Magneettikuvauslaitteet, niiden käyttö ja turvallisuus Suomessa 1993

STUK-A111 HEINÄKUU 1993 Magneettikuvauslaitteet, niiden käyttö ja turvallisuus Suomessa 1993 L. Huurto, K. Jokela, A. Servomaa K.--^ v ^ '. ^_ Bli _ 5TUK SÄTEILYTURVAKESKUS Strölsäkerhetscentralen Finnish Centre for Radiation and Nu^Jear Safety

STUK-A111 HEINÄKUU 1993 Magneettikuvauslaitteet, niiden käyttö ja turvallisuus Suomessa 1993 L. Huurto, K. Jokela, A. Servomaa SÄTEILYTURVAKESKUS PL 268, 00101 HELSINKI Puh. (90) 708 21

ISBN 951-47-7810-3 ISSN 0781-1705 Painatuskeskus Oy Helsinki 1993 Myynti: Painatuskeskus Oy Valtikka kirjakaupat ja postimyynti PL 516, 00101 HELSINKI Puh. (90) 566 01

STUK-A111 SÄTEILYTURVAKESKUS HUURTO l, JOKELA K SERVOMAA A Magneettikuvauslaitteet, niiden käyttöjä turvallisuus Suomessa 1993. Helsinki 1993, 64 s + liitteet 4 s. ISBN 951-47-7810-3 ISSN 0781-1705 Avainsanat Magneettikuvaus, biologiset vaikutukset, turvallisuus, suositukset. TIIVISTELMÄ Magneettikuvaus on diagnostissa lääketieteessä uusi tutkimusmenentelmä, jonka suosio on kasvanut voimakkaasti viime vuosina myös Suomessa. Magneettikuvauksessa käytettävien sähkömagneettisten kenttien aiheuttaman altistuksen vaikutukset ovat luonteeltaan aivan eri tyyppisiä kuin röntgensäteilyn vaikutukset. Tässä raportissa selostetaan magneettikuvaukseen liittyvää fysiikkaa ja tekniikkaa sekä käydään lyhyesti läpi magneettikenttien biologisia vaikutuksia ja magneettikuvauslaitteiden käyttöön liittyvät vaaratekijät. Lisäksi esitetään yhteenveto tärkeimmistä ulkomaisista ja kansainvälisistä suosituksista sekä siitä, miten turvallisuuteen liittyvät seikat on otettu huomioon suomalaisissa magneettikuvausyksiköissä. Lopuksi annetaan ohjeelliset suositukset magneettikuvauksen aiheuttaman altistuksen rajoittamiseksi ja käytön turvallisuuden varmistamiseksi. Raportissa ei esitellä magneettikuvauksen diagnostisia sovellutuksia, eikä oteta kantaa kliinisiin eikä taloudellisiin näkökohtiin. 3

SÄTEILYTURVAKESKUS STUK-A111 HUURTO L, JOKELA K, SERVOMAA A. Magnetic resonance imaging equipments, their use and safety in Finland 1993. Helsinki 1993, 64 p + 4 app. ISBN 951-47-7810-3 ISSN 0781-1705 Key words magnetic resonance imaging, biological effects, safety, recommendations SUMMARY Magnetic resonance imaging (MRI) is a new examination technique used in diagnostic medicine. Its use has increased notably during the last few years in Finland, too. The biological effects of electromagnetic fields used in MRI are quite different from the effects of x-rays. This report introduces the physics and the techniques of MRI; the biological effects of magnetic fields and the hazards associated with the use of MRI systems are briefly discussed. The major national and international recommendations are summarized, too. Furthermore, a description is given how safety aspects are considered in Finnish MRI units. Finally, recommendations are given to restrict the exposure caused by MRI and to ensure the safe use of MRI. Diagnostic applications and clinical or economic aspects fall outside the scope of this report. 4

