteutua, ja säteilysuo-jauksen tulee siksi olla niin hyvä kuin käytännöllisin toimenpitein onmahdollista saavuttaa.

Säteilytyöntekijän efektiivinen annos ei saa viiden vuoden aikana ylit-tää keskiarvoa 20 mSv vuodessa eikä minkään kalenterivuoden aika-na arvoa 50 mSv. Tämän lisäksi silmän mykiön ekvivalenttiannos eisaa ylittää arvoa 150 mSv eikä ihon, käsien tai jalkojen minkään koh-dan ekvivalenttiannos arvoa 500 mSv vuodessa47. Muille kuin säteily-työtä tekeville henkilöille annosrajat ovat pienemmät: efektiivisen an-noksen raja on 1 mSv vuodessa, silmän mykiön annosraja on 15 mSvja ihon 50 mSv vuodessa.

Säteilytyöntekijät jaetaan työssä saatavan altistuksen perusteella sätei-lytyöluokkiin A ja B, joissa toimivien säteilytyöntekijöiden annos- jaterveystarkkailua koskevat erilaiset määräykset48. Säteilytyöluokkaan

47 Ammatillisen koulutuksensa vuoksi säteilylähteiden käyttöön osallistuville 16–17-vuotiailleopiskelijoille ja harjoittelijoille on voimassa näitä pienemmät arvot: efektiivisen annoksen rajatälle ryhmälle on 6 mSv vuodessa ja ekvivalenttiannoksen raja silmän mykiölle on 50 mSv vuo-dessa ja iholle, käsille ja jaloille 150 mSv vuodessa.

48 Katso ohje ST 1.6 Säteilysuojelutoimet työpaikalla, ohje ST 7.1 Säteilyaltistuksen seuranta jaohje ST 7.5 Säteilytyötä tekevien työntekijöiden terveystarkkailu.

156

A kuuluvat ne työntekijät, joille työstä aiheutuva efektiivinen annosvoi olla suurempi kuin 6 mSv vuodessa tai silmän mykiön, ihon, käsi-en tai jalkojen ekvivalenttiannos voi olla suurempi kuin 30 prosenttianiille asetetuista annosrajoista. Röntgendiagnostiikassa säteilytyöluok-kaan A kuuluvat pääasiassa henkilöt, jotka toistuvasti työskentelevätröntgenhuoneessa laitteen käytön aikana. Tällaisia henkilöitä voivatolla muun muassa röntgenosastoilla, leikkaussaleissa, ensiapuasemil-la ja potilasosastoilla läpivalaisu- tai kuvaustyöhön tai toimenpiteisiinosallistuvat henkilöt ja tutkimusten aikana potilaita säännöllisesti avus-tavat henkilöt. Tyypillistä säteilytyöluokkaan B kuuluvaa työtä on esi-merkiksi röntgenkuvien otto suojatusta säätöhuoneesta käsin.

Raskaana olevan naisen sikiön ekvivalenttiannos ei saa raskaudestatyönantajalle tehdyn ilmoituksen jälkeen ylittää 1 mSv. Työntekijäntulee siksi ilmoittaa raskaanaolostaan heti raskauden toteamisen jäl-keen terveystarkkailusta vastaavalle lääkärille ja toiminnan harjoit-tajalle, jonka on ratkaistava, edellyttääkö raskaus työtehtävien uu-delleen järjestelyä. Ratkaisuun vaikuttavat säteilyaltistuksen seuran-nan tulokset ja työhön liittyvä säteilyonnettomuuden mahdollisuus.Työntekijä ei voi toimia raskauden aikana ainakaan luokan A sätei-lytyössä.

Työntekijän säteilyaltistus röntgendiagnostiikassa

Röntgentutkimuksen aikana säteilylle altistuvat potilaan lisäksi myösmuut tutkimushuoneessa oleskelevat henkilöt. On pidettävä huolta sii-tä, että kukaan tutkimuksen tekijöistä tai tutkimuksessa avustavistahenkilöistä ei joudu primaarisäteilykeilaan. Silloin suurin osa altistuk-sesta aiheutuu potilaasta sironneesta säteilystä ja pieni osa röntgenput-ken suojavaipan läpi tulevasta säteilystä. Sironneen säteilyn määrä onlikimain verrannollinen tutkimuksessa käytettävään kenttäkokoon javoimakkainta potilaasta takaisin röntgenputken suuntaan. Sironta mui-hin suuntiin on vähäisempää potilaan oman varjostusvaikutuksen ta-kia. Jännitteen ja sirontasuunnan vaikutusta annokseen on esitetty tau-lukossa 1.13.

Henkilökunnan suojautumistarve ja -mahdollisuudet vaihtelevat eritutkimuksissa. Missään tilanteessa ei ole hyväksyttävää, että tutki-muksen suorittamiseen osallistuvat henkilöt altistuvat suoraan pri-maarisäteilylle. Siroavalta säteilyltä voidaan suojautua siirtymällä kau-emmaksi potilaasta ja röntgenputkesta, pienentämällä altistusaikaa,

157

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

käyttämällä suojana säteilyä vaimentavia materiaaleja (esimerkiksilyijykumiesiliinaa) sekä vähentämällä potilaaseen kohdistuvaa sätei-lyä ja pienentämällä kenttäkokoa – yleisesti ottaen kaikki toimet, joillapotilaan altistusta voidaan pienentää, pienentävät samassa suhtees-sa myös tutkimuksen tekijän omaa säteilyaltistusta.

Tavanomaisessa hammasröntgenkuvauksessa riittää yleensä huoleh-timinen siitä, ettei kuvaaja joudu säteilykeilaan ja että hänen etäisyy-tensä potilaasta on riittävä, vähintään 1,5 metriä. Muissa röntgenku-vauksissa säteily on yleensä kovempaa, säteilyä käytetään enemmänja kenttäkoko on suurempi, minkä takia myös sironnutta säteilyä onenemmän.

Kuljetettavilla osastokuvauslaitteilla kuvattaessa tulee huolehtia siitä,ettei primaarikeilan suunnassa ole muita henkilöitä kuin potilas, jaettä potilaan etäisyys muista on riittävä, vähintään 1,5 metriä. Osasto-kuvauksia tekevän henkilön on syytä suojautua lyijykumiesiliinalla;erityisesti silloin, kun kuvauksia tehdään runsaasti eikä rakenteellisiasuojauksia voida käyttää hyväksi.

Tavallisesti röntgenkuvaus tehdään erillisestä ohjaushuoneesta, jos-sa on lyijylasi-ikkuna. Tarpeeton oleskelu tutkimushuoneessa ku-vauksien aikana ei ole hyväksyttävää. Jos läsnäolo on välttämätön-tä, on tällaisen henkilön käytettävä kiinteiden säteilysuojien anta-maa suojaa, lyijykumiesiliinaa tai mahdollisesti muita saatavillaolevia suojia. Potilaan kiinnipito kuvauksen aikana ei yleensä ole

TTTTTAULUKKO 1.13 Potilaasta sironneesta säteilystä aiheutuva annos yhden metrin etäi-AULUKKO 1.13 Potilaasta sironneesta säteilystä aiheutuva annos yhden metrin etäi-AULUKKO 1.13 Potilaasta sironneesta säteilystä aiheutuva annos yhden metrin etäi-AULUKKO 1.13 Potilaasta sironneesta säteilystä aiheutuva annos yhden metrin etäi-AULUKKO 1.13 Potilaasta sironneesta säteilystä aiheutuva annos yhden metrin etäi-syydellä potilaastasyydellä potilaastasyydellä potilaastasyydellä potilaastasyydellä potilaasta

Annokset on ilmaistu taulukossa niiden suhteena potilaan ihon kohdalla primaarikeilassamitattuun annokseen. Tulokset on mitattu yksivaiheisen röntgenlaitteen säteilylle käyttäenkenttäkokoa 400 cm². Siroavan säteilyn määrä on likimain verrannollinen kenttäkokoon,kääntäen verrannollinen etäisyyden neliöön ja suurinta röntgenputken puolella potilasta.(NCRP Report No. 49 )

10��,�� ����� /#!���������"���#������ �� � � �� �� ��� �� �

� �� �� ��� �� �� ��

� ��� �� �� �� �� ��

� ��� ��� ��� �� �� ���

��� ��� ��� ��� ��� �� ���

�� �� ��� ��� ��� ��� ���

158

tarpeen, ja potilaan liikkumisen estämiseksi tulisi käyttää tähän tar-koitukseen sopivia välineitä. Mikäli kiinnipitäjä kuitenkin on vält-tämätön, hänen tulee käyttää ainakin lyijykumiesiliinaa ja -käsi-neitä, mutta myös kilpirauhas- ja silmäsuojukset voivat olla hyödyl-lisiä.

Läpivalaisulaitteissa on oltava säteilysuojukset, jotka suojaavat tutki-jaa primaarisäteilyltä. Monissa laitteissa, ainakin alaputkella varus-tetuissa läpivalaisutelineissä, on sen lisäksi sekundaarisäteilysuojuk-sia. Silloin, kun tällaiset suojukset eivät kuulu laitteen varusteluun,voidaan käyttää lattialla seisovia liikuteltavia säteilysuojaseiniä taikattotelineen avulla potilaan ja lääkärin väliin asetettavia lyijytetys-tä, läpinäkyvästä muovista tehtyjä suojia. Tutkimusta tekevän lääkä-rin on tämän lisäksi suojauduttuva käyttämällä ainakin lyijykumiesi-liinaa. Jos tutkijan kädet saattavat joutua lähelle primaarikeilaa, tu-lee tutkimusta tehtäessä käyttää lyijytettyjä suojakäsineitä. Lyijytetytsuojakäsineet ovat paksuutensa ja jäykkyytensä takia usein melkohankalia, eivätkä ne yleensä sovellu työskentelyyn, jossa käsitelläänpieniä apuvälineitä. Tällaisissa tilanteissa voi olla hyötyä ohuista,kertakäyttökäsineitä muistuttavista säteilysuojakäsineistä, joita onviime vuosina tullut markkinoille. Niiden sisältämä lyijymäärä onkuitenkin tavanomaisia säteilysuojakäsineitä paljon pienempi, ja saa-tava säteilysuojahyöty voi olla käsineiden käyttökustannuksiin ver-rattuna vähäinen. Lyijykumiesiliinan ja lyijytettyjen käsineiden li-säksi voidaan tarvittaessa käyttää muun muassa kilpirauhasen taisilmien suojaimia. Tarvetta niiden käyttöön voi olla läpivalaisututki-muksissa ja toimenpideradiologiassa, erityisesti, jos röntgenlaitettakäytetään suurella annosnopeudella tai sitä ei ole varustettu tehok-kailla sekundaarisäteilyn suojilla. Kilpirauhasen suojain pienentäälyijykumiesiliinalla suojautuneen työntekijän efektiivistä annosta te-hokkaasti.

Röntgentutkimuksia tekevien työntekijöiden säteilyannokset eivätyleensä ole suuria, lukuunottamatta henkilöitä, jotka tekevät run-saasti sellaisia tutkimuksia tai toimenpiteitä, joissa joudutaan käyttä-mään paljon säteilyä (pitkiä läpivalaisuja, tehostettua annosnopeuttatai monia kuvasarjoja) ja joissa suojautuminen on hankalaa. Lyijyku-miesiliinaa käytettäessä tutkijan efektiivinen annos jää tällöinkinyleensä lainsäädännössä annettua annosrajaa pienemmäksi. Annos-rajamielessä työtä rajoittavaksi voi muodostua annos suojaamattomil-le kehon osille, kuten silmille ja suojaamattomille ihon kohdille. Tätäongelmaa voidaan pienentää silmäsuojaimia käyttämällä.

159

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

Vuonna 2002 terveydenhuollossa oli annosvalvonnan piiriin kuulu-via henkilöitä noin 5 600. Heidän keskimääräinen annoksensa49 olinoin 0,3 mSv vuodessa. Lähes 90 prosentilla näistä henkilöistä an-nos oli pienempi kuin 0,3 mSv/vuosi. Keskimäärin suurimmille an-noksille altistuivat toimenpideradiologit (8,1 mSv), kardiologit (4,5mSv) ja radiologit (0,8 mSv). Näihin ryhmiin kuuluivat myös suurim-mille annoksille (20–55 mSv) altistuneet yksittäiset työntekijät, joitaoli 12 henkilöä.

Röntgentutkimushuoneen säteilysuojauksen mitoitus

Säteilysuojauksen suunnittelussa ei riitä tarkastella vain annosrajoja,vaan niiden lisäksi säteilysuojaus on optimoitava. Mikäli säteilyaltis-tusta on mahdollista vähentää kohtuullisin kustannuksin, on tällaisetmahdollisuudet käytettävä hyväksi. STUKin vahvistama yleinen suun-nitteluperuste röntgenhuoneiden säteilysuojauksille (ohje ST 3.6 Rönt-gentilojen säteilyturvallisuus) on, että röntgenlaitteiden käytöstä aiheu-

49 Työntekijöiden annosvalvonnassa mitattava suure on niin sanottu syväannos (Hp(10), annos10 mm syvyydellä kudoksessa). Se vastaa karkeasti efektiivistä annosta, kun kehon eri osiensäteilytys on likimain tasainen. Kun mittaria käytetään lyijykumiesiliinan päällä, efektiivinen an-nos voi olla noin 1/10–1/80 mittarin näyttämästä annoksesta. Mittaus antaa arvion myös työn-tekijän silmän mykiön annokselle.

KUVA 1.46 Annostarkkailussa olleiden, terveydenhuollossa toimivien työntekijöiden lu-KUVA 1.46 Annostarkkailussa olleiden, terveydenhuollossa toimivien työntekijöiden lu-KUVA 1.46 Annostarkkailussa olleiden, terveydenhuollossa toimivien työntekijöiden lu-KUVA 1.46 Annostarkkailussa olleiden, terveydenhuollossa toimivien työntekijöiden lu-KUVA 1.46 Annostarkkailussa olleiden, terveydenhuollossa toimivien työntekijöiden lu-kumäärä annoksen mukaan ryhmiteltynäkumäärä annoksen mukaan ryhmiteltynäkumäärä annoksen mukaan ryhmiteltynäkumäärä annoksen mukaan ryhmiteltynäkumäärä annoksen mukaan ryhmiteltynä

Valtaosalla näistä henkilöistä annos oli pienempi kuin kirjauskynnys (0,3 mSv). Tiedot vuodel-ta 2002. (STUK-B-STO50, 2003.)

�/B�����0B�+����)�)-**�*

<)�'�����'��-�<�

�

�

�

�

#�

�����

�#�� ��#� �#� �#� E�

���

��%

���� ��

160

tuva annos ei ylitä arvoa 0,3 mSv vuodessa röntgenhuoneiden ulko-puolisissa tiloissa.

Edellä esitetty suunnitteluraja ei kuitenkaan ole ehdoton vaatimus. Ym-päröivien tilojen suojaustarve riippuu myös niiden käyttötarkoitukses-ta. Esimerkiksi pelkästään satunnaiseen oleskeluun tarkoitettujen tilo-jen suojaus voi olla edellä esitettyä vaatimusta vähäisempi. Tilojen käyt-tötarkoitus ja röntgenlaitteen käyttötavat (tutkimusten määrä, laitteensäätöarvot ja kuvaussuunnat) saattavat kuitenkin myöhemmin muut-tua, ja tällöin tarvittava suojauksen parantaminen saattaa aiheuttaa han-kaluuksia ja lisäkustannuksia. Jotta röntgentutkimushuoneen ulkopuo-lisille tiloille ei tarvittaisi käyttörajoituksia, ja jotta säteilytyönteki-jöidenkin altistusta voitaisiin vähentää, kannattaa röntgenhuoneensäteilysuojaus tavallisesti mitoittaa edellä olevan suunnittelurajan mu-kaisesti kaikille röntgenhuoneen ulkopuolisille alueille, myös osittai-sessa käytössä oleville tiloille.

Ne alueet, joilla altistus voi ylittää jonkin väestön annosrajoista, onmääriteltävä joko valvonta-alueeksi tai tarkkailualueeksi. Valvonta-alueelle pääsyä valvotaan ja siellä on noudatettava erityisiä turvaoh-jeita säteilyltä suojautumiseksi. Tarkkailualueella riittää kun valvo-taan työolosuhteita sen varmistamiseksi, että säteilyaltistusolosuhteetpysyvät hyväksyttävinä. Röntgendiagnostiikassa valvonta-alueeksimääritellään esimerkiksi laitteen lähiympäristö, johon kohdistuu pri-maarisäteilyä tai sironnutta säteilyä, tai koko läpivalaisuhuone sil-loin, kun laite on käytössä. Erillinen ohjaustila ja muut lähialueetovat tarkkailualuetta.

Suojaussuunnitelmia ei voida perustaa materiaalien vaimennusker-toimien avulla laskettuihin suojaavien materiaalien paksuuksiin. Tällätavoin laskettu vaimennus pätee vain kapealle säteilykeilalle eikähuomioi suojuksessa syntyvän sekundaarisäteilyn annosta lisääväävaikutusta. Tästä syystä suojauksen mitoitukseen tarvitaan leveää sä-teilykeilaa käyttäen mitattuja vaimenemistietoja (kuva 1.47). Tarvit-tavat suojaukset määritetään epäedullisimman tilanteen mukaisestisiten, että suojaustarvetta ei arvioida ainakaan liian vähäiseksi. Sentakia ei yleensä huomioida esimerkiksi potilaan, kuvareseptorin taimuiden keilassa satunnaisesti olevien tai säteilykeilan vain osittainpeittävien osien vaimennusta. Samasta syystä sekundaarisuojuksetmitoitetaan röntgenputken vaipan suurimman sallitun vuotosäteilynmukaan ja käytettävän säteilykeilan kokoa liioitellen, jolloin sekun-daarisäteilyä ei arvioida liian vähäiseksi. Laskuissa voidaan olettaa

161

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

sironneen säteilyn vaimenevan primaarisäteilyn mukaisesti, vaikkase todellisuudessa vaimeneekin enemmän sironneen säteilyn foto-nien pienemmän energian vuoksi. Vuotosäteily on primaarisäteilyäkovempaa, ja sen vaimenemista voidaan arvioida Liitteessä 2 annet-tujen säteilyn kymmenyspaksuuksien avulla tai kuvan 1.47 käyrienloivimman osan mukaan.

Suojauksien paksuuksia suunniteltaessa voidaan joskus käyttää hy-väksi primaari- ja sekundaarisäteilylle valmiiksi laskettuja taulukoita(katso Liite 2). Tarkemmassa käsittelyssä monet seikat vaikuttavat tar-vittavaan säteilysuojaukseen:

1. Laitteen käyttömäärä (mAmin/viikko)50 ja käytettävä röntgenlait-teen jännite, joka vaikuttaa voimakkaasti säteilyn läpitunkevuu-

����'���-

�����-./!-$-���

(��'))'��5-�

�� �

��

��

�

�

�#�

�#�

�#

�#��� ��

����'���-

�����-./!-$-���

(��'))'��5-�

� �

1�

��

�

�

�#�

�#�

�#

�#�

���

�����

����

�����

������

����

����

����

����

�����

����

�����

����

� � � �

2)#") 3����#

KUVA 1.47 Röntgensäteilyn vaimeneminen lyijyssä ja betonissa. Leveässä keilassa mi-KUVA 1.47 Röntgensäteilyn vaimeneminen lyijyssä ja betonissa. Leveässä keilassa mi-KUVA 1.47 Röntgensäteilyn vaimeneminen lyijyssä ja betonissa. Leveässä keilassa mi-KUVA 1.47 Röntgensäteilyn vaimeneminen lyijyssä ja betonissa. Leveässä keilassa mi-KUVA 1.47 Röntgensäteilyn vaimeneminen lyijyssä ja betonissa. Leveässä keilassa mi-tatut annokset on esitetty yhden metrin etäisyydellä röntgenputken fokuksesta.tatut annokset on esitetty yhden metrin etäisyydellä röntgenputken fokuksesta.tatut annokset on esitetty yhden metrin etäisyydellä röntgenputken fokuksesta.tatut annokset on esitetty yhden metrin etäisyydellä röntgenputken fokuksesta.tatut annokset on esitetty yhden metrin etäisyydellä röntgenputken fokuksesta.

a) Tasajännitegeneraattori, volframianodinen röntgenputki, säteilyn kokonaissuodatus2 mm Al. Lyijyn tiheys 11 350 kg/m3. Käyrien alkupisteet: (50 kV, 2,6), (75 kV, 6,1), (100 kV, 9,6),(150 kV, 18,3), (200 kV, 28,7).b) Yksivaihegeneraattori, volframianodinen röntgenputki, säteilyn kokonaissuodatus 1 mmAl 50 kV:lla, 1,5 mm Al 70 kV:lla, 2 mm Al 100 kV:lla ja 3 mm Al muilla jännitteillä. Betonin tiheys2 350 kg/m3. Käyrien alkupisteet: (50 kV, 1,7), (70 kV, 2,1), (100 kV, 2,8), (125 kV, 3,9), (150 kV, 5,2),(200 kV, 8,9). (ICRP Publication 33)

50 Suojaustarkasteluissa käyttömäärä aikayksikköä kohden ilmaistaan yleensä yhden viikonaikana käytettävänä putkivirran ja kuvausajan tulona. Sähkömäärä ilmaistaan silloin useimmi-ten milliampeeriminuutteina (mAmin). 1 mAmin = 60 mAs.

162

teen. Useita laitteita käytetään kuitenkin moniin erilaisiin tutki-muksiin ja niissä käytettävä jännite vaihtelee. Tarkkaa suojustenpaksuusarviota varten tarvitaan siksi laitteen kunkin kuvaussuun-nan käyttömäärän jakauma jännitteen suhteen: se voidaan arvioi-da, jos etukäteen tiedetään tutkimusten vuosittaiset lukumäärät jatutkimuksissa käytettävät säätöarvot. Näitä tietoja ei kuitenkaanaina ole saatavilla. Silloin arvio voidaan tehdä suurimman käytet-täväksi suunnitellun jännitteen perusteella. Jos tästäkään ei etu-käteen ole varmuutta, arviossa valitaan jännitteeksi röntgenlaitteensuurin mahdollinen jännite. Nämä kaksi jälkimmäistä arvioinninlähtökohtaa johtavat kuitenkin useimmiten huomattavan suureensuojaustarpeen yliarviointiin: yleensä käyttömäärä (mAmin/viikko)on pieni suurimmilla käytettävillä jännitteillä, ja suuri pienemmilläjännitteillä.

2. Säteilykeilan suuntaus. Primaarikeilan suunnassa suojauksen tarveon huomattavasti suurempi kuin muualla. Tietokonetomografialait-teissa, läpivalaisulaitteissa, mammografialaitteissa ja panoraamato-mografialaitteissa on laitteiden rakenteeseen kuuluva primaarisätei-lyn suojus, joten niiden osalta ei yleensä tarvitse erikseen tarkastellaprimaarisuunnan säteilysuojausta.

3. Röntgenlaitteen ja potilaan etäisyys suojattavista tiloista.

4. Tutkimushuonetta ympäröivien tilojen käyttötarkoitus. Harvoin käy-tettävien tilojen suojausta voidaan joissakin tilanteissa vähentää jopayhden kymmenyspaksuuden verran. Tietyin edellytyksin tällaisia ti-loja voivat olla esimerkiksi jotkin käytävät, varastotilat, käymälät japukeutumistilat.

Edellä olevan mukaisesti mitoitetun säteilysuojauksen turvallisuusmar-ginaali on yleensä suuri, koska laskennassa tehdään monia säteilynmäärää liioittelevia approksimaatioita. Erityisen paljon suojaustarvettaliioitteleva arvio saadaan, mikäli arvioinnissa käytettävä putkijänniteon huomattavasti suurempi kuin todellisuudessa käyttöön tulevat jän-nitteet. Käytännössä röntgentutkimushuoneiden säteilysuojaus onkinyleensä niin hyvä, ettei ulkopuolisissa tiloissa voi havaita säteilyä her-killäkään säteilymittareilla.

Muistisääntönä voidaan pitää, että tavanomaisen röntgenhuoneensäteilysuojaukseksi riittää yleensä, etäisyydestä riippuen, 1–2 mmlyijyä vastaava suojuksen paksuus niissä suunnissa, joihin ei kohdistu

163

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

primaarisäteilyä, ja 3 mm lyijyä niissä huoneen osissa, joihin primaa-risäteilyä kohdistuu. Tietokonetomografiahuoneessa laitteen lähiym-päristön seinien, lattian ja katon suojuksen täytyy kuitenkin yleensäolla edellä esitettyä paksumpi: jos käyttömäärä on 16 000 mAmin/viikko51 ja suojattavan tilan etäisyys laitteesta 2 m, tarvitaan suo-jus, jonka vaimennus vastaa 3 mm paksuista lyijylevyä. Hammas-röntgentoiminnassa sen sijaan ei aina tarvita varsinaisia säteilysuo-juksia, kunhan kuvaussuunnat valitaan siten, etteivät ne kohdistuoleskelutiloja kohti ja kuvaaja pysyy riittävän kaukana, vähintään1,5–2 metrin etäisyydellä potilaasta. Myös röntgensäteilyn käyttöönperustuvien luun tiheyden mittalaitteiden aiheuttama ympäristönsäteilyaltistus on usein niin pieni, että varsinaisia säteilysuojuksiaei tarvita, vaan riittää, että käyttäjä on vähintään 1,5–2 metrin etäi-syydellä laitteesta.

Röntgentutkimushuoneiden säteilysuojaukseen käytetään usein mui-takin materiaaleja kuin lyijyä tai betonia. Joidenkin materiaalien lyi-

51 Käyttömäärä perustuu 60 tutkimukseen viikossa; kussakin tutkimuksessa 35 leikettä ja yhdenleikkeen kuvausarvot 125 kV, 450 mAs, 10 mm leikepaksuus.

4�����)) # *���#������!�5����# ��)��0���!�����#�5�##���

�����#&�"���� �����#&�"���������#���� �����#����

7��<�/'��'�)'���)<�)'�)��� ���� ����� �� ����

$�)�'����������))�)<�)' ��� ��%� ��� �����

@�'�)''����������))�)<�)' %�� ���� ��� ����

9*(�<����')�)���& �� ���� � ����

@��+�������������& �� ��� � ����

��0�0��������������& ��� ���� ��� �����

77#�)<�)' ��� ����� ��� ������

>�--�������& ��� �%� � ���

�--�'�)<�)' � ��

�-(��'����(������-��)<�)' �� �

&�$�<���(��)'�))�F�+/'<�����''������//��'��<��/�'���,

TTTTTAULUKKO 1.14 Röntgentutkimushuoneiden tyypillisiä tutkimus- ja käyttömääriäAULUKKO 1.14 Röntgentutkimushuoneiden tyypillisiä tutkimus- ja käyttömääriäAULUKKO 1.14 Röntgentutkimushuoneiden tyypillisiä tutkimus- ja käyttömääriäAULUKKO 1.14 Röntgentutkimushuoneiden tyypillisiä tutkimus- ja käyttömääriäAULUKKO 1.14 Röntgentutkimushuoneiden tyypillisiä tutkimus- ja käyttömääriä

Käytännössä eri tutkimushuoneiden välinen vaihtelu on suurta. Otoksessa havaittu keski-hajonta on merkitty sulkuihin.

164

jyvastaavuus on esitetty Liitteessä 3. Lyijyvastaavuus riippuu materi-aalin ja sen tiheyden lisäksi myös säteilyn spektristä, pääasiassa rönt-genputken jännitteestä. Erilaisten betonien ja muiden kiviaineisiinperustuvien rakennusmateriaalien52 tiheys ja alkuainekoostumusvaihtelee jonkin verran. Niistä tehtyjen, tietyn paksuisten suojustenantama vaimennuskin poikkeaa siksi toisistaan. Kun tietystä kiviai-nesmateriaalista M tehdyn suojuksen paksuutta arvioidaan kyseiseentilanteeseen tarvittavan betonisuojuksen paksuuden avulla, tämävoidaan tehdä likimain ottamalla huomioon betonin ja materiaalin Mtiheydet,

. (1.55)

Tässä ρM on materiaalin M tiheys, ρ

b betonin tiheys (yleensä 2,3 g/cm3)

ja dM ja d

b tarkoittavat materiaalin M ja betonin paksuuksia. Alkuaine-

koostumuksen erojen vaikutusta tarvittavaan suojuksen paksuuteen eivoida arvioida yhtä helposti, mutta vaikutus on yleensä pienempi kuintiheyden vaikutus; esimerkiksi tiilestä tehdyn suojuksen on oltava vainnoin kymmenen prosenttia paksumpi kuin kaavan (1.55) perusteellaarvioidaan.

Suojaustarkoituksiin käytettävien materiaalien homogeenisuudesta tu-lee varmistua. Mikäli niiden paksuus vaihtelee tai niissä on onkaloita(esimerkiksi betoniset ontelolaatat tai rei’itetyt tiilet), käytetään suoja-uksen laskemisessa pienintä materiaalipaksuutta.

Lyijysuojukset on peitettävä, jottei lyijyn kanssa jouduta kosketuksiin.Tällöin on varmistettava, etteivät lyijysuojukset voi irrota ja vajota alasoman painonsa takia. Tutkimus- ja säätöhuoneiden välissä tulee ollalyijylasi-ikkuna, jotta kuvaaja voisi tarkkailla potilasta kuvauksen ai-kana. Ikkunoiden ja ovien suojauksen tulee olla yhtä hyvä kuin niitäympäröivien seinien.

52 Tällaisia rakennusmateriaaleja ovat esimerkiksi kevytbetoni, tiili, graniitti, kipsi ja lasi. Kevytbe-tonin ja kipsin tiheys on kuitenkin niin pieni, että niistä tehtävät suojukset ovat yleensä epäkäy-tännöllisen paksuja.

53 Röntgensäteilyn spektrin mittaaminen voidaan tehdä esimerkiksi germanium-puolijohdeil-maisimen ja monikanava-analysaattorin avulla. Käytännön vaikeutena on röntgenlaitteenantaman säteilyn suuri intensiteetti, joka edellyttää usein monimutkaisia mittausjärjestelyitä.

165

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

1.13 Röntgenlaitteiden säteilymittaukset

Periaatteessa täsmälliseen röntgensäteilyn kuvailuun tarvittaisiin tietofotonien kertymänopeuden suunta- ja energiajakaumista53 tarkastellus-sa kohdassa kullakin ajan hetkellä. Näin tarkkaan säteilyn kuvailuun eikuitenkaan yleensä ole käytännön mahdollisuuksia eikä tarvetta. Taval-lisempia mittauksia ovat esimerkiksi annos-, annosnopeus- tai vaimen-tumismittaukset. Niitä voidaan käyttää esimerkiksi laadunvarmistukses-sa, potilaan annoksen arvioinnissa ja apuna laitteen säädössä, esimer-kiksi kuvareseptorin annoksen asettamisessa sopivaksi.

Röntgenlaitteen tuottaman säteilyn määrää (tai voimakkuutta) kuva-taan mittaamalla ilmaan absorboitunut annos (tai annosnopeus) sätei-lykeilassa tietyllä etäisyydellä röntgenputken fokuksesta. Usein tämämittaus ilmaistaan annoksen sijasta kerman (tai kermanopeuden) avulla(katso tämän kirjasarjan 1. osa), mutta diagnostiikassa käytettävälläsäteilyllä ilmaan absorboitunut annos ja ilmakerma ovat käytännössäsamat. Molempien SI-mittayksikkö on gray (Gy), mutta röntgenlaittei-den yhteydessä mitattavat annokset ovat yleensä milligrayn (mGy) taimikrograyn (µGy) suuruusluokkaa. Joskus tämä tietyllä etäisyydelläröntgenputken fokuksesta mitattu tulos jaetaan röntgenputkelle syö-tetyllä sähkömäärällä, jolloin saadaan putken säteilytuotto yhden milli-ampeerisekunnin (mAs) sähkömäärää kohti. Mielivaltaiseen mAs-arvoon liittyvä annos saadaan yksinkertaisesti kertomalla tulos täl-lä mAs-arvolla. Tällaisia mittauksia voidaan käyttää esimerkiksipotilaan pinta-annoksen arvioinnissa (katso tarkemmin luku 1.10) tailaitteen säätöjen tarkistamisessa.

Monet vanhahkot säteilymittarit mittaavat säteilytystä, jonka vanhayksikkö on röntgen (R). Säteilytys on säteilyn aiheuttaman ilmanionisaation mittasuure. Röntgen-yksikön käytöstä on kuitenkin py-ritty luopumaan, koska se ei kuulu mittayksiköiden SI-järjestelmään.Säteilytyksen SI-järjestelmän mukaisella yksiköllä, C/kg (1 R = 2,58x 10-4 C/kg), ei ole omaa nimeä. Sen käyttö ei ole yleistynyt rönt-gen-yksiköstä luopumisen jälkeen, vaan yleisesti on siirrytty ker-man (kinetic energy released per unit mass) tai absorboituneen an-noksen käyttöön säteilytyksen sijasta. Säteilytysmittarit ovat kui-tenkin edelleen käyttökelpoisia, kunhan tulos vain muunnetaanilmaan absorboituneeksi annokseksi tai ilmakermaksi: muunnos-kerroin tähän on 0,00876 Gy/R. Toisin sanoen yhden röntgeninsuuruista säteilytystä vastaa 8,76 mGy suuruinen ilmakerma. Itseasiassa röntgendiagnostiikan annosmittauksissa yleisimmin käyte-

166

tyt mittarit (ionisaatiokammio) ovat samoja mittareita, joilla aikai-semmin on mitattu säteilytystä, mutta nykyisin ne on vain kalibroi-tu näyttämään ilmakermaa.

Annos on suoraan verrannollinen röntgenputken anodivirran ja kuva-usajan tuloon: röntgenputken läpi kulkeneeseen sähkömäärään tai va-raukseen, jonka yksikkönä radiologiassa käytetään milliampeerisekun-tia (mAs). Tämä on tarkasti totta vain ideaalisessa tilanteessa. Käytän-nön röntgenlaitteissa verrannollisuuteen aiheutuu pientä poikkeamaalyhyillä kuvausajoilla jännitteen nousu- ja laskuajan takia, ja pienilläputkivirran arvoilla röntgenputken jännitteen aaltoisuuden tasoittumi-sen takia. Useimmiten annoksen ja sähkömäärän verrannollisuudenpoikkeama kuitenkin johtuu siitä, että asetetut kuvausarvot eivät tar-kasti vastaa todellisia putkelle syötettyjä arvoja. Tämän takia annos-mittaukset ovat käyttökelpoisia laadunvarmistusmittauksissa, kun sel-vitetään röntgenputkelle asetettujen ja todellisuudessa säätyvien ku-vausarvojen tarkkuutta.

Röntgenputkesta saatava säteily on useimmiten niin kovaa, että ilmanabsorptio voidaan jättää huomiotta. Annos on silloin kääntäen verran-nollinen mittauspisteen ja röntgenputken fokuksen välisen etäisyydenneliöön. Jos putkijännite olisi hyvin pieni tai säteilyn suodatus sallittuavähäisempi, olisi annoksen pieneneminen nopeampaa ilmassa tapah-tuvan säteilyn vaimenemisen vuoksi.

Aiemmin luvussa 1.10 (kuva 1.39) esitettiin röntgenputken jännitteenja säteilyn suodatuksen vaikutus annokseen, niin sanotut säteilytuot-tokäyrät. Kuvista nähdään, että annos kasvaa jännitteen kasvaessa jasuodatusta vähennettäessä. Näiden tekijöiden lisäksi muun muassaröntgengeneraattorin tasasuuntaustapa (putkijännitteen aaltoisuus) vai-kuttaa säteilytuottoon. Röntgenputkien säteilytuotossa on myös yksi-löllisiä eroja, jotka aiheutuvat muun muassa anodikulman ja fokuksenulkopuolella syntyvän säteilyn määrän eroista. Näistä syistä eri rönt-genlaitteiden mittaustulokset poikkeavat toisistaan jonkin verran. Ylei-nen lisäsyy mittaustulosten käytännössä havaittavaan vaihteluun on myösse, että röntgenputkelle asetetut kuvausarvot eivät välttämättä vastaa tar-kasti todellisia arvoja sekä se, että yleensä ei tunneta tarkasti kaikkiensäteilykeilassa olevien materiaalikerrosten aiheuttamaa vaimennusta.

Laitteiden asentamisen, huollon ja laadunvarmistustoimien yhteydes-sä on usein hyödyllistä mitata valotusautomaatille asetettu säteilynkatkaisutaso ja läpivalaisulaitteen annosnopeusautomatiikan säätö-

167

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

taso. Nämä mittaukset tehdään yleensä kuvareseptorin edessä siten,että sironnut säteily ei vaikuta mittaustulokseen: röntgenputken kaih-timien eteen asetetaan homogeeninen säteilyä vaimentava fantomi,ja mittaus tehdään hajasäteilyhilan takana tai hila poistettuna54. Ta-vallisia fantomivalintoja ovat esimerkiksi 20–40 mm paksuiset alu-miinifantomit tai 1–4 mm paksut kuparifantomit. On kuitenkin huo-mattava, että tällaiset fantomit eivät samanaikaisesti kunnolla vastaapotilasta sekä säteilyn suodattumisen että vaimentumisen osalta (lä-pitulleen säteilyn spektri ja intensiteetti) – se, kuinka paksun poti-laan vaimennusta tällainen fantomi vastaa, riippuu eniten käytetystäputkijännitteestä (kuva 1.48).

Mittauksessa tarkastellaan kuvareseptorin edessä mitattua ilmaker-maa, jolla valotusautomaatti katkaisee säteilyn, tai ilmakermanope-

54 Hilan poisto tai mittaus sen takana ei aina ole mahdollista laitetta purkamatta tai rikkomatta.Silloin mittaus voidaan tehdä hilan edessä ja ottaa hilan aiheuttama vaimennus huomioontuloksia arvioitaessa. Laadunvalvonnan vakioisuusmittauksissa tämä on hyvä vaihtoehto, muttasaattaa tuottaa vaikeuksia, kun tarkoituksena on varmistaa säteilysuojelusäännöissä olevien,läpivalaisulaitteita koskevien annosnopeusrajojen noudattaminen.

KUVA 1.48 Kuvareseptorilla mitattu annos eri materiaaleista valmistettujen potilas-KUVA 1.48 Kuvareseptorilla mitattu annos eri materiaaleista valmistettujen potilas-KUVA 1.48 Kuvareseptorilla mitattu annos eri materiaaleista valmistettujen potilas-KUVA 1.48 Kuvareseptorilla mitattu annos eri materiaaleista valmistettujen potilas-KUVA 1.48 Kuvareseptorilla mitattu annos eri materiaaleista valmistettujen potilas-vastineiden takana, röntgenputken jännitteen funktionavastineiden takana, röntgenputken jännitteen funktionavastineiden takana, röntgenputken jännitteen funktionavastineiden takana, röntgenputken jännitteen funktionavastineiden takana, röntgenputken jännitteen funktiona

Pehmytkudosta vastaavien fantomien tuloksia on merkitty mustilla käyrillä, alumiinifanto-mien vihreällä yhtenäisellä käyrällä ja kuparifantomien vihreällä katkoviivalla. Fantomienpaksuus on merkitty käyrien viereen. Käyristä nähdään, että alumiini- ja kuparifantomit eivättarkasti vastaa mitään tietyn paksuista pehmytkudosfantomia, vaan niiden vaimennusvas-taavuus riippuu säteilyn spektristä. (Alumiini- ja kuparifantomit sijaitsivat mittauksessa rönt-genputken kaihtimien luona, kun taas pehmytkudosta vastaavat fantomit olivat tutkimus-pöydällä. Mittausetäisyys 110 cm fokuksesta, 10:1 hajasäteilyhila, röntgenputken suodatus4 mm Al.)

0*����������

��--�$�

�

�

��

��� � � � ��� � % ��

����5-

����5-

�����5-�����5-

�5-

����--�=)

����--�=)

��--�$�

168

utta, jonka läpivalaisun annosnopeusautomatiikka laitteelle säätää. Va-lotusautomaatin säätämälle katkaisutasolle (ilmakermalle) ei Suomes-sa ole annettu vaatimuksia; taso riippuu muun muassa kuvareseptorinnopeudesta ja tarvittavasta kuvanlaadusta ja on tyypillisesti 0,5–10 µGyluokkaa. Joissakin tapauksissa, esimerkiksi intraoraalifilmille otetta-vissa hammaskuvissa tai mammografiakuvissa, tarvittava arvo voi ollahuomattavastikin suurempi. Kinekuvauksessa tavallinen arvo on noin0,1 µGy/kuva.

Kuvanvahvistimen edessä mitattu, läpivalaisun annosnopeusautoma-tiikan säätämä taso ei STUKin päätöksen mukaan saa ylittää arvoa0,8 µGy/s, paitsi erikoistilanteissa ja -ehdoin (ST-ohje 3.3 Lääketie-teelliset säteilylaitteet ja niiden käyttö, 1992). Näin suuren annosno-peusautomatiikan tason käyttö on kuitenkin vain harvoin tarpeen. Riit-tävä kuvanlaatutaso saavutetaan yleensä jo murto-osalla tästä maksi-miarvosta: viime vuosina keskimääräinen annosnopeusautomatiikantaso Suomessa on ollut 0,35 µGy/s, ja pienimmät mittauksissa todetutarvot ovat olleet 0,1 µGy/s luokkaa.

Laadunvarmistusmittauksissa röntgenputken jännite varmistetaanuseimmiten niin sanotun penetrametrimittarin avulla. Tällainen putki-jännitteen röntgensäteilystä mittaava laite koostuu kahdesta säteilynilmaisimesta, joiden edessä on eri paksuiset, esimerkiksi kuparista teh-dyt vaimentimet. Mittauksessa tarkastellaan näiden ilmaisimien anta-mien signaalien suhdetta, joka riippuu pääasiassa röntgenputken jän-nitteestä – mitä suurempi jännite, sen lähempänä toisiaan ilmaisimiensignaalit ovat. Tekemällä ilmaisimien edessä olevat vaimentimet riittä-vän paksuiksi saadaan pienennetyksi esimerkiksi suodatuksen vaiku-tusta mittaustulokseen. Penetrametrimittarit on kalibroitu näyttämäänsuoraan putkijännitettä, mutta mittarityyppejä on useita: jotkut mittaritnäyttävät kuvauksen aikaista keskimääräistä efektiivistä jännitettä kuntaas toiset voivat tunnistaa jännitteen aaltoilun, ja ilmaista esimerkiksisuurimman jännitehuipun tai jännitteen huippuarvojen keskiarvon.

Aiemmin jo todettiin, että röntgensäteilyn läpäistessä ainetta säteily vai-menee ja sen spektri muuttuu, koska pienienergisten fotonien absorp-tio on nopeampaa kuin suurienergisten. Tätä havainnollistaa kuva 1.49,johon on piirretty vaimenemiskäyrä. Samalla kun säteily vaimenee, sekovenee, eli vaimeneminen muuttuu hitaammaksi.

Kuvassa 1.49 tarkastellaan primaarisäteilyn vaimenemista kapeassakeilassa, jolloin jokainen vuorovaikutus poistaa fotonin keilasta. Suuri

169

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

osa vuorovaikutuksista ei kuitenkaan johda fotonin häviämiseen, vaanainoastaan fotonin suunnan ja energian muuttumiseen. Leveässä kei-lassa säteily vaimenee siksi paljon vähemmän kuin vaimennusker-toimen perusteella voisi otaksua (katso myös kohta 1.12). Vaimenta-vassa kerroksessa syntyy sekundaarisäteilyä, joka koostuu sironneistafotoneista ja raskaiden alkuaineiden viritystilojen purkautumisessasyntyvistä karakteristisen säteilyn kvanteista. Siksi annosnopeusvaimentavan kerroksen takana riippuu myös säteilytilanteen geo-metrisista tekijöistä. Kapean ja leveän keilan tilanteet on esitettykuvassa 1.50.

Kapean keilan geometriassa tehdyt HVL-mittaukset ovat käyttökelpoi-sia muun muassa laadunvarmistusmittauksissa, joissa niiden avullavoidaan muun muassa arvioida ja valvoa säteilyn suodatusta. Kuvassa1.51 on esitetty alumiinisuodatuksen ja HVL:n välinen yhteys joissa-kin tilanteissa. On huomattava, että tämä yhteys riippuu paitsi suoda-tuksesta ja putkijännitteestä, myös ainakin putkijännitteen aaltomuo-dosta sekä röntgenputken anodimateriaalista ja -kulmasta.

Suojaustarkoituksiin käytetään HVL:n lisäksi säteilyn kymmenyspak-suutta (TVL, Tenth Value Layer), joka on sen ainekerroksen paksuus,joka tarvitaan pienentämään annosnopeus kymmenenteen osaansa. Sä-

KUVA 1.49 Alumiiniabsorbaattorin paksuuden vaikutus sen takana mitattuun ilmaker-KUVA 1.49 Alumiiniabsorbaattorin paksuuden vaikutus sen takana mitattuun ilmaker-KUVA 1.49 Alumiiniabsorbaattorin paksuuden vaikutus sen takana mitattuun ilmaker-KUVA 1.49 Alumiiniabsorbaattorin paksuuden vaikutus sen takana mitattuun ilmaker-KUVA 1.49 Alumiiniabsorbaattorin paksuuden vaikutus sen takana mitattuun ilmaker-maanmaanmaanmaanmaan

Kuvaan on merkitty säteilyn ensimmäinen, toinen ja kolmas puoliintumispaksuus. Puoliintu-mispaksuus kasvaa absorbaattorin paksuuden kasvaessa ja lähenee säteilyn suurimmanfotonienergian määräämää rajaa. Primaarisäteilyn kovuutta kuvataan tavallisesti ensimmäi-sen HVL:n avulla. Kuvan käyrään liittyvät mittaukset on tehty kapeassa keilassa. Suodatus 3mm Al, anodikulma 12o, jännite 100 kV ja jännitteen aaltoisuus alle 3 %.

�*(*�'/��D�

��)-������(��'))'��--�

�, �9

�

� � �� �

�

���

�

�

�, �9

, �9

170

<��-���)-����'*����/

'*����/*<��-����<������'

"?,

��(�������

"@,

��<�*�����

"9,

"?,"9,

79�4"?,"@,

7@�4

KUVA 1.51 Suodatuksen ja KUVA 1.51 Suodatuksen ja KUVA 1.51 Suodatuksen ja KUVA 1.51 Suodatuksen ja KUVA 1.51 Suodatuksen ja HVLHVLHVLHVLHVL:n välinen yhteys:n välinen yhteys:n välinen yhteys:n välinen yhteys:n välinen yhteys

Kuvaan on piiretty käyrät kolmelle eri putkijännitteelle (60 kV, 100 kV ja 140 kV). Kuusipulssi-generaattoria koskevat käyrät on piirretty yhtenäisellä viivalla ja tasajännitegeneraattoriakoskevat käyrät katkoviivalla. Volframianodinen putki, anodikulma 17o.

�9��--�$��

�������'')�+��)'��--�$��

�����

%

�

�

�

�

�

�

�

� � � � � � �

����

����

KUVA 1.50 Kapean ja leveän keilan mittausgeometriatKUVA 1.50 Kapean ja leveän keilan mittausgeometriatKUVA 1.50 Kapean ja leveän keilan mittausgeometriatKUVA 1.50 Kapean ja leveän keilan mittausgeometriatKUVA 1.50 Kapean ja leveän keilan mittausgeometriat

Kapeassa keilassa jokainen vuorovaikutus poistaa säteilystä fotonin. Leveässä keilassamyös sekundaarisäteilyä pääsee mittalaitteelle, ja säteilyn vaimeneminen on siksi vähäi-sempää. Säteilyn läpäisykerroin T määritellään vaimennetun D ja vaimentamattoman sätei-lyn Do annosnopeuksien suhteena T=D/Do. Mitä suurempi on vaimentimen paksuus sitäsuurempi on myös leveän keilan (TL) ja kapean keilan (TK) läpäisykertoimien suhde, annos-nopeuden lisäyskerroin B = TL/TK.

.. . .

171

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

teilysuojauksen yhteydessä HVL:llä ja TVL:llä tarkoitetaan niiden ar-voa leveässä keilassa, ja niiden mittaus tehdään paksun vaimentavankerroksen takana – ei siis suoraan vaimentumattomassa primaarikei-lassa. Arvo riippuu siksi lähinnä vain putkijännitteestä; suodatuksenja muiden spektrin muotoon vaikuttavien tekijöiden vaikutus on vä-häinen. Suojaustarkoituksiin käytettäviä HVL:n ja TVL:n arvoja on esi-tetty Liitteessä 2.

1.14 Röntgentoiminnan laadunvarmistus

Röntgentoiminnan laadunvarmistus on osa terveydenhuollon laadun-varmistuksen laajasta kokonaisuudesta. Luotettavan tutkimustuloksensaamiseksi tai onnistuneen radiologisen toimenpiteen tekemiseksi onselvää, että röntgentoiminnan ja -laitteiden on täytettävä tietyt kriteerit.Niihin on jo vuosikymmenten ajan saumattomasti liittynyt myös potilai-den ja henkilökunnan säteilyturvallisuus. Röntgentoiminnassa laadun-varmistuksella on jo perinteitä, koska näistä asioista säädettiin säteily-laissa jo vuonna 1992. Myöhemmässä lainsäädännössä asiaa on täs-mennetty ja vaatimuksia laajennettu.

Säteilylainsäädännön asettamat laadunvarmistusvelvoitteet

Säteilylaissa (592/1991, muutos 1142/1998, § 40) on toiminnan har-joittajalle esitetty laadunvarmistusvelvoite:

Toiminnan harjoittaja on velvollinen toteuttamaan suunnitellut ja jär-jestelmälliset toimenpiteet sen varmistamiseksi, että säteilylähteetsekä niihin liittyvät laitteet ja välineet ovat kunnossa ja että niidenkäyttöä koskevat ohjeet ja menettelyt ovat asianmukaiset.

Röntgentoiminnassa säteilylähteillä tarkoitetaan luonnollisesti röntgen-laitteita. Tämän lisäksi sosiaali- ja terveysministeriön asetuksessa (423/2000) on annettu joukko laadunvarmistusta koskevia velvoitteita. Laa-dunvarmistusohjelmasta on § 18:ssä säädetty:

Laadunvarmistustoiminnot on määriteltävä kirjallisesti laadunvar-mistusohjelmassa. Erityistä huomiota on kiinnitettävä suuria säteily-annoksia aiheuttavien toimenpiteiden, lapsiin kohdistuvien toimen-piteiden sekä 8 luvussa tarkoitettujen säteilylle altistavien seulonto-jen laadunvarmistustoimintoihin.

172

Laadunvarmistusohjelmaan on sisällytettävä periaatteet sellaistenvirheiden tai vahinkojen ennalta ehkäisemiseksi, joista voi tahat-tomasti aiheutua säteilyannoksia. Erityisesti on vahinkojen eh-käiseminen otettava huomioon suunniteltaessa sädehoidon laadun-varmistusta.

Laadunvarmistusohjelman sisällöstä on edellä mainitun STM:n ase-tuksen laitteiden valvontaa koskevassa 32 §:ssä esitetty:

Laadunvarmistusohjelmassa on esitettävä radiologisten laitteiden toi-mintakunnon ja suoritusominaisuuksien valvontaan kuuluvat pää-tehtävät. Yksittäisten laitteiden valvontaa koskevat vastuut ja toi-menpideohjeet määritellään laitekohtaisesti.

Radiologisen laitteen toiminta on tarkastettava erityisesti:

1) ennen laitteen käyttöön ottamista (vastaanottotarkastus)2) määrävälein laitekohtaisten ohjeiden mukaan3) merkittävän korjauksen tai huollon jälkeen4) kun on aihetta epäillä laitteen toiminnan häiriintyneen tai muut-

tuneen.

Edellä kohdassa 2 mainituissa määrävälein tehtävissä toimintakun-non tarkastuksissa seurataan muun muassa röntgenlaitteen keskeis-ten toimintojen vakioisuutta vertaamalla havaintoja ja mittaustulok-sia hyväksytyn vastaanottotarkastuksen jälkeen mitattuihin perusar-voihin. Röntgentoiminnan laadunvarmistuksen ja säteilyannostenmittaamisen suunnittelussa ja seurannassa on käytettävä lääketie-teellisen fysiikan asiantuntemusta.

Laadunvarmistukseen liittyvää asiaa, kliinistä auditointia, on käsiteltysäteilylain muutoksessa (1142/1998, 39 c §) ja STM:n asetuksen klii-nistä auditointia koskevassa luvussa, jossa (21 §) määrätään, että audi-toinnissa tulee muun ohessa kiinnittää huomiota:

1) valtuuksien ja vastuiden määrittelyyn2) lähetteisiin ja niiden antamista koskeviin suosituksiin3) oikeutusarvioinnissa noudatettuun käytäntöön ja tiedonkulkuun4) säteilylle altistavien toimenpiteiden suorittamista koskeviin oh-

jeisiin ja käytäntöihin5) tutkimus- ja hoitolaitteisiin6) toimenpiteistä aiheutuneisiin säteilyannoksiin ja saavutettui-

173

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

hin tutkimus- ja hoitotuloksiin7) toimenpiteitä koskevien tietojen laatuun, tallentamiseen ja kul-

kuun8) henkilöstön koulutukseen9) laadunvarmistustoimintojen määrittelyyn ja käyttöön10) toiminnan itsearviointeihin, arviointituloksiin ja tulosten käyt-

töön.

Auditoinnissa tulee käyttää saatavilla olevaa tietoa ja kokemustahyvistä lääketieteellisistä käytännöistä. Vertailu hyviksi todettuihinkäytäntöihin on erityisen tärkeää silloin, kun toimenpiteiden määrätovat suuria, yksittäisen toimenpiteen aiheuttama säteilyaltistus onhuomattavan suuri, tai kun toimenpiteiden kohteina olevat henkilötovat tavallista herkempiä säteilylle.

Kyseinen asetus edellyttää myös toiminnan harjoittajalta itsearviointe-ja röntgentoiminnan kehittämiseksi. Asetuksen 19 §:ssä on toiminnanitsearvioinnista esitetty:

Toiminnan harjoittajan tulee edistää säteilyn lääketieteelliseen käyt-töön osallistuvien henkilöiden omatoimisia arviointeja toiminnan ke-hittämiseksi. Arviointi voidaan tarvittaessa tehdä yhteistyössä arvi-oinnin tueksi kutsutun ulkopuolisen asiantuntijan kanssa.

Arvioinnin suorittamiseen ja raportointiin voidaan soveltaa vastaa-via menettelytapoja kuin ulkopuolisen suorittamassa kliinisessä au-ditoinnissa.

Asetuksen perusteluissa todetaan, että toiminnan itsearviointi on ny-kyaikaisen laatuajattelun keskeisiä keinoja. Arvioinnin suorittajiksi onajateltu arvioinnin kohteena olevaan säteilyn käyttöön osallistuva hen-kilöstö.

Röntgenlaitteiden laadunvarmistus

Röntgenlaitteiden toimintakunnon ja teknisten suoritusominaisuuk-sien järjestelmällinen valvonta on keskeinen osa säteilyturvallisuu-den varmistuksessa. Valvonnan on oltava jatkuvaa röntgenlaitteenkoko elinkaaren ajan. Säteilyturvakeskuksen tehtävänä on muunmuassa valvoa, että toiminnan harjoittajat huolehtivat röntgenlaittei-den laadunvarmistusvelvoitteestaan. Säteilyturvakeskus esittää kan-

174

nanottonsa erityyppisten röntgenlaitteiden ja niihin liittyvien välinei-den laadunvarmistukseen ST-ohjeissaan ja STUK tiedottaa -julkai-suissaan.

Röntgenlaitteiden teknisen laadunvarmistusohjelman tulisi koostuakahdesta osasta: vastaanottotarkastuksesta ja vakioisuusmittausohjel-masta. Vastaanottotarkastuksessa varmistetaan, että röntgenlaite toimiiasennuksen jälkeen tarkoituksenmukaisesti ja turvallisesti huomioi-den myös tilauksessa ja laitteen teknisissä tiedoissa määritellyt asiat.Vastaanottotarkastuksen tekemistä ja sisältöä esitetään Lääkelaitok-sen julkaisussa ”Radiologisen laitteiston vastaanottotarkastus”. Mää-räajoin suoritettujen vakioisuusmittausten tarkoituksena on paljas-taa laitteen toiminnan ja kuvanlaadun muutokset varhaisessa vai-heessa. Erityisesti vähitellen tapahtuvaa potilasannosten kasvua taikuvanlaadun heikkenemistä on vaikea havaita ilman vakioisuusmit-tauksia. Vakioisuusmittauksissa tuloksia verrataan perusarvoihin,jotka on määritetty silloin, kun laitteen on tiedetty olevan hyvässätoimintakunnossa.

Vakioisuusmittaukset tehdään sovitun ohjelman mukaisesti sään-nöllisin väliajoin ja aina kun on tehty olennaisia muutoksia tai epäil-lään laitteen vikaantumista. Jos mittaustulokset poikkeavat perus-arvoista enemmän kuin on ennalta sovittu, tehdään tarvittavat kor-jaustoimenpiteet. Jos laitteen säätöarvoihin tehdään muutoksia,jotka voivat vaikuttaa vakioisuusmittaustuloksiin, määritetään uu-det perusarvot. Seuraavassa esitetään eräitä tyypillisiä röntgenlait-teiden vakioisuusmittauksiin soveltuvia testausmenetelmiä. Mene-telmiä on tarkemmin esitetty muun muassa ST-ohjeissa ja STUKtiedottaa -sarjan julkaisuissa.

Röntgenputken jännite ja säteilytuottoRöntgenputken jännite ja säteilytuottoRöntgenputken jännite ja säteilytuottoRöntgenputken jännite ja säteilytuottoRöntgenputken jännite ja säteilytuotto

Jännitearvot saadaan mitattua helpoimmin penetrametrimittarilla jasäteilytuotto ionisaatiokammiolla tai puolijohdeanturilla varustetulla,tarkoitukseen soveltuvalla säteilymittarilla. Mittareiden tulee olla ka-libroituja ja luotettavasti toimivia. Ellei mittareita ole käytettävissä,jännitteen ja säteilytuoton pysyminen vakiona voidaan periaatteessatestata kuvaamalla sopivaa testikappaletta, ja mittaamalla filmiltämustuma ja kontrasti densitometrillä. Testifantomiksi soveltuu esi-merkiksi potilaassa tapahtuvaa säteilyn vaimentumista ja sirontaa si-muloiva akryylimuovikappale tai vedellä täytetty muoviastia. Käyt-tötarkoituksesta riippuen sopiva fantomin paksuus on esimerkiksi

175

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

10–20 cm. Kontrastin mittausta varten voidaan fantomin päälle aset-taa pieni, esimerkiksi noin kahden millimetrin paksuinen alumiinipa-la. Kontrasti on alumiinin kohdalta ja sen vierestä mitattujen mustu-mien erotus. Mustumat tulee mitata aina samoista paikoista. Muutok-set aikaisempien testausten tuloksiin verrattuna viittaavat muutoksiinsäteilytuotossa tai putkijännitteessä. Mustuman muutos viittaa sätei-lytuoton muuttumiseen ja kontrastin muutos jännitteen muuttumiseen.Tällöin on kuitenkin varmistettava, että filmin kehitysprosessissa eiole tapahtunut muutoksia. Testauksissa tulee kuvausarvojen ja aset-telujen olla aina samat.

ErotuskykyErotuskykyErotuskykyErotuskykyErotuskyky

Kuvan erotuskyky voidaan todeta edellä esitetyn fantomin pinnalle ase-tetun erotuskykytestilevyn tai tiheän metalliverkon kuvasta. Erotusky-kytestilevyssä on ohueen, tyypillisesti 0,1 mm paksuiseen lyijyfolioontyöstetty lyijyttömiä raitoja, joiden leveys on samansuuruinen kuin nii-den väliin jäävän lyijyraidan. Testilevyssä on useita tällaisia viivaryh-miä ja niiden tiheydet vaihtelevat esimerkiksi 0,6–5 viivapariin milli-metriä kohden. Eri tarkoituksiin on saatavissa erilaisin mittausalueinvarustettuja levyjä. Joskus, kun tarkastellaan pelkän kuvareseptorinpiirtotarkkuutta, mittaus tehdään asettamalla testilevy suoraan kuvare-septorin pinnalle. Näin vältytään röntgenputken fokuksen koosta ai-heutuvalta epäterävyydeltä.

ValotusautomaattiValotusautomaattiValotusautomaattiValotusautomaattiValotusautomaatti

Edellä mainittu fantomi soveltuu myös valotusautomaatin testaukseen.Fantomin paksuus on syytä valita kulloisenkin kuvauskohteen mukai-sesti. Esimerkiksi thorax-kuvausta vastaava testaus kannattaa tehdänoin 10–12 cm paksulla fantomilla, jolloin ollaan automatiikan nor-maalilla toiminta-alueella. Vastaavasti bucky-pöydän valotusautoma-tiikan testauksessa, esimerkiksi lannerankakuvausta vastaavassa ku-vauksessa, on hyvä käyttää noin 20–24 cm paksuista fantomia.

Kuvaukset tehdään tässäkin testissä aina samoilla asetuksilla vakioi-suuden seuraamiseksi. Valotusautomatiikan toiminta on pysynyt va-kiona, jos samasta kohdasta filmiä mitatut mustumat ovat pysyneetennallaan. Vakioisuustestaukseen voidaan käyttää myös valotusauto-maatin kuvausarvojen jälkinäyttöä (ms tai mAs). Kuvauskasetin kans-sa ja ilman kasettia otettujen kuvien kuvausarvot poikkeavat kuiten-kin toisistaan. Kun kasettia käytetään, jälkinäytön arvot ovat hiukan

176

pienempiä. Tämä johtuu siitä, että kuvauskasetilta siroaa säteilyä valo-tusautomaatin mitta-anturille.

Filmi-vahvistuslevysysteemien nopeus riippuu muun muassa käytettä-västä putkijännitteestä. Usein röntgenlaitetta käytetään eri putkijännit-teillä. Tällöin valotusautomaatti säädetään toimimaan siten, että eri kV-arvoilla saatavien kuvien mustuma pysyy samana. Tämä jänniteriippu-vuuden korjaus riippuu käytetystä filmi-vahvistuslevy-yhdistelmästä.Sen toiminnan testaaminen on hyödyllistä valotusvirheiden välttämi-seksi. Testaukseen soveltuu noin 15 cm paksuinen fantomi, josta yleen-sä saadaan kuva sekä 60 kV että 120 kV jännitteillä. Testauksessa onhuomattava, ettei kuvausaika 60 kV jännitteellä saa olla liian pitkä(takarajakatkaisu) tai 120 kV jännitteellä liian lyhyt (minimiaika) –toisin sanoen pysytään valotusautomaatin normaalilla toiminta-alueel-la. Testauksessa voidaan käyttää esimerkiksi putkijännitesarjaa 60,90 ja 120 kV. Kuvattujen filmien optisen tiheyden vaihteluvälin tulisiolla mahdollisimman pieni.

Tarkemmat tulokset valotusautomaatin toiminnasta saadaan, jos käy-tettävissä on säteilymittari. Mittarin mittakammio asetetaan testikappa-leen pinnalle. Mittarin, kuten myös fantomiin asetettujen testikappa-leiden asettelussa on huomattava, ettei niitä aseteta käytössä olevienvalotusautomaatin mittakenttien kohdalle.

Valotusautomaatin toistettavuus voidaan testata ottamalla viisi peräk-käistä kuvaa vakio-olosuhteissa ja lukemalla kuvausajan jälkinäytönarvot. Tähän voidaan myös käyttää filmien mustumien mittausta taisäteilymittausta.

Läpivalaisun kuvanvahvistin-televisio-ketju (KV-TV-ketju)Läpivalaisun kuvanvahvistin-televisio-ketju (KV-TV-ketju)Läpivalaisun kuvanvahvistin-televisio-ketju (KV-TV-ketju)Läpivalaisun kuvanvahvistin-televisio-ketju (KV-TV-ketju)Läpivalaisun kuvanvahvistin-televisio-ketju (KV-TV-ketju)

Annosnopeusautomatiikan säätämä annosnopeus voidaan mitata ku-vanvahvistimen etupinnalta säteilymittarilla. Fantomina voidaan käyt-tää esimerkiksi 20 mm paksuista alumiinilevyä, joka asetetaan rönt-genputken kaihtimien eteen. Usein voi olla tarpeen käyttää paksum-paakin fantomia, jotta röntgenlaite toimisi normaalilla röntgenputkenjännitealueella.

Kontrastikynnys voidaan mitata asettamalla ohuita, tietynkokoisia ja-muotoisia alumiinilevyjä kuvanvahvistimen etupinnalle ja sopiva, esi-merkiksi 20 mm paksuinen alumiinilevy röntgenputken kaihtimieneteen. Ohuin kuvasta havaittava testilevy vastaa kontrastikynnystä. Se

177

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

voidaan ilmaista levyn antaman säteilykontrastin avulla. Joskus kont-rastikynnys ilmaistaan ohuimman havaittavan testilevyn paksuutena.

Erotuskyky voidaan mitata asettamalla erotuskykytestilevy kuvanvah-vistimen etupinnalle. Jos laitteessa on hajasäteilyhila, jota ei saa poiste-tuksi, testilevy tulee asettaa hiukan vinoon hilalamelleihin nähden.Mittauksessa käytettävän jännitteen tulisi olla noin 50 kV. Erotuskykyluetaan TV-monitorilta.

Muita testejäMuita testejäMuita testejäMuita testejäMuita testejä

Röntgenlaitteen säteilykeilan ja valomerkkien vastaavuus ja säteily-keilan keskitys voidaan helposti tarkistaa röntgenkuvasta, joka on otettuvalokentän kulmiin ja keskelle asetetuista metallisista merkeistä.

Kehityshuoneen ja filminkehityksen laadunvarmistus on erityisen tär-keää silloin, kun röntgenkuvaukseen käytetään filmiä ja vahvistusle-vyjä. Filmien kehitysprosessia voi seurata sensitometrillä valotettujentestifilmien avulla. Mittaustulos filmiltä saadaan densitometrillä, ja seu-rattavia suureita ovat filmin huntu, nopeus ja kontrasti.

Filmikasettien puristus voidaan testata ottamalla röntgenkuva kasetinpäälle asetetusta tiheästä (langan paksuus esimerkiksi 0,5 mm) metalli-verkosta. Kasetin puristus on hyvä, jos kehitetyssä filmissä ei esiinnyepätasaisia, ympäristöään tummempia tai epätarkempia alueita.

Kasettien nopeusvertailu voidaan tehdä asettamalla neljä kasettia nur-kat vastakkain ja kuvaamalla ne samanaikaisesti. Yksi kaseteista mää-ritetään vertailukasetiksi. Läheltä yhteistä nurkkaa mitattujen filmienmustumien tulisi olla mahdollisimman samoja.

Valotaulujen pintakirkkaus (luminanssi) voidaan mitata ja tasaisuustodeta mittarilla tai silmämääräisesti. Käytössä olevien valotaulujen lu-minanssin tulisi olla riittävä ja mahdollisimman tasainen. Jos valotau-luja on useita, on hyvä, jos niiden luminanssi on likimain sama. Suurtavalotaulujen pintakirkkautta tärkeämpää on kuitenkin, että ympäris-töstä tarkasteltaville filmeille lankeava valo on vähäistä ja että kuviin eitule häiritseviä heijastuksia.

Säteilysuojaimien kunto voidaan usein todeta tunnustelemalla käsin.Tarkempaan tutkimiseen voidaan käyttää röntgenkuvausta tai läpi-valaisua.

178

Varo- ja suojausjärjestelmät on testattava säännöllisesti. Jos laitteis-tossa on hätä- tai rajakytkimiä, myös niiden toiminnan tarkistamisenon syytä kuulua vakioisuusmittausohjelmaan.

179

SÄTEI LYN KÄYTTÖ

KIRJALLISUUTTA

Barrett HH, Swindell W. Radiological Imaging. The Theory of ImageFormation, Detection, and Processing, Academic Press, New York,1981.

Barrett HH, Myers KJ. Foundations of Image Science, Wiley-Inters-cience, New York, 2004.

BEIR V. Health Effects of Exposure to Low Levels of Ionizing Radiati-on. National Research Council, Committee on the Biological Effects ofIonizing Radiations, Washington, 1990.

Beutel J, Kundel HL, Van Metter RL (toim.) Handbook of MedicalImaging, Volume 1. Physics and Psychophysics, SPIE Press, Belling-ham, 2000.

EUR 16260 EN, European Guidelines on Quality Criteria for Diagnos-tic Radiographic Images, European Commission, Luxembourg, 1996.

EUR 16261 EN, European Guidelines on Quality Criteria for Diagnos-tic Radiographic Images in Paediatrics, European Commission, Lu-xembourg, 1996.

EUR 16262 EN, European Guidelines on Quality Criteria for Com-puted Tomography, European Commission, Luxembourg, 1999.

European Comission. European Guidelines on Radiation Protection inDental Radiology. The safe use of radiographs in dental practise. Ra-diation Protection 136. Luxembourg: Office for Official Publications ofthe European Communities, 2004.

Green DM, Swets JA. Signal Detection Theory and Psychophysics. JohnWiley, New York, 1966.

ICRP, Radiological Protection and Safety in Medicine, ICRP Publicati-on No.73, Annals of the ICRP Vol. 26 No. 2, Pergamon Press, Oxford,1996.

ICRU Report 54, Medical Imaging – the Assessment of Image Quality,International Commission on Radiation Units and Measurements, Bet-hesda, 1996.

180

Johns HE, Cunningham JR. The Physics of Radiology, Fourth Edition.Charles C Thomas, Springfield, 1983.

Karppinen J. Röntgentutkimushuoneen säteilysuojauksen laskeminen.STUK-A147, Säteilyturvakeskus, Helsinki, 1997.

Knuuttila J (toim.) Radiologisen laitteen vastaanottotarkastus. Lääke-laitoksen Julkaisusarja 2/2001. (www.laakelaitos.fi)

Langland OE, Sippy FH, Langlais RP. Textbook of Dental Radiology,Second Edition. Charles C Thomas, Springfield, 1984.

National Council on Radiation Protection and Measurements. Structu-ral Shielding Design and Evaluation for Medical Use of X Rays andGamma Rays of Energies up to 10 MeV. NCRP Report No 49, Wa-shington DC, 1976.

Rannikko S, Karila KTK, Toivonen M. Patient and Population Doses ofX-ray Diagnostics in Finland. STUK-A144, Säteilyturvakeskus, Hel-sinki, 1997.

Standertskjöld-Nordenstam C-G, Kormano M, Laasonen EM, Soima-kallio S, Suramo I. Kliininen radiologia. Kustannus Oy Duodecim, Hel-sinki, 1998.

Statkiewicz-Sherer MA, Visconti PJ, Ritenour ER. Radiation Protecti-on in Medical Radiography, Third Edition. Mosby, St. Louis, 1998.

Säteilyturvakeskus, Röntgentutkimuksesta potilaalle aiheutuvan sätei-lyaltistuksen määrittäminen. STUK tiedottaa 1/2004.

Tapiovaara M. Objective Measurement of Image Quality in Fluoros-copic X-ray Equipment: FluoroQuality. STUK-A196, Säteilyturvakes-kus, Helsinki 2003. (www.stuk.fi)

Webb S (toim.) The Physics of Medical Imaging. Adam Hilger, Bristol,1990.

181

SÄTEI LYN KÄYTTÖ