Säteilyannos ja sen optimointi monileike-TT:ssä

CT at Sea 2006, Naantali, 1.-2.9.2006

Annoksen optimointia ei ole ilman kuvanlaadun optimointia

Tietokonetomografia tuottaa potilaan kudoksiin perinteisestä (projektio-)röntgenkuvauksesta selvästi poikkeavan säteilyn annosjakauman. Tästä syystä TT-kuvauksen erityispiirteet tulee huomioida myös kuvauksen optimointia toteutettaessa. Tietyt perusasiat säilyvät kuitenkin samoina kaikissa röntgenkuvaustekniikoissa. Annos on aina suoraan verrannollinen käytettyyn mA:n ja kuvausajan tuloon, eli mAs:iin. kVp –valinta vaikuttaa kuvan kontrastiin ja samalla säteilyannokseen siten, että paksummilla ja enemmän säteilyä vaimentavilla kuvauskohteilla on yleensä – kontrastitarpeen sanelemissa rajoissa – syytä käyttää suurempaa kVp-arvoa. Säteilyannosten kannalta optimointi tarkoittaa minimointia, jota ei kuitenkaan rajoita tekniikka itsessään, vaan kuvanlaadulta diagnostisesti edellytetty minimitaso. Annoksen optimoinnissa on siis syytä keskittyä kuvanlaatuun ja miten siihen parhaiten päästään käytetyllä laitteistolla.

TT-kuvat eivät koskaan ole ali- tai ylivalottuneita, sillä kudosten keskimääräiset harmaasävyt eivät riipu kuvauksessa käytetyn säteilyannoksen suuruudesta (kuten oli perinteisessä filmi-vahvistuslevykuvauksessa), vaan kohdealueen röntgensäteilyn vaimennuksesta suhteessa veden aiheuttamaan vaimennukseen. Säteilyn vaimennukseen vaikuttavat kudoksen fysikaaliset ominaisuudet, lähinnä elektronitiheys, sekä kuvauksessa käytetty röntgensäteilyn energiajakauma, joka puolestaan määräytyy röntgenputken anodimateriaalin, käytetyn putkijännitteen (kVp) ja suodatuksen kautta. TT-laitteen käyttäjä voi vaikuttaa näistä kolmesta tyypillisesti ainoastaan kVp –valintaan. Tietyillä kuvausarvoilla (kVp-tasolla) lopullisen TT-kuvan kontrasti (eli harmaasävyjen ero) tarkasteltavien kudosten välillä riippuu siten kudosten vaimennuseroista toisiinsa nähden. Käytännössä kudosten vaimennusarvot eivät ole vakioita, vaan vaihtelevat merkittävästikin fysiologisista ja muista yksilöllisistä ja ajallisista eroista johtuen. Tästä syystä tarkasteltavien kudosten välinen kontrastikin vaihtelee eri potilailla ja eri alueilta tarkasteltuna, vaikka vertailussa tarkasteltavana olisivatkin samat kudostyypit.

Kuvanlaadun ja annoksen suhde

Kvantitatiivista TT-kuvan laatua voidaan kuvata yksinkertaisimmin kohinan ja kontrastin avulla. Leikekuvasta rajatuista mielenkiintoalueista voidaan mitata tarkasteltavan kohteen kontrasti-kohinasuhde (CNR, contrast-to-noise ratio) taustaan tai toiseen tarkasteltavaan kohteeseen verrattuna. Kontrasti- kohinasuhde saadaan jakamalla mielenkiintoalueiden keskimääräinen intensiteetti (TT-lukuina HU-yksiköissä ilmaistuna) taustan intensiteetin keskihajonnalla (SD). Diagnostisesti mielenkiintoisten kohteiden kontrasti syntyy ko. kudosten vaimennuserojen mukaisesti. Kuvassa esiintyvä kohina (TT-lukujen keskihajontana kuvassa tietyltä mielenkiintoalueelta mitattuna) on kääntäen verrannollinen annoksen neliöjuureen eli kohina pienenee kertoimella 0,7 mikäli annos nostetaan kaksinkertaiseksi. Samalla tavalla kohinaan vaikuttaa valittu rekonstruktion leikepaksuus, joten lopullisen kuvan kohina pienenee kertoimella 0,7 mikäli leikepaksuus kaksinkertaistetaan. Selityksenä molemmissa on kuvanlaskentaan käytettävissä olevan vaimennusdatan määrän kasvaminen joko suuremman leikepaksuuden tai säteilyannoksen myötä. Putkivirta (mA) sekä putkivirran ja ajan tulo (mAs) ovat suoraan verrannollisia säteilyannokseen, joten mikäli mA –arvo kaksinkertaistuu myös annos kaksinkertaistuu. Säteilyannosta ja kuvan kohinaa säädetään siis paljolti mA(s)-valinnan sekä indikaation mukaisen rekonstruktion leikepaksuuden valinnan kautta.

Helikaalikuvauksessa käytettävän pitch –arvon määritelmä monileikelaitteilla on potilaspöydän siirtymä jaettuna säteilykeilan leveydellä (leikkeiden lukumäärä yhden rotaation aikana kertaa leikepaksuus). Pitch kasvaa, kun potilaspöydän liike yhden rotaation aikana kasvaa, mutta kuvauksessa käytetty leikemäärä ja leikepaksuus pidetään vakiona. Kuvassa pitch -arvo vaikuttaa pituus- eli z-suunnan resoluutioon helikaalikuvauksessa. Suurempi pitch heikentää jonkin verran tätä pituussuuntaista resoluutiota (täsmällisemmin ilmaistuna z-suunnan leikeprofiilin puoliarvoleveys kasvaa pitch -arvon kasvaessa). Mikäli laitteen käyttämä mA-arvo ei automaattisesti muutu pitchin muuttuessa, vaikuttaa pitch myös annokseen. Tällöin suurempi pitch merkitsee vastaavasti pienempää annosta.

Subjektiivista kuvanlaatua on vaikea laskea objektiivisesti

TT:n kuvanlaatu on aina jossain määrin epäspesifinen ja subjektiivinen kuvan informatiivisuuden mitta, jonka arvioijana on koulutettu asiantuntija. Tästä syystä kvantitatiiviset (objektiiviset) suureet kuten kontrasti kohinasuhde tai tietyllä tavalla määritetty havainnoinnin kvanttitehokkuus (DQE) eivät voi täysin kattaa kaikkia kuvan kliiniseen vaikuttavuuteen liittyviä tekijöitä, jotka ovat edellytyksenä oikean diagnoosin tekemiseen. Optimoinnin määrittely kuvanlaadun kautta edellyttää siis aina myös kokeneen havainnoijan osuutta, vaikka kvantitatiivisilla mittareilla voitaisiinkin määrittää objektiivisesti tiettyjä kuvan perusominaisuuksia. Tästä syystä kuvauksen optimointiin (annoksen minimointiin) käytännön työssä johtavia kuvausparametreja ei voida johtaa suoraan matemaattisista kaavoista ja soveltaa yleispätevästi kaikille kuvauspaikoille ja eri TT-laitteille.
Samalla laitteella ja vakiokuvausarvoilla suoritetuissa tutkimuksissa diagnostisesti riittävä kuvanlaatu voidaan sitoa tiettyyn kohinatasoon, mikäli kuvanlaskennassa käytetty rekonstruktiosuodatin säilyy myös samana. Samaan kuvanlaatuun tähtääviä likimääräisiä kohinatason määrityksiä voidaan tehdä myös eri kuvauslaitteille, mikäli röntgensäteilyn energia- ja suodatusvalinnat, kuvan kenttä- ja matriisikoko sekä rekonstruktiosuodatin vastaavat mahdollisimman tarkasti toisiaan. Tästä huolimatta mm. helikaalikuvauksessa käytettävien kuvadatan interpolointialgoritmien ja detektorin ominaisuuksien erot johtavat erilaiseen kuvanlaatuun, vaikka muut kuvausparametrit olisivatkin laitteiden välillä mahdollisimman identtisiä.

Potilaan säteilysuojaimet TT-kuvauksessa: vismuttia kuvausalueella, lyijyä sen ulkopuolella
Säteilysuojainten käyttö potilailla TT-tutkimuksissa on yleistynyt aiheeseen liittyvän tutkimustiedon lisääntyessä ja suojausmenetelmien kehittyessä. Säteilyn käytön optimoinnin kannalta suojaimilla on oma erityisroolinsa paikallisten, elinkohtaisten pinta-annosten minimoinnissa. Saataville on tullut myös uuden tyyppisiä, vismutti-latexseokseen perustuvia suojaimia. Keskeinen etu vismuttisuojainten kohdalla on se, että – toisin kuin lyijysuojaimia – niitä voidaan käyttää TT:ssä varsinaisella kuvausalueella primaarisäteilyn suojina ilman, että kuvien diagnostinen laatu kärsii paikallista pinta-artefaktaa lukuun ottamatta. Vismuttisuojaimia käytetään lähinnä potilaan silmien, kilpirauhasen ja rintojen suojaamiseen kuvausalueella. Suojaimen kuvaan tuottama artefakta kuitenkin rajoittaa vismuttisuojainten käyttöä mm. sinusten TT-kuvauksissa, joissa pintarakenteiden näkyvyys on diagnostiikan kannalta tärkeää.
Lyijysuojaimia käytetään kuvausalueen ulkopuolella suojaamaan potilasta sironneelta säteilyltä. Lyijy-kivessuojaimilla kivesten ekvivalenttiannosta voidaan pienentää abdomen/pelvis-alueen TT-tutkimuksissa lähes 90%. Myös kilpirauhasen suojaus sekä naisilla rintojen suojaus on perusteltua pään TT-tutkimuksissa, joissa sironneesta säteilystä rinnoille paikallisesti kertyvää pinta-annosta voidaan vähentää lyijysuojia käyttämällä potilaan geometriasta riippuen noin 50 %. Pitkä- ja kapeakaulaisilla potilailla suojausvaikutus on selvästi lyhyt- ja paksukaulaisia potilaita parempi suhteellisesti pienemmän kehon sisältä tulevan sironnan vuoksi. Kuvausalueen ulkopuolisten suojainten suhteellinen vaikutus potilaan efektiiviseen annokseen on kuitenkin yleensä melko vaatimaton. Esimerkiksi pään TT:ssä rintojen suojauksella potilaan efektiivinen annos pienenee alle prosentin. Suhteellinen annossäästö rintojen osalta on kuitenkin merkittävä.

mA-modulointi

Automaattinen putkivirran (mA) modulointi on monipuolistunut uudemmissa TT-laitteissa vaikuttaen myös osaltaan annoksen optimointiin. mA-moduloinnilla pyritään kompensoimaan kohteen geometriasta ja kudosrakenteesta johtuvat erot säteilyn vaimennuksessa, jotta kuvanlaatu (kohinataso) ja myös annosjakauma säilyisivät mahdollisimman vakiona läpi kuvausalueen. Tämä ei kuitenkaan ole diagnostisesti perusteltua, jos esimerkiksi primaarin kuvausalueen reunalla on voimakkaammin vaimentavia alueita, joilta riittää saada kohinaisempiakin kuvia. Tällöin kiinteiden mA-maksimiarvojen asettaminen moduloinnin reunaehdoiksi minimoi paikallisesti potilaan saamaa annosta tutkimuksen diagnostisen laadun kärsimättä.
Tehokkaimmillaan mA-modulointi vaikuttaa sekä angulaarisesti putken pyörähdyssuunnan (x-y-kuvaustaso) että potilaan pituussuunnan (z-akseli) mA-jakaumaan, jolloin kyseessä on 3D-modulointitekniikka. Monifaasitutkimuksissa mukana on vielä aikaulottuvuus, jolloin varjoaineen lisävaimennus tulee huomioida siten, ettei varjoainekuvaussarjojen annos moduloinnin säätämänä pääse turhaan kasvamaan.
Myös vismuttisuojat voivat johtaa modulointia harhaan, jos niiden vaikutus kertautuu suoraan moduloituun annostasoon. Esimerkiksi, jos mA-modulointi lasketaan scoutkuvan perusteella, suojat tulisi asettaa paikalleen vasta scoutkuvan jälkeen, jotta automatiikka ei nostaisi mA-tasoa (ja toteutuvaa potilaan annostasoa) suojan vaikutuksen kompensoimiseksi. Oikea menettely vismuttisuojien käytöstä mA-moduloinnin yhteydessä riippuu laitekohtaisesta modulointitekniikasta, joka on syytä varmistaa käyttökoulutuksen yhteydessä.

Koolla ja iällä on väliä

Lapsipotilailla edellytetään usein pienempää kuvan kohinatasoa suurempiin aikuispotilaisiin verrattuna, vaikka kysymys olisi samasta laitteesta, kuvausprotokollasta ja diagnostisesta tarkastelualueesta. Syinä ovat mm. tarkasteltavien elinten pienemmät mittasuhteet sekä eri kudoksia erottelevien rasvakerrosten puuttuminen, jotka aikuisilla ja suuremmilla potilailla toimivat etenkin vartalon TT-kuvauksissa kontrastia parantavina tekijöinä. Näin ollen eksponentiaalisen säteilyn vaimentumisen perusteella lasketut mA-arvot eivät useinkaan johda optimaaliseen lopputulokseen pienemmillä potilailla, vaikka kvantitatiivisesti tarkastellen kuvan kontrasti-kohinasuhde olisikin näin saatu vakioitua potilaan koosta riippumattomaksi. Vaikka lapsipotilaiden osalta edellytetäänkin aikuisia korkeampaa kuvanlaatua, voidaan säteilyannoksia (CTDIvol) silti alentaa pienimmillä lapsilla jopa neljäs- tai viidesosaan aikuisten tasoista. Vastaavasti suurilla aikuisilla voidaan tarvita kaksinkertaisia annostasoja normaaliaikuisiin verrattuna, vaikka kuvissa sallittaisiinkin normaaliaikuisten kuvia enemmän kohinaa. Kattava, potilaan koon vaikutuksen kuvanlaatuun huomioiva mA-säätö tai -modulaatio parantavat siten optimointia huomattavasti.

Optimointia voidaan tehostaa sovelluskohtaisilla tekniikoilla. Esimerkiksi sydämen TT-tutkimuksissa kuvauksen prospektiivisella tahdistuksella säteilyn käyttö rajoittuu pulssisyklin diastoliseen stabiiliin vaiheeseen, jolloin liikeartefaktan mahdollisuus lopullisessa kuvassa on pienimmillään. Säteilyn käytön optimoinnissa on syytä muistaa myös yksinkertaiset rajaavat menetelmät. Esimerkiksi pään TT-kuvauksissa gantryn kallistuskulmalla voidaan vähentää silmien säteilytystä, tutkimusindikaatiosta riippuen. Hyvin suunnitellut ja riittävän monipuoliset kuvausprotokollat ovat hyvänä perustana kliinisen käytön aikaiselle optimoinnille. Kokonaisuudessaan onnistunut TT-säteilyannosten optimointi edellyttää yhteistyötä röntgenhoitajien, radiologin, fyysikon ja laitteen käyttökouluttajan kesken. Varsinaisen käyttökoulutuksen lisäksi myös kuvausprotokollien määrittelyyn säteilyannoksen ja kuvanlaadun optimoimiseksi olisi syytä varata oma erillinen aikansa laitteen hankinnan ja päivitysten yhteydessä.

Kirjallisuutta

• Heggie JC, Kay JK, Lee WK. Importance in optimization of multi-slice computed tomography scan protocols. Australas Radiol. 2006 Jun;50(3):278-85.
• Kortesniemi M, Kiljunen T, Kangasmaki A. Radiation exposure in body computed tomography examinations of trauma patients. Phys Med Biol. 2006 Jun 21;51(12):3269-82.
• McCollough CH, Bruesewitz MR, Kofler JM Jr. CT dose reduction and dose management tools: overview of available options. Radiographics. 2006 Mar-Apr;26(2):503-12.
• Kortesniemi M. Vismutti suojaa TT-tutkimuksissa. Radiografia, 1/2006. p. 10-12.
• Mulkens TH, Bellinck P, Baeyaert M, Ghysen D, Van Dijck X, Mussen E, Venstermans C, Termote JL. Use of an automatic exposure control mechanism for dose optimization in multi-detector row CT examinations: clinical evaluation. Radiology. 2005 Oct;237(1):213-23.
• Kalra MK, Naz N, Rizzo SM, Blake MA. Computed tomography radiation dose optimization: scanning protocols and clinical applications of automatic exposure control. Curr Probl Diagn Radiol. 2005 Sep-Oct;34(5):171-81.
• Kalra MK, Maher MM, Toth TL, Schmidt B, Westerman BL, Morgan HT, Saini S. Techniques and applications of automatic tube current modulation for CT. Radiology. 2004 Dec;233(3):649-57.
• Vock P. CT dose reduction in children. Eur Radiol. 2005 Nov;15(11):2330-40.
• Radiation exposure in computed tomography, ed. H.D. Nagel, CTB Publications, 2002.
• W. A. Kalender, Computed Tomography, Publicis MCD Verlag, 2000
• Annals of the ICRP (Publication 87), Managing Patient Dose in Computed Tomography, Pergamon, 2000.
• STUK C-sarjan raportit, Säteilyturvallisuus ja laatu röntgendiagnostiikassa (www.stuk.fi)

MIKA KORTESNIEMI
Dosentti, sairaalafyysikko