STUK-A111 SÄTEILYTURVAKESKUS SISÄLLYSLUETTELO Sivu TIIVISTELMÄ 3 SUMMARY 4 1 JOHDANTO 7 2 FYSIKAALINEN TAUSTA 8 2.1 Ydinmagneettinen resonanssi 8 2.2 Relaksaatioajat T l ja T 2 11 2.2.1 ^-relaksaatio 12 2.2.2 T 2 -relaksaatio 12 2.3 Relaksaatioaikoihin vaikuttavia tekijöitä 14 3 LAITETEKNIIKKA 16 3.1 Yleistä 16 3.2 Staattinen magneetti 16 3.3 Gradienttikelat 19 3.4 RF-kelat 19 4 MAGNEETTIKUVAUKSEN PERIAATE 21 4.1 Signaalin paikannus ja kuvanmuodostus 21 4.2 Kuvaussekvenssit 22 4.2.1 Kyllästymispalautumissekvenssi 22 4.2.2 Käänteispalautumissekvenssi 22 4.2.3 Spinkaiku 23 4.2.4 Nopeat kuvaussekvenssit 25 5 MAGNEETTIKUVAUKSEN TURVALLISUUS 26 5.1 Yleistä 26 5.2 Biologiset vaikutukset 27 5.2.1 Staattinen magneettikenttä 27 5.2.2 Gradienttikentät 30 5.2.3 Radiotaajuinen säteily 33 5.3 Epäsuorat vaikutukset 35 5.3.1 Implantit ja vierasesineet 35 5.3.2 Magneettinen vetovoima 36 5.3.3 Palovammat 37 5.4 Muuta huomioonotettavaa 38

SÄTEILYTURVAKESKUS STUK-Alll 6 MAGNEETTIKUVAUSTA KOSKEVAT KANSAINVÄLISET SUOSITUKSET 40 6.1 Altistuksen rajoittamisen periaatteet 40 6.2 Potilaita koskevat altistusrajat 42 6.2.1 Staattinen magneettikenttä 42 6.2.2 Gradienttikenttien muutosnopeudet 43 6.2.3 Radiotaajuinen säteily 44 6.3 Muita suosituksia 45 6.4 Työntekijöitä ja väestöä koskevat altistusrajat 7 MAGNEETTIKUVAUSLAnTEIDEN KÄYTTÖ SUOMESSA 49 7.1 Laitekanta 49 7.2 Turvallisuuteen liittyvät tekniset järjestelyt 51 7.3 Potilaan altistus 52 7.4 Potilaan valvonta 52 7.5 Lasten ja raskaana olevien naisten tutkimukset 53 7.6 Muut riskiryhmät 55 7.7 Vaaratilanteita 55 7.8 Laadunvalvonta 56 8 MAGNEETTIKUVAUSLArrTEIDEN KÄYTTÖÄ KOSKEVIA TURVALLISUUSOHJEITA 57 9 LÄHDELUETTELO 59 LIITE 1 VALVOTUISSA OLOISSA SÄTEILYLLE ALTISTUVIIN HENKILÖIHIN SOVELLETTAVAT KENTÄNVOIMAKKUUDEN NIMELLISARVOT (STMp 1474/91) LIITE 2 VÄESTÖÄ KOSKEVAT KENTÄNVOIMAKKUUDEN ENIMMÄISARVOT (STMp 1474/91) LIITE 3 NRPB:N SUOSITUKSET SÄHKÖ- JA MAGNEETTIKENTTIEN AIHEUTTAMAN ALTISTUKSEN RAJOITTAMISEKSI 6

STUK-A111 SÄTEILYTURV.UCESKUS 1 JOHDANTO Magneettikuvaus on lääketieteellinen tutkimusmenetelmä, jolla voidaan muodostaa poikkileikkauskuvia ihmiskehosta. Magneettikuvaus on suhteellisen uusi kuvantamismenetelmä: Ensimmäiset tällä tekniikalla tehdyt kuvaukset tehtiin 1974-1978 ja markkinoille laitteet tulivat 1980-luvun alkupuolella. Magneettikuvausta pidetään haitattomana tutkimusmenetelmänä ennen muuta siksi, että se ei vaadi ionisoivan säteilyn käyttöä kuten röntgenkuvaus tai isotooppitutkimus. Samalla se tarjoaa monipuolisia tutkimusmahdollisuuksia. Magneettikuvauslaitteiden määrä on nopeasti lisääntynyt myös Suomessa. Ensimmäinen laite asennettiin HYKS:iin 1982. Tätä raporttia kirjoitettaessa käytössä oli jo 12 laitetta ja kolmastoista asenteilla. Suomessa ei ole viranomaisten asettamia rajoituksia magneettikuvauslaitteiden potilaalle aiheuttamalle altistukselle. Laitteiden käyttöön ei tarvita Säteilyturvakeskuksen myöntämää turvallisuuslupaa kuten röntgenlaitteille. 7

SÄTEILYTURVAKESKUS STUK-A111 2 FYSIKAALINEN TAUSTA 2.1 Ydinmagneettinen resonanssi Atomiytimillä, joilla on pariton lukumäärä protoneja ja/tai neutroneja, on ydinmagneettinen momentti eli spin. Lääketieteessä käytettävät magneettikuvauslaitteet perustuvat suurimmaksi osaksi vetyatomin ytimen eli protonin resonanssiin, jonkin verran käytetään hyväksi myös fosforin 31 P-ytimiä. Atomiydintä voidaan ajatella akselinsa ympäri pyörivänä pienenä hyrränä. Koska ydin on sähköisesti varautunut, pyörimisliike synnyttää virtasilmukan, joka puolestaan indusoi ympärilleen magneettikentän, ts. ydin itse on ikään kuin pieni magneetti. Ulkoisessa magneettikentässä ydin käyttäytyy kompassineulan tavoin: sen magneettinen momentti pyrkii kääntymään ulkoisen magneettikentän suuntaiseksi. Samalla ytimien pyörimisliikkeen aiheuttama impulssimomentti vastustaa akselin suunnan muutosta ja lopputuloksena ytimen magneettinen momentti alkaa kiertää magneettikentän suuntavektorin ympäri eli presessoida (kuva 1). N V l c ' % S B. d 1 9 V Kuva 1. Sähköisesti varautunut ydin pyörii akselinsa ympäri (a), ja pyörivä varaus synnyttää ympärilleen magneettikentän (b). Ydin on ikään kuin pieni sauvamagneetti (c). Magneettisen momentin ja pyörimisliikkeen aiheuttaman impulssimomentin vaikutuksesta ydin presessoi ulkoisen magneettikentän B 0 ympäri (d). (Sepponen 1984). 8

STUK-A111 SÄTEILYTURVAKESKUS Presession kulmanopeuden to ja ulkoisen magneettikentän vuontiheyden BQ välillä on seuraava yhteys a = 2nf = YB 0 (1) missä Y on ytimen magneettisen momentin ja impulssimomentin suhde eli gyromagneettinen suhde ja f on niin sanottu Larmor-taajuus. Protonin Larmor-taajuus 0,1 T kentässä on 4,3 MHz ja 1 T kentässä 42,6 MHz. Fosforin ( 31 P) Larmor-taajuus 1 T kentässä on 17,2 MHz. Kvanttimekaanisesti tarkasteltuna ytimillä on vaihtoehtoisesti kaksi energiatilaa, joista ylempi tila on spin-alas ja alempi energiatila on spin-ylös. Ne ytimet, joilla on spin-ylös, asettuvat ulkoisen kentän suuntaisesti ja spin-alas ytimet asettuvat ulkoista kenttää vastaan. Jos merkitään spin-ylös-ytimien määrää n + ja spin-alasytimien määrä n., termisessä tasapainossa lukumäärien suhde on: n. n. = e AB W (2) missä AE on tilojen välinen energian ero, k on Boltzmannin vakio ja T on lämpötila Kelvin-asteina. Kuva 2. Termisessä tasapainossa ytiminen magneettinen momentti asettuu ulkoisen magneettikentän suuntaan (spin-ylös) tai sitä vastaan (spin-alas). Kentän suuntaisten spin-ylös-momenttien määrä on hieman suurempi, ja yhteisvaikutuksena syntyy nettomagnetisaatio M (Sepponen 1984). 9

SÄTEILYTURVAKESKUS STUK-A111 Termisessä tasapainossa alemman energiatilan omaavien spin-ylös-ytimien lukumäärä on hieman suurempi, jolloin useiden samankaltaisten ytimien muodostamassa joukossa syntyy nettomagnetisaatio M (kuva 2). Ulkoisen magneettikentän BQ ympäri presessoiva nettomagnetisaatiovekton M voidaan jakaa B :n suuntaiseen ja sitä vastaan kohtisuoriin komponentteihin. Koska yksittäisten ytimien presessioliikkeen vaihe on tasaisesti jakautunut, B^aa vastaan kohtisuorat komponentit kumoavat toisensa. Siten jäljelle jäävä nettomagnetisaatiovekton M on B :n suuntainen (kuva 3). Jos ydinjoukon ympärille kytketään ulkoiseen magneettikenttään nähden kohtisuora radiotaajuinen (RF) magneettikenttä, jonka taajuus on sama kuin ytimien Larmortaajuus, niin ytimet saavat lisäenergiaa ja siirtyvät alemmasta energiatilasta ylempään tilaan. Samalla RF-kenttä kohdistaa magneettisen vääntömomentin ytimiin. Makroskooppisesti vaikutus ilmenee nettomagnetisaatiovektorin M kallistumisena poispäin B 0 :n suunnasta. Magnetisaation suunnan muutoksen suuruuteen vaikuttaa RF-pulssin voimakkuus ja kesto. Sopivalla RF-pulssilla M kääntyy poikittain B 0 :aan nähden ja B 0 :n suuntainen magnetisaatio katoaa (kuva 4). Tällaista nimitetään 90 pulssiksi. Kun RF-kenttä lakkaa vaikuttamasta, M palautuu kohti alkuperäistä asentoaan kahden eri relaksaatioprosessin vaikutuksesta. Palautuminen synnyttää radiotaajuiseen FID- (free induction decay) signaalin, joka voidaan havaita sen indusoituessa vastaanottavaan RF-kelaan. Bo 'i. M 0) Kuva 3. Yksittäisten magneettisten momenttien kiertoliikkeen vaihe magneettikentän BpH ympäri on tasaiseti jakautunut. B^aa vasten kohtisuorat komponenetit kumoavat toisensa ja jäljelle jäävä nettomagnetisaatiovekton M on B^n suuntainen. 10

STUK-A111 SÄTEILYTURVAKESKUS Kuva 4. RF-pulssin vaikutuksesta nettomagnetisaatiovektori M kääntyy poikittain ulkoiseen magneettikenttään B 0 nähden. 12 Relaksaatioajat T, ja T 2 RF-pulssin vaikutuksesta termiseen tasapainotilaan nähden liian moni ydin on virittynyt korkeampaan energiatilaan. RF-pulssin päätyttyä ydinjoukko pyrkii palautumaan takaisin tasapainotilaan. Viritystilan purkautumista stimuloi sisäisen magneettikentän vaihtelu: Ytimet, joilla on magneettinen momentti, luovat ympärilleen magneettikentän, joka vaikuttaa naapuriytimien havaitsemaan magneettikenttään. Tämä ns. dipoli-dipoli-vuorovaikutus on molekyylien lämpöliikkeen takia satunnaisesti vaihtelevaa. Jos ytimen ympärillä sisäisen magneettikentän vaihtelussa esiintyy Larmor-taajuinen komponentti, se voi aiheuttaa ytimen viritystilan purkautumisen. Ytimen ylimääräinen energia voi purkautuessaan siirtyä joko alemmassa energiatilassa olevan spinin virittämiseen tai energia voi siirtyä ytimestä ympäristöön absorboituen hilan lämpöliikkeeksi. Seuraavassa esityksessä koordinaatisto on valittu siten, että BQ on z-akselin suuntainen. Nettomagnetisaatiovektori M on jaettu z-akselin suuntaiseen komponenttiin M z ja xy-tasossa pyörivään komponenttiin M,,. Tasapainotilassa z-akselin suuntaista komponenttia merkitään M^. 11

SÄTEILYTURVAKESKUS STUK-A111 z Mz.o j M z / / (a) (b) z z z Mz(l) i Mz(t) i i Mz.o *. (c) (d) (e) Kuva 5. tasapainotilassa nettomagnetisaation z-komponentti on M^ (a). RFpulssin vaikutuksesta z-komponentti aluksi katoaa (b) ja pulssin päätyttyä A/ %0 kasvaa vähitellen (c ja d) kohti alkuperäistä arvoa (e), 2.2.1 Tj-relaksaatio Jos magnetisaatio M on 90 asteen RF-pulssilla käännetty xy-tasoon, niin pulssin päättyessä z-akselin suuntainen komponentti eli pitkittäinen magnetisaatio M z on aluksi nolla. Sen pt.' "itumista kuvaa yhtälö ~T (3) M r (t) = M^ (1-e T l») ' Tl on ns. pitkittäinen relaksaatioaika eli spin-hila-relaksaatioaika (kuva S). T,- relaksaatio johtuu niistä vireystilan purkautumista, joissa vapautuva energia siirtyy hilan lämpöliikkeeksi (Dixon ja Ekstrand 1986). 2.2.2 T 2 -relaksaatio Magnetisaation M palautuminen z-akselin suuntaiseksi spin-hila-relaksaation vaikutuksesta pienentää xy-tasossa pyörivää komponenttia M,,, mutta spinien pyörimisliikkeen epävaiheistumisen takia M y -komponentti katoaa paljon ennen kuin M z saavuttaa M^-arvon. Jos RF-pulssin vaikutuksesta spinit ovat kallistuneet xytasoon, ne kiertävät z-akselia aluksi samalla nopeudella ja samassa vaiheessa, jolloin niiden magnetisaatiovektorit vahvistavat toisiaan. Tarkastellaan aluksi 12

STUK-A111 SÄTEILYTURVAKESKUS tilannetta, jossa ulkoinen magneettikenttä on ideaalisen homogeeninen. Silloin RFpulssin päätyttyä protonien pyöriminen epävaiheistuu seuraavien eri tekijöiden vaikutuksesta: Ytimet, joilla on magneettinen dipolimomentti, luovat ympärilleen magneettikentän, joka vaikuttaa naapuriytimien havaitsemaan magneettikenttään. Molekyylien lämpöliikkeen takia tämä sisäinen magneettikenttä ytimien läheisyydessä vaihtelee ajallisesti ja tämän seurauksena spinien pyörimisnopeuden satunnainen vaihtelu siirtää ne eri vaiheeseen. Eri ytimien kohdalla myös sisäisen magneettikentän staattinen komponentti voi olla hieman eri suuruinen. Ytimet, joiden havaitsema magneettikenttä on eri suuruinen, alkavat pyöriä eri nopeuksilla. Virittyneen ytimen energiaa voi purkautuessaan siirtyä toiselle ytimelle, joka siirtyy vastaavasti ylemmälle energiatasolle, mutta tämän ytimen pyörimisliikkeen vaihe ei ole enää sama kuin alkuperäisen ytimen. Koska eri vaiheessa olevien ytimien magnetisariovektorit ovat eri suuntaisia, ne heikentävät toisiaan ja lopulta kumoavat toisensa (kuva 6). Näin M^-komponentti häviää seuraavan yhtälön mukaisesti (Dixon ja Ekstrand 19S6)* M^t) = NyO)e T ' missä M^O) on xy-tason suuntaisen komponentin suuruus heti RF-pulssin päättyessä. Tämä sisäisten magneettikenttien (sekä staattisen että vaihtelevan) aiheuttama relaksaatio on poikittaisrelaksaatio eli ns. spin-spin-relaksaatio, ja T 2 on poikittainen relaksaatioaika. Ulkoisen magneettikentän»pähomogeenisuus nopeuttaa poikittaista relaksaatiota. Vaikutusmekanismi on sama, mutta voimakkaampi kuin edellä kuvattu sisäisen magneettikentän staattisen komponentin. Tämän takia poikittainen magnetisaatio katoaa tehollisella aika-vakiolla T 2. -L.J-.l (5) missä AB on ulkoisen magneettikentän epähomogeenisuus tarkasteltavassa kohteessa. 13

SÄTEILYTURVAKESKUS STUK-A111 Kuva S. Spinien epävaiheistumisen takia xy-tason suuntainen magnetisaatio katoaa. Jos todellinen molekyylien vuorovaikutuksesta johtuva relaksaatioaika T 2 on pitkä verrattuna epähomogeenisuuden aiheuttamaan tekijään 1/yAB, poikittaisen magnetisaation katoamiseen vaikuttaa ennen kaikkea 1/yAB. Sen vuoksi relaksaatioaikaa T 2 ei voida suoraan mitata. Mittausmenetelmään palataan myöhemmin spin-kaikutekniikan yhteydessä luvussa 4.2.3. 23 Relaksaatioaikoihin vaikuttavia tekijöitä Relaksaatioajat T t ja T 2 riippuvat Larmor-taajuudesta ja sitä kautta staattisesta magneettikentästä (Dixon ja Ekstrand 1986). Biologisten kudosten T l pitenee (Bottomley ja Andrew 1978) ja T 2 yleensä hieman lyhenee magneettikentän vuontiheyden kasvaessa (Sepponen 1992). Puhtaissa nesteissä tai kaasuissa, joissa molekyylien liike on nopeaa ja satunnaista, T, = T 2. Kiinteissä aineissa ja viskooseissa nesteissä T 2 «T t. Nesteessä T t ja T 2 voivat olla samaa suuruusluokkaa juuri jäätymispisteessä ja nesteen jähmettyessä T 2 lyhenee äkisti. Samalla T t pitenee molekyylien liikkeen vähetessä. Esimerkiksi puhtaan veden 1\ ja T 2 ovat noin kolme sekuntia, mutta kiinteän jään T 2 on noin 10 \xs (Dixon ja Ektrand 1986) ja Tj joitakin minuutteja (Akber 1986). Biologisissa kudoksissa T, on sekuntien luokkaa, kiinteillä aineilla pitempi, jopa viikkoja. Erilaisilla kudoksilla T 2 on 50-150 ms, kiinteiden aineiden T 2 on paljon lyhyempi, alle millisekunnin (Sepponen ym. 1984, Kiuru 1984). 14

STUK-A111 SÄTEILYTURVAKESKUS Kiinteisiin aineisiin, kuten kovaan luuhun tai hidasliikkeisiin makromolekyyleihin sitoutuneiden protonien T 2 -aika on niin lyhyt, että FID-signaalia ei ehditä havaita, ja sitä varten kohteet eivät kuvannu magneettikuvauksessa. Siksi FID-signaali syntyy etupäässä vapaan veden ja rasvojen metyyliryhmään sitoutuneista protoneista. Makromolekyylit voivat kuitenkin vaikuttaa vapaiden vesimolekyylien relaksaatioaikohin. Vapaa vesimolekyyli voi lyhytaikaisesti kiinnittyä makromolekyyliin, jolloin se "relaksoituu" nopeasti ja sitten irtoaa taas vapaaseen vesifaasiin, jolloin veden havaittavissa oleva relaksaatioaika lyhenee (Dixon ja Ektrand 1986). Paramagneettiset ionit, kuten Fe, Mn, Cu, Cr, Co, Ni ja Ti lyhentävät T^n kestoa jopa millisekuntien tasolle. Myös veteen liuennut happimolekyyli 0 2 lyhentää T t :n kestoa (Dixon ja Ekstrand 1986). 15

SÄTEILYTURVAKESKUS STUK-A111 LAITETEKNIIKKA 3.1 Yleista Magneettikuvausjäijestelmään kuuluu staattinen magneetti, gradienttikelat, RF-lähetin- ja -vastaanottokelat sekä näiden vaatima tehonsyöttö- ja ohjauselektroniikka, jäähdytysjärjestelmä sekä tietokone kuvausten ohjaukseen ja kuvien rekonstruointiin (kuva 7). 3.2 Staattinen magneetti Magneettikuvauslaitteen "sydän" on voimakas magneetti, joka muodostaa homogeenisen staattisen magneettikentän magneetin keskellä olevaan putkimaiseen aukkoon. Kuvauksen ajaksi potilas siirretään liikuteltavan vuoteen avulla tähän putkeen siten, että kuvattava kohde tulee magneettikentän keskelle (kuvat 8 ja 9). MAGNEETTI KUVAUSLAITE 1 Staattisen magneetin tehonsyöttö Korjauskelojen tehonsyöttö Gradienttikelojen tehonsyöttö RF-lähetin ja vastaanotin Tietokone Jäähdytysjärjestelmä Datavarasto Kuvaprosessori Ohjaus- Konsoli Kuva 7. Kaaviokuva magneeetlikuvausjärjestelmästä. 16

STUK-A111 SÄTEILYTURVAKESKUS Kuva 8. Suprajohtava magneettikuvauslaite (Siemens). Staattinen magneetti Gradienttikelat RF-kela Gradienttikelat Staattinen magneetti Kuva 9. Poikkileikkauskaavio magneettikuvauslaitteesta. 17

SÄTEILYTURVAKESKUS STUK-A111 Magneetti voi olla joko resistiivinen, suprajohtava tai kestomagneetti. Resistiivisissä ja suprajohtavissa magneeteissa sähköjohdolta on käämitty kelaksi potilasputken ympäri. Kelassa kiertävä sähkövirta synnyttää magneettikentän, jonka suunta on kelan pituusakselin suuntainen. Kestomagneettien synnyttämä kenttä on poikittainen potilasputken pituusakseliin nähden (kuva 10) (Kaut 1992). Resistiiviset magneetit ovat tyypillisesti rakenteeltaan suhteellisen kevyitä ja pienikokoisia ja niiden sähkönkulutus on suuri. Vastuksissa kehittyvän lämmön lauhduttamiseksi käytetään vesijäähdytystä. Resistiivisten magneettikuvauslaitteiden kentät ovat 0,02-0,4 T. Suprajohtavissa magneeteissa magneetin kelat jäähdytetään nestemäisellä heliumilla ja/tai typellä niin, että sähköinen vastus katoaa. Tällöin sähkövirta kiertää keloissa häviöttä, eikä magneettikentän ylläpito kuluta sähkötehoa. Sen sijaan jäähdytyskaasuja haihtuu koko ajan ja niitä on säännöllisesti lisättävä. Tällä tekniikalla saadaan aikaan jopa 4 T magneettikenttä. Kestomagneetit ovat hyvin raskaita ja niillä saavutetaan 035 T magneettikenttä. Edellä esitetyn tyyppiluokituksen lisäksi magneettikuvauslaitteet voidaan jakaa kolmeen ryhmään myös magneettikentän vuontiheyden perusteella. Tosin tällainen jako on keinotekoinen ja hyvin horjuva. Sairaalaliiton julkaisemassa radiologisessa rutkimusnimikkeistössä laitteet on luokiteltu seuraavasti: matalakenttäiset alle 0,3 T, keskikenttäiset 0,3-0,99 T ja korkeakenttäiset 1 T ja sen yli (Sairaalaliitto 1991). Kahdessa amerikkalaisessa julkaisussa 1 T:n laitteet luokitellaan keskikenttäisiksi, mutta raja matalan ja keskikentän välillä on toisessa 0,5 T ja toisessa 0,4 T (Theta Co. 1991, Kaut 1992). Tämän tapaisia luokituksia ei käytetä magneettikuvausta koskevissa turvallisuussuosituksissa (NRPB 1991), kansainvälisen sähköteknisen komission IEC:n standardiehdotuksessa (IEC 1993) eikä Yhdysvaltalaisen Food and Drug Administrationin (FDA) ennakkotarkastusvaatimuksissa (FDA 1988). Hyvän erotuskyvyn saavuttamiseksi magneettikentän on oltava mahdollisimman tasainen. Siksi päämagneetin epähomogeenisuuden korjaamiseksi käytetään korjauskeloja eli ns. simmauskelqja (shim-coil), joilla kompensoidaan päämagneetissa esiintyvät epätasaisuudet ja ajalliset vaihtelut. Suomessa käytössä olevien eri laitetyyppien magneettikentän epähomogeenisuus 50 cm läpimittaisen pallon tilavuudessa vaihtelee laitteiden teknisten spesifikaatioiden mukaan 5-12 ppm (parts per million, miljoonasosa). 18

STUK-A111 SÄTEILYTURVAKESKUS Kuva 10. Kestomagneetin (a) sekä suprajohtavan tai resitiivisen (b) magneetin synnyttämät magneettikentät (Kaut 1992). 33 Gradienttikelat Staattisen magneettikentän lisäksi tarvitaan voimakkuudeltaan ja kestoltaan muutettavia magneettikenttiä, joiden voimakkuus kasvaa kentän suuntaisesti. Näistä ns. gradienttikentistä yksi on saman suuntainen kuin staattinen kenttä ja kaksi muuta ovat kohtisuorassa sitä vastaan. Gradienttikentät synnytetään käämimäuä keloja staattisen magneetin sisäpuolelle. Gradienttikenttien voimakkuus on pieni verrattuna staattiseen kenttään: tyypillinen voimakkuus on 10mT/m. Kentät voidaan kytkeä käyttöön ja pois, jolloin saadaan muuttuva magneettikenttä, jonka muutosnopeus on luokkaa 5-10 mt/ms. 3.4 RF-kelat Virityspulssin lähettämiseen ja FID-signaalin vastaanottamiseen tarvitaan radiotaajuisella alueella toimiva kela. Sama kela voi toimia sekä vastaanottimena että lähettimenä tai voidaan käyttää erillisiä lähetin- ja vastaanotinkeloja. Kuvan tarkkuuden parantamiseksi FID-signaali pyritään keräämään mahdollisimman läheltä kuvauskohdetta, joten eri anatomisille kohteille, kuten päälle, raajoille ja nikamille on suunniteltu omat tarkoituksenmukaisesti muotoillut kelat. Kelat ovat rakenteeltaan usein häkkimäisiä, mutta myös litteitä keloja käytetään esimerkiksi nikamien kuvaukseen. Kuvassa 11 on joitakin esimerkkejä RF-keloista. 19

SÄTEILYTURVAKESKUS STUK-A111 Kuva 11. Erityyppisiä RF-keloja: a) pääkela, b) vartalokela, c) szlkäkela, d) pomkela (Instrumentarium). 20

STUK-A111 SÄTEILYTURVAKESKUS MAGNEETTIKUVAUKSEN PERIAATE 4.1 Signaalin paikannus ja kuvanmuodostus Käsitellään tilannetta, jossa staattinen magneettikenttä BQ on kuvauskohteen (potilaan) pituusakselin eli z-akselin suuntainen, z-akselin suuntaisella gradienttikentällä saadaan peruskenttäa B 0 muutettua tässä suunnassa seuraavan yhtälön mukaisesti: B(z) = B 0 G (z) (6) Gradienttikenttää G z muuttamalla voidaan valita z-akselin suunnassa se poikkileikkaustaso, jossa ulkoinen kenttä B(z) toteuttaa kaavan (1) mukaisen resonanssiehdon. Lähetettävä RF-pulssi virittää vain tämän tason protonit. RF-pulssin taajuuskaistan leveydellä voidaan valita viipaleen paksuus Az (kuva 12) (Sepponen ym. 1984). x- ja y-akselin suuntaisilla gradienteilla paikannetaan kuvaussignaali halutussa leikkeessä, ja kuva rekonstruoidaan käyttäen joko projektiomenetelmää tai kaksiulotteista Fourier-muunnosta. Kuva 12. Kuvaustasoa valittaessa kytketään staattisen magneetikentän B 0 suuntainen gradienttikenttä G t Larmortaajuinen RF-pulssi virittää *z levyisen tason (Sepponen 1984). 21

SÄTEILYTURVAKESKUS STUK-Alll 4.2 Kuvaussekvenssit Magneettikuvaus perustuu FID-signaalin mittaamiseen. Voimakkaan signaalin tuottavat kohdat näkyvät magneettikuvissa kirkkaina ja signaalittomat kohdat puolestaan mustina. Signaalin voimakkuuteen vaikuttavat molemmat relaksaatioajat T t ja T 2 sekä kohteen protonitiheys. Erilaisilla kuvaussekvensseillä voidaan valita miten nämä eri tekijät painottuvat kuvanmuodostuksessa. Koska eri kudoksilla on erilaiset relaksaatioajat, kuvaussekvenssin valinta vaikuttaa kudosten kontrastiin magneettikuvassa. Konventionaaliset kuvaussekvenssit muodostuvat erilaisista 90 ja 180 pulssien sarjoista. Seuraavassa esitetään muutaman yksinkertaisimman sekvenssin periaatteet, niiden ajoituskaaviot on havainnollistettu kuvassa 13 (Kiuru 1984, Sepponen ym. 1984). 42.1 Kyllästymispalautumissekvenssi Yksinkertaisin sekvenssi, kyllästymispalautumissekvenssi (saturation recovery) eli toistettu FID-mittaus (repeated FID) koostuu toistoajan TR (time of repetition) välein toistettavista 90 pulsseista. 90 pulssi maksimoi M^-komponentui, jonka palautuminen synnyttää mitattavan FID-signaalin. Signaalin voimakkuus S on verrannollinen M^-komponentin suuruuteen (kaava (4)) ja protonitiheyteen N(H), toistoaikaan TR ja relaksaatioaikaan T t : - (7) S ~N(H) (1-e Tl ) ' Jos TR on lyhyempi kuin T silloin M ei saavuta alkuperäistä arvoaan M^, ennen uutta 90 pulssia. Tällöin FID-signaalin voimakkuus heikkenee. Jos TR» T t, niin saadaan pelkkään protonitiheyteen verrannollinen signaali (Kiuru 1984, Henkelman 1986). 4.2.2 Käänteispalautumissekvenssi Käänteispalautumissekvenssi (inversion recovery) muodostuu peräkkäisistä 180 ja 90 pulsseista. Ensin 180 pulssi kääntää magnetisaatiovektorin M kentän B 0 vastaiseksi pitkin negatiivista z-akselia. Vektorilla M on silloin vain z-akselin suuntainen komponentti, joka alkaa palautua kohti alkuperäistä arvoaan M^, relaksaatioajan Tj mukaisesti. Mitattavan FID-signaalin aikaansaamiseksi on synnytettävä xy-tason komponentti. Palautumisen aikana viiveen TI (time of inversion ) jälkeen 180 pulssista sen hetkinen M z -komponentti käännetään 90 pulssilla xy~ tasoon. Sekvenssi toistetaan jakson TR välein. 22

STUK-A111 SÄTEILYTURVAKESKUS Signaalin voimakkuus on verrannollinen protonitiheyteen N(H)jakuvausparametreihