Leikepaksuus magneettikuvauksen laadunvalvonnassa. Kandidaatintyö

Transkriptio

1 Leikepaksuus magneettikuvauksen laadunvalvonnassa Kandidaatintyö Lauri Lehmonen

2 Sisältö 1 Johdanto 1 2 Teoria Magneettikuvauksen perusteet Larmor-taajuus ja nettomagnetisaatio T 1 - ja T 2 -relaksaatioajat Kuvanmuodostus Leikepaksuus Leikepaksuuden tarkkuus Menetelmät Leikepaksuuden määritys ACR AAPM IEC NEMA Leikkeiden analysointi Tulokset 12 5 Pohdinta 13 6 Johtopäätökset 14 Viitteet 15

3 1 Johdanto Magneettikuvaus on pääasiassa lääketieteessä käytetty kuvantamismenetelmä, jota käytetään erilaisten sairausten ja oireiden diagnosointiin. Magneettikuvat ovat tyypillisesti leikekuvia, joiden yksi ominaisuus on paksuus. Epätarkka leikepaksuus johtaa heikentyneeseen erotuskykyyn kuvissa, ja siksi on tärkeää tietää millä tarkkuudella valittu leikepaksuus on saavutettu [4]. Tämän työn tarkoituksena on tarkastella, mitkä tekijät leikepaksuuden mittaamiseen vaikuttavat ja miten sen määrittäminen erilaisilla laadunvalvontamenetelmillä tapahtuu. HUS-Lastenklinikalla tehtiin syksyllä 2014 magneettikuvauslaitteen laatumittaukset, joiden perusteella on ACR:n (American College of Radiology) sekä AAPM:n (The American Association of Physicists in Medicine) ramppimenetelmää käyttäen laskettu arvio leikepaksuuden tarkkuudelle. Leikepaksuus on lisäksi laskettu IEC:n (International Electrotechnical Comission) ja NEMA:n (National Electrical Manufacturers Association) standardimenetelmällä ja eri menetelmien tuloksia on vertailtu keskenään. HUS-Kuvantaminen on käyttänyt ACR-fantomimittauksia osana omaa laadunvalvontaansa vuodesta Teoria 2.1 Magneettikuvauksen perusteet Magneettikuvauslaitteet koostuvat useista eri osista, joista tärkeimmät ovat vahvan homogeenisen magneettikentän tuottava magneetti, pienempiä magneettikenttiä luovat gradienttikelat sekä radiotaajuisen sähkömagneettisen signaalin lähetin ja vastaanotin. Tyypillisissä kuvauslaitteissa päämagneetin magneettivuon tiheys on joko 1.5 tai 3 teslaa. Tämän suuruisten magneettikenttien luomiseksi tarvitaan suprajohtavia materiaaleja. [9] Larmor-taajuus ja nettomagnetisaatio Magneettikuvien muodostaminen perustuu atomiytimien ydinmagneettiseen resonanssiin (Nuclear Magnetic Resonance, NMR). Vahvassa ulkoisessa magneettikentässä vety-ytimien magneettinen momentti kääntyy suhteessa kenttään. Vety-ytimien spinit ovat kvantittuneita ulkoisen magneettikentän vaikutuksesta, ja niillä on vain kak- 1

4 si mahdollista kvanttimekaanista tilaa: toinen enemmän kentän suuntaan ja toinen kenttää vastaan. Kuva 1: Magneettisen momentin prekessio ulkoisessa magneettikentässä B 0 kentän suunnassa. [9] Magneettinen momentti ei ole täysin kentän suuntainen tai sen vastainen, ja se prekessoi ympyräradalla kentän akselin ympäri, kuten on esitetty kuvassa 1. Johdetaan yhtälö taajuudelle, jolla vety-ydin värähtelee ulkoisessa magneettikentässä. Magneettinen momentti µ on suoraan verrannollinen liikemäärämomenttiin J: [9] µ = γj = γ I, (2.1) missä I on spinkvanttiluku, joka on protoneille 1 2, Diracin vakio ja γ ytimen gyromagneettinen suhde. Liikemäärämomentilla on 2I+1 eri vaihtoehtoa välillä I 1,... 0,... (I 1), I, joten vety-ytimillä on vain kaksi mahdollista tilaa, ± 1 2. Tilan energia ɛ on: ɛ = µ B = γ B, (2.2) missä B on magneettivuon tiheys. Energiaero kahden tilan välillä on silloin ɛ = ( ( )) γ B = γ B. (2.3) 2 De Broglien yhtälön mukaan aineaallon taajuus ω on suoraan verrannollinen sen energiaan ɛ = ω, (2.4) 2

5 jolloin saadaan prekession taajuus ω 0 = γ B 0 (2.5) ω 0 = γb 0. (2.6) Tätä kutsutaan Larmor-taajuudeksi, joka on jokaiselle atomille ominainen ja riippuu käytetyn magneettikentän magneettivuon tiheydestä. Kun vety-ytimiä on suuri joukko, niiden lukumäärä kummassakin tilassa noudattaa Boltzmannin jakaumaa: [9] ( ) N ylös ɛ = exp, (2.7) N alas k B T missä N ylös on niiden vety-ytimien lukumäärä, jotka ovat kääntyneet päämagneettikentän suuntaan ja N alas niiden vety-ytimen lukumäärä, jotka ovat kenttää vastaan. k B on Boltzmannin vakio ja T lämpötila. Ruumiinlämpötilassa ja kliinisillä magneettivuon tiheyksillä γ B 0 k B T, joten voidaan kirjoittaa: N ylös = 1 + γ B 0 N alas k B T (2.8) N ylijäämä = N ylös N alas = N yhteensä 2 γ B 0 k B T. (2.9) Tämä lukumääräero N ylijäämä synnyttää nettomagnetisaation M 0. Jos N yhteensä korvataan vety-ydintiheydellä ρ, saadaan M 0 tilavuusyksikköä kohti. Kun lisäksi tiedetään, että protonin magneettinen momentti on 1 /2γ, nettomagnetisaatio on: M 0 = ργ2 2 B 0 k B T. (2.10) Arvioimalla ihmispään olevan 80 %:sesti vettä ja tilavuudeltaan 1500 ml, on nettomagnetisaatio M 0 20µT, joka on riittävän suuri mitattavaksi. [9] Nettomagnetisaatio M 0 on hyvin pieni verrattuna kuvauslaitteen magneettivuon tiheyteen B 0. Nettomagnetisaatio voidaan virittää Larmor-taajuisella sähkömagneettisella signaalilla (RF-pulssilla), jolloin magnetisaatio saadaan kääntymään poikittain suhteessa B 0 :aan. M 0 :n indusoima Larmor-taajuinen signaali voidaan havaita magnetisaation palatessa takaisin tasapainotilaansa. Magneettikuvauksessa tätä signaalia käytetään kuvan muodostamiseen. [9] 3

6 2.1.2 T 1 - ja T 2 -relaksaatioajat RF-pulsseilla viritetyt vety-ytimet värähtelevät ulkoisessa magneettikentässä ajan, joka niillä kestää palautua takaisin tasapainoasemaansa. Tätä kutsutaan relaksaatioksi. Relaksaatio tapahtuu kahdella eri mekanismilla, jotka ovat pitkittäinen (T 1 ) ja poikittainen (T 2 ) relaksaatio. Kuva 2: T 1 - ja T 2 -relaksaatiot esitetty samassa kuvassa. [9] T 1 -relaksaatio on määritelty aikana, jossa nettomagnetisaation pitkittäinen komponetti palautuu 1-(1/e)-osaansa (noin 63 %) tasapainotilasta ennen RF-pulssia. Paikallisten magneettikenttien vaihtelut aiheuttavat spinien epävaiheistumisen, jolloin magnetisaation poikittainen komponentti heikkenee nollaan. T 2 -relaksaatio on aika, jossa poikittainen komponentti on heikentynyt 1/e-osaansa (noin 37 %) alkuperäisestä signaalista. [9] Relaksaatiot ovat toisistaan riippumattomia, mutta T 2 -relaksaatio tapahtuu T 1 - relaksaatiota paljon nopeammin. Relaksaatioajat ovat suuruusluokaltaan kymmenistä millisekunneista muutamaan tuhanteen millisekuntiin ja riippuvat kudoksesta sekä magneettivuon tiheydestä. Magneettikuvausparametreja valitessa voidaan päättää aika, jonka jälkeen kaikusignaali kerätään (kaikuaika, echo time, TE) ja aika, joka lähetettyjen RF-pulssien välillä on (toistoaika, repetition time, TR). Eri TE- ja TR-yhdistelmillä saadaan luotua kontrastieroja kudosten välille, kuten on esitetty kuvassa 3. [9] 4

7 Kuva 3: Magneettikuvaleikkeitä ihmisen päästä eri TR- ja TE-arvoilla. [9] Kuvanmuodostus Magneettikuvan muodostamiseksi on radioaajuisen signaalin havaitsemisen lisäksi tiedettävä, mistä se on peräisin. Tätä varten päämagneettikentän lisäksi käytetään pienempiä gradienttikenttiä, joiden voimakkuus riippuu sijainnista. Näin vety-ytimet eri paikoissa värähtelevät eri taajuudella kaavan (2.6) mukaisesti ja ne voidaan paikantaa. Taajuustasoon kerätyt kaikusignaalit voidaan muuntaa kuvan intensiteeteiksi käyttämällä Fourier n muunnosta. Alueista, joissa on suuri vety-ydintiheys, saadaan voimakas signaali. Eri kudosten välinen kontrastiero aiheutuu niiden eri T 1 - ja T 2 -vasteajasta sekä eroista vety-ydintiheyksissä. Havaittavia taajuussignaaleja luodaan pääasiassa kahdella eri kaikumekanismilla, jotka ovat spin-kaiku- ja gradientti-kaiku-sekvenssi. Sekvenssit on esitetty kuvassa 4. Gradientti-kaiku-sekvenssissä käytetään negatiivista gradienttia heti virityspulssin jälkeen, mikä nopeuttaa magnetisaation epävaiheistumista. Tämän jälkeen gradientti vaihdetaan positiiviseksi, minkä vaikutuksesta matalammalla kuin normaalilla Larmor-taajuudella prekessoivat spinit alkavat prekessoida korkeammalla taajuudella ja päinvastoin. Gradientin muutoksen vuoksi spinit alkavat uudelleenvaiheistua ja ne kaikki yhdessä synnyttävät gradientti-kaiun. [9] Spin-kaiku-sekvenssissä spinien annetaan epävaiheistua luonnollisesti 90 -virityspulssin jälkeen tietyn aikaa. Epävaiheistuneet spinit käännetään 180 -pulssilla, mikä ei vaikuta spinien prekessiotaajuuteen vaan kääntää ainostaan niiden vaihekulmat päinvastaisiksi. Vaiheen kääntäneen pulssin jälkeen spinit uudelleenvaiheistuvat ja synnyttävät spin-kaiun. [9] 5

8 Kuva 4: (a) Gradientti-kaiku-sekvenssi (b) spin-kaiku-sekvenssi. α tarkoittaa alle 90 virityskulmaa ja TE on kaikuaika (echo time). [9] 2.2 Leikepaksuus Kaksiulotteinen magneettikuva koostuu pikseleistä, jotka vastaavat pienten kolmiulotteisten tilavuusalkioiden, vokselien, NMR-signaaleja. Pikseli on vokselin tasoprojektio leiketasossa. Kuvilla on aina myös kolmas ulottuvuus, leikepaksuus, joka vastaa vokselin korkeutta. Kaksiulotteinen leike edustaa kolmiulotteista kuvauskohdetta ja ei siis ole projektio toisin kuin röntgenkuvauksessa [9]. Leikepaksuus riippuu pääasiassa käytettyjen gradienttikenttien voimakkuudesta ja virityssignaalin kaistanleveydestä. Suuremmalla gradientilla ja pidempikestoisella radiopulssilla saadaan kapeampia leikkeitä. Johdetaan kaava leikepaksuudelle [9]. Leikkeen sijainti suhteessa kuvauslaitteen isosentriin on z = f 1 f 0 γg z, (2.11) missä f 1 on Larmor-taajuus paikassa z, f 0 Larmor-taajuus isosentrissa ja G z päämagneettikentän suuntainen gradienttikenttä paikassa z. 100 mm leikesiirtymä 5 mtm -1 6

9 gradientilla vaatii noin 20 khz taajuussiirtymän. Leikepaksuus on: leikepaksuus = RF-pulssin kaistanleveys γg z. (2.12) Leikepaksuus määritellään leikeprofiilin puoliarvonleveytenä (full width at half maximum, FWHM). Leikeprofiili on esitetty kuvassa 5 kanttiaaltona, mutta todellisuudessa sen reunat eivät ole täysin pystysuorat, joten FWHM-arvo on approksimaatio leikepaksuudelle. Kuva 5: Leikepaksuuden riippuvuus (a) käytetyn gradientin voimakkuudesta ja (b) RF-pulssin kaistanleveydestä. [9] Leikepaksuuden tarkkuus Magneettikuvauksessa leikepaksuus voidaan valita eri kuvaussekvessejä varten. On tärkeää, että valittu paksuus vastaa kuvatun leikkeen todellista paksuutta. Virhe oletetun ja todellisen leikepaksuuden välillä johtaa virheisiin muodostetuissa kuvissa eivätkä ne tällöin ole luotettavia. Kuvanlaadun varmistus on tärkeä osa mag- 7

10 neettikuvausta ja sitä varten on kehitetty erilaisia laadunvalvontamentelmiä. Tässä työssä tarkastellaan leikepaksuuden tarkkuuden mittaamista eri menetelmillä. NMR-signaalin voimakkuus on suoraan verrannollinen leikepaksuuteen, jolloin liian pieni leikepaksuus voi johtaa heikentyneeseen signaali-kohinasuhteeseen magneettikuvassa [8]. Liian suuri leikepaksuus voi vastaavasti aiheuttaa osittaistilavuusartefaktoja, jotka heikentävät kudosten välisiä kontrastieroja. Useita leikkeitä kuvattaessa voi epätarkka leikepaksuus aiheuttaa leikkeiden päällekkäisyyttä [11]. Tämän lisäksi käytetyn homogeenisen magneettikentän ja gradienttikentän epähomogeenisuus sekä RF-kentän epähomogeenisuus vaikuttavat leikepaksuuteen. [8, 11] 3 Menetelmät Yleisin keino leikepaksuuden määrittämiseen on kuvata muovista nestetäytteistä fantomia ja sen sisäisten rakenteiden avulla arvioida leikepaksuutta. Tavallisimmat fantomin rakenteeseen perustuvat menetelmät ovat ramppi- ja kiilamenetelmä [1, 2]. Nimet tulevat suoraan itse rakenteista. Kuva 6: Leikepaksuuden määrittäminen kiila- ja ramppimenetelmällä. Kulma α on kiilan/rampin ja leiketason välinen kulma. (a) Näkymä fantomista kohtisuorassa leiketasoon nähden. (b) a:ta vastaavat leikekuvat. (c) Leikkeitä vastaavat digitaaliset signaalit. ERF (Edge Response -funktio) on leikeprofiilin integraali z-suunnassa [10]. [9] Kiilat ja rampit ovat molemmat leikkeen tasossa nousevia rakenteita. Molempia 8

11 rakenteita käytettäessä määritetään leikeprofiilin FWHM-arvo, jolloin leikepaksuus on: leikepaksuus = FWHM tan α. (3.1) Rampit ovat joko NMR-signaalin tuottavia tai tuottamattomia. Lasinen ramppi veden ympäröimänä on esimerkki signaalia tuottamattomasta rampista. Rampin poikkileikkeestä syntyy skaalattu kuva kuvatasossa. Skaalaus riippuu kulmasta α ja se korjataan kertomalla FWHM-arvo kulman tangentilla (3.1). Jos kulma on esimerkiksi 5.71, skaalaus on kymmenkertainen. Tällainen kulma on ACR:n fantomissa [4]. Ramppimenetelmä on riittävä leikepaksuuksille, jotka ovat vähintään noin 1 3 rampin paksuudesta. Pienemmille leikepaksuuksille saadaan liian suuri arvio, mikä aiheutuu rampin paksuuden ja leikeprofiilin välisestä konvoluutio-ilmiöstä. [9] Kiiloja voidaan käyttää alle 5 mm paksuisten leikkeiden paksuuden määrittämiseen. Leikeprofiilin FWHM-arvo saadaan ottamalla derivaatta saadusta Edge Response -funktiosta, mikä on esitetty kuvassa 6. Kiilamenetelmä vaatii korkean signaalikohinasuhteen. [9] Sekä ramppeja että kiiloja käytettäessä on tavallista käyttää kahta ristikkäistä rakennetta, jolloin minimoidaan virhe fantomin asettelussa. Yleinen approksimaatio leikepaksuudelle on tällöin laskea kahden leikepaksuuden geometrinen keskiarvo: leikepaksuus = leikepaksuus 1 leikepaksuus 2. (3.2) Kahden rampin tai kiilan leikepaksuuden määrittämiselle on olemassa myös eri asiantuntijajärjestöjen menetelmiä, joita tarkastellaan seuraavaksi. 3.1 Leikepaksuuden määritys ACR ACR on yhdysvaltalainen radiologian alan asiantuntijajärjestö, joka on yhteistyössä yliopistojen ja klinikoiden kanssa kehittänyt alan sovelluksiin, myös magneettikuvaukseen, liittyviä diagnoosi- ja hoitomenetelmäehdotuksia, teknisiä ja toiminnallisia ohjeistuksia sekä akkreditointiohjelman. Akkreditoinnilla tarkoitetaan pätevyyden toteamista. ACR-akkreditoidut kuvausyksiköt täyttävät Yhdysvalloissa ACR:n asettamat vaatimukset magneettikuvauslaitteistoille. Leikepaksuuden tarkkuus on osa akkreditointiohjelmaa. HUS-Lastenklinikan laatumittauksissa magneettikuvauslaitteella kuvattiin ACR:n määrittelemää fantomia tässä luvussa esiteltävän mene- 9

12 telmän mukaisesti. Fantomista kuvattiin ensin yksi sagittaalinen leike, jota käytettiin suunnittelukuvana muille neljälle aksiaaliselle kuvasarjalle. Laatumittauksissa kuvatut ACR:n mukaiset sekvenssit on esitetty taulukossa 1. Sekvenssin Kuva-ala Keräysmatriisin nimi (mm 2 ) koko Suunta TE (ms) TR (ms) Paksuus (mm) Localizer 250x x256 Sagittaalinen ACR T1 250x x256 Aksiaalinen ACR T2 250x x256 Aksiaalinen 20/ Site T1 * * Aksiaalinen * * 5 Site T2 * * Aksiaalinen * * 5 Taulukko 1: Kuvattavat ja kuvausparametrit. * tarkoittaa kuvausyksikön omia, normaaleja pään magneettikuvaukseen käytettäviä arvoja. [5] Aksiaalisissa kuvasarjoissa kuvataan kussakin 11 leikettä. Kaksi sarjoista kuvataan ACR:n määrittämillä kuvausparametreilla ja toiset kaksi kuvausyksikön omilla, tyypillisesti käytössä olevilla pään magneettikuvauksen parametreilla. Tässä työssä käytetyt ACR-fantomilla kuvatut leikkeet on esitetty kuvassa 7. Leikekuvien avulla analysoidaan kuvauslaitteen ominaisuuksia, joista yksi on leikepaksuus [4]. Leikepaksuus arvioidaan molempien ACR-sarjojen ensimmäisestä leikkeestä, joka on kuvassa 7 ylimmällä rivillä keskellä. Tarkoitus on määrittää, millä tarkkuudella mitattu arvo vastaa valittua arvoa. 5 mm paksuisille leikkeille ACR sallii ± 0.7 mm virheen. Suurempi tai pienempi vaihteluväli leikepaksuudessa tarkoittaa, että kuvauslaite tuottaa kuvia, joiden paksuus eroaa merkittävästi valitusta arvosta. ACR käyttää leikepaksuuden määrittämiseen ramppimenetelmää, jossa fantomiin on leikattu kaksi 1 mm paksuista leiketasossa nousevaa ramppia. Rampit ovat signaalin tuottavia ja sisältävät kalsium- ja nikkelikloridia [4]. Ramppien pituus kuvassa riippuu suoraan leikepaksuudesta ja nousukulmasta (10:1) leiketasoon nähden. Rampit ovat fantomin sisällä ristikkäin toisiinsa nähden. Kahden ristikkäin asetetetun rampin käyttö minimoi mahdolliset fantomin asettelusta aiheutuvat virheet [1, 4]. ACR-menetelmässä idea on määrittää ramppien keskiarvonleveydet ja niiden painotetun keskiarvon avulla arvio leikepaksuudelle: leikepaksuus = 0.2 (x 1 x 2 ) (x 1 + x 2 ), (3.3) missä x 1 ja x 2 ovat kuvassa 8 esitettyjen ramppien leveydet millimetreinä ja kerroin 0.2 aiheutuu rampin nousukulmasta. 10

13 Kuva 7: ACR-fantomilla kuvattu sagittaalinen suunnittelukuva seka ACR T1 -sekvenssi. Suunnittelukuva vasemmassa yla kulmassa, loput 11 aksiaalisia leiketta kuvausja rjestyksessa. [5] AAPM AAPM on yhdysvaltalainen la a ketieteellisen alan fyysikoiden ammattija rjesto, joka on perustettu vuonna AAPM:n raportti 121 vuodelta 2010 sisa lta a erilaisia magneettikuvauksen laadunvalvontaan liittyvia yleisia menetelmia ottamatta kantaa eri laitteiden valmistajiin. AAPM:n mukainen leikepaksuuden ma a ritta minen 11

14 Kuva 8: Mallikuva rampin leveyden määrittämisestä ensimmäisestä aksiaalisesta leikkeestä. [4] ramppi- tai kiilamenetelmällä noudattaa yleisesti kaavaa [1, 2, 11]: leikepaksuus = (a + b) cos φ + (a + b) 2 cos 2 φ + 4ab sin 2 φ, (3.4) 2 sin φ missä a ja b ovat ramppien signaalien puoliarvonleveydet ja φ on rampin ja leiketason välinen kulma. Kun φ on 90 yhtälö redusoituu kaavaksi 3.2 [1, 2]. ACR-fantomissa vastaava kulma φ on noin 5.71, sijoittamalla se kaavaan (3.4) ja jakamalla kymmenellä saadaan sama yhtälö (3.3), jota ACR käyttää. [1, 3, 4] IEC IEC on kansainvälinen sähkötekniikan alan standardijärjestö, jonka tunnetuimmat standardit liittyvät erilaisiin sähkölaitteisiin. IEC standardi vuodelta 2007 määrittää leikepaksuuden mittaamisen kaksiulotteisessa magneettikuvauksessa kahden NMR-signaalin tuottavan rampin avulla. Standardi määrittää myös menetelmän testiobjektin kiertymisestä aiheutuvan virheen korjaamiseen. Kuvattavan testiobjektin ramppien ja leiketason välisen kulman α tulee olla Intensiteettiprofiilin reunat, s, kasvavat suhteessa puoliarvonleveyteen, kun rampin paksuutta kasvatetaan. Standardin mukaan rampin paksuuden p on oltava p FWHM/5, (3.5) 12

15 jotta suhde FWHM/tan α on vähintään viisi [7]. 5 mm leikepaksuudella rampin on siis oltava enintään 1 mm paksuinen. Leikeprofiili ja leikepaksuus riippuvat käytetyn pulssisekvenssin tyypistä, RF-pulssin muodosta ja testiobjektin signaalimateriaalin T 1 -vasteajasta. Pulssisekvenssin on oltava standardin mukaan seuraavanlainen: Kuvaussekvenssin tulee olla kaksiulotteinen spin-kaiku-sekvenssi, joka on keskitetty kuvauslaitteen isosentriin + / 30 mm Kuvatason tulee olla aksiaalinen, sagittaalinen tai koronaalinen Käytetty TR = 1000 ms tai 3 T 1 signaalin tuottavasta aineesta, se kumpi on suurempi Käytetty TE = 30 ms tai 1 3T 2 signaalin tuottavasta aineesta, se kumpi on pienempi Kaistanleveyden pikseliä kohti tulee olla (100 ± 3) Hz Keräysmatriisin koon on oltava 256x256 Leikepaksuuden on oltava 5 mm Keräysmatriisin koko tulee valita siten, että leikepaksuuden määrittämiseen käytettävä alue on vähintään 20 pikseliä Signaalin keskiarvoistaminen on sallittu Myös 3 mm leikepaksuuden käyttö on mahdollista, jos ehto leikepaksuuden määrittämiseen käytetystä pikselialueesta toteutuu. [7] Leikepaksuus määritetään leikekuvan pikseli-intensiteetin avulla rampin noususuunnassa. Pikseli-intensiteetin puoliarvonleveys määritetään lineaarisesti kuvasta 9 interpoloimalla. Leikepaksuus on FWHM-arvon ja kulman tan α tulo. [7] Ero ramppien antaman leikepaksuuden välillä tulee standardin mukaan olla alle 10 %. Suurin virhe leikepaksuuden määrityksessä syntyy, jos testiobjekti on kiertynyt y-akselin suuntaan, koska se muuttaa kulmaa α, kuten on esitetty kuvassa 10. Esimerkiksi, jos rampin nousukulma on 1:5, vain yhden asteen kiertymä aiheuttaa 9 % virheen kulmaan α ja leikepaksuuteen. [7] Kiertymä θ määritetään ramppien avulla määritettyjen leikepaksuuksien w 1 ja w 2 avulla: jolloin korjattu leikepaksuus on: ( ) θ = sin 1 (w2 w 1 ) (w 2 + w 1 ) sin(2α) /2, (3.6) leikepaksuus = w 1 tan(α + θ). (3.7) 13

16 Kuva 9: Signaalin intensiteettiprofiili ja ramppimenetelmä. 1. Leiketaso 2. Fantomin rakenne 3. Signaalin tuottava ramppi. Y-akseli on kuvassa kohtisuorassa x- ja z-akselia vastaan. [7] Kuva 10: Testiobjektin asettelussa aiheutuneen kiertymän korjaus. [7] Vaihtoehtoisesti käyttämällä geometrista keskiarvoa saadaan approksimaatio leikepaksuudelle: leikepaksuus = w 1 w 2 tan(α). (3.8) 14

17 3.1.4 NEMA NEMA, joka on perustettu vuonna 1926, on sähkötarvikkeiden ja lääketieteellisten kuvantamislaitteiden valmistajien järjestö Yhdysvalloissa. NEMA:n standardissa MS-5 vuodelta 2010 määritetään leikepaksuuden mittaaminen ramppi- ja kiilamenetelmällä. Leikepaksuuden määritykseen käytettävällä kuvaussekvenssillä on seuraavat vaatimukset: [10] Kuvaussekvenssin tulee olla yksittäinen spin-kaiku-sekvenssi tyypillisellä kliinisessä käytössä olevalla TE-arvolla TR 3T 1 signaalin tuottavasta aineesta Leikepaksuudeksi tulee valita yleisesti käytössä oleva sekä ohuin kliinisessä käytössä oleva leikepaksuus Sekvenssin tulee olla monileike-sekvenssi, jossa on vähintään kolme leikettä, joiden leikeprofiilien keskikohdat ovat vähintään kaksi kertaa nimellisen leikepaksuuden päässä toisistaan Muutoin leikepaksuus ramppimenetelmällä ja fantomin asettelussa syntynyt virhe, kulma θ, määritetään samalla tavoin kuin IEC:n standardissa kohdassa Leikkeiden analysointi Leikepaksuuden määritystä varten leikekuvista on tässä työssä määritetty joko suoraan rampin leveys tai sen intensiteetti-profiili. Molemmat mittaukset on tehty käyttäen ImageJ-analyysiohjelmaa (National Institute of Health, 2004). Leikekuvat on analysoitu ACR:n ohjeen mukaan seuraavasti: [4]: Leikekuva suurennetaan nelinkertaiseksi Kuva ikkunoidaan siten, että rampit erottuvat täysin ruudulla Kummankin rampin kohdalle asetetaan suorakulmion muotoinen alue ja niiden signaalikeskiarvo mitataan Kuva ikkunoidaan uudestaan siten, että kuvan display level on puolet signaalikeskiarvosta ja display window asetetaan pienimpään mahdolliseen arvoon Kuvasta mitataan rampin leveys mittaustyökalulla Ikkunoinnin avulla ramppien reunat saadaan erottumaan selkeämmin. Kuvista on tämän jälkeen mitattu ramppien leveydet ja intensiteettiprofiilit ImageJ-ohjelman measure-työkalulla. Intensiteettiprofiilien puoliarvonleveydet on laskettu käyttämällä Matlab-funktiota [6]. 15

18 Kuva 11: ACR T 1 -sekvenssin ensimmäisen aksiaalileikkeen ikkunointi ACR:n ohjeen mukaisesti ImageJ-ohjelmalla. 4 Tulokset Syksyllä 2014 tehtyjen HUS-Kuvantamisen magneettikuvauslaitteen laatumittausten perusteella on laskettu arvio leikepaksuudelle käyttämällä luvussa 3 esiteltyjä menetelmiä. ACR ja AAPM laskevat leikepaksuuden ACR-fantomin tapauksessa keskenään samalla tavalla samoin kuin IEC ja NEMA. Leikupaksuus on määritetty sekä ACR- ja AAPM-menetelmällä että IEC- ja NEMA-menetelmällä. ACR-menetelmän mukaisten taulukossa 1 esitetyt kuvaussekvenssin TE- ja TR-ajat eivät toteuta IEC:n vaatimuksia. ACR-fantomin rampin nousukulma α ei myöskään ole IEC:n standardin vaatimalla vaihteluvälillä. Leikekuvista on kuitenkin määritetty ramppien puoliarvonleveydet ja niiden avulla arvio leikepaksuudelle standardimenetelmällä. ACR-sekvenssien ja Site T 1 -sekvenssien intensiteettiprofiilit ovat tasaisia, kuten kuvassa 12, ja puoliarvonleveyden määritys on helppoa. Site T 2 -sekvenssin profiilit ovat kulmikkaampia ja puoliarvonleveyden määritys epätarkempaa. Lasketaan esimerkkinä ACR T 1 -sekvenssin leikepaksuus molemmilla menetelmillä. ACR T 1 -sekvenssin leikepaksuus kaavan (3.3) mukaan on: leikepaksuus = 0.2 ( ) ( ) = 5.04 mm. (4.1) 16

19 Kuva 12: Intensiteettiprofiili, ACR T 1 ylempi ramppi. Kuva 13: Intensiteettiprofiili, Site T 2 ylempi ramppi. Standardimenetelmän mukainen kulma θ saadaan kaavan (3.6) avulla: θ = sin 1 ( ( ) ) sin( ) /2 = (4.2) 17

20 Korjattu leikepaksuus yhdistämällä kaavat (3.7) ja (3.8) on: leikepaksuus = tan( ) = 5.04 mm. (4.3) Kaikkien sekvenssien tulokset on koottu taulukkoon 2. Sekvenssi Leikepaksuus (mm) ACR ja AAPM IEC ja NEMA ACR T ACR T Site T Site T Taulukko 2: ACR- ja AAPM-menetelmällä sekä IEC- ja NEMA-menetelmällä määritetyt leikepaksuudet. 5 Pohdinta Leikepaksuuden määrittämiseen vaikuttaa suuressa osin leikekuvien kuvanlaatu. Kuvassa 8 on esitetty, miten rampin leveys mitataan. Leveyden mittaaminen ImageJohjelmalla onnistui melko tarkasti ikkunoinnin ansiosta, kuten kuvasta 11 havaitaan. Leikepaksuudelle lasketut tulokset riippuvat siitä, mistä kohtaa ramppia sen intensiteettiprofiili on mitattu. Erot eri kohdista lasketuille leikepaksuuksille ovat ±0.17 mm. Samoin määritettäessä rampin leveyttä suoraan leikkeistä erot vaihtelevat ±0.19 mm. Taulukossa 2 esitetyt arvot ovat keskiarvoja kolmella eri kerralla lasketuista tuloksista. Tulosten tarkkuuttaa olisi mahdollista parantaa, jos rampin leveys ja intensiteettiprofiili mitattaisiin keskiarvoina koko rampin paksuuden matkalta, samalla tavoin kuin kuvassa 11 on tehty leikkeen ikkunoinnin tapauksessa. Tällöin rampin reunan epätasaisuus ei vaikuttaisi määritettyyn leikepaksuuteen yhtä paljoa. ACR-fantomia käytettäessä leikepaksuuden määritys on kätevä tehdä ACR:n oman menetelmän mukaisesti. Leikepaksuuden määritys tehdään ACR:n ohjeen mukaan suoraan magneettikuvauslaitteen omalla analysointityökalulla, joten paksuus on nopea määrittää. Standardimenetelmillä leikkeiden analysointi tehdään erikseen. Standardien ohjeet ovat yleisempiä, eivätkä rajaa niin tarkasti testiobjektia, muuten kuin ramppien tai kiilojen rakenteen osalta. Standardeissa kuvaussekvenssin parametreilla on kuitenkin tarkat vaatimukset. 18

21 6 Johtopäätökset ACR-menetelmän mukaisten kuvien avulla arvioidut leikepaksuuden arvot sekä ACRja AAPM-menetelmällä että IEC- ja NEMA-menetelmällä ovat keskenään hyvin vastaavia eri kuvaussekvensseille. Menetelmillä ei laskettujen tulosten perusteella ole havaittavaa eroa leikepaksuuden tarkkuudessa. Jos magneettikuvauslaitteen laatumittaukset tehdään fantomilla, jolle ei valmiiksi ole omaa analysointiohjetta, ovat IEC:n ja NEMA:n standardimentelmät tarkkoja ja luotettavia keinoja leikepaksuuden määrittämiseen. ACR-fantomia käytettäessä standardimenetelmillä ei saavuteta etua ACR:n omaan menetelmään nähden. 19

22 Viitteet [1] The American Association of Physicists in Medicine, Acceptance Testing and Quality Assurance Procedures for Magnetic Resonance Imaging Facilities (2010) (viitattu ) [2] The American Association of Physicist in Medicine, Quality Assurance Methods And Phantoms For Magnetic Resonance Imaging (1990) (viitattu ) [3] The American Association of Physicists in Medicine, Overview of the ACR MRI Accreditation Phantom (1999) (viitattu ) [4] American College of Radiology, Phantom Test Guidance (2005) LargePhantomGuidance.pdf (viitattu ) [5] American College of Radiology, Site Scanning Instructions for Use of The MR Phantom for the ACR TM MRI Accreditation Program (2004) LargePhantomInstructions.pdf (viitattu ) [6] Egan, fwhm (2006) (viitattu ) [7] International Electrotechnical Comission, International Standard, Magnetic resonance equipment for medical imaging - Part 1: Determination of essential image quality parameters (IEC , 2007) [8] Lerski, McRobbie, EUROSPIN II. Magnetic resonance quality assessment test objects. Instruction for use (Diagnostic Sonar LTD, 1992) [9] McRobbie, Moore, Graves ja Prince, MRI From Picture to Proton, 2nd Edition (Cambridge University Press, Cambridge, 2007) [10] National Electrical Manufacturers Association, Determination of Slice Thickness in Diagnostic Magnetic Resonance Imaging (NEMA Standards Publication MS ) 20

23 [11] Vermiglio, Acri, Testagrossa, Causa, Tripei, Procedures for Evaluation of Slice Thickness in Medical Imaging Systems (University of Messina, Messina, 2011) (viitattu ) 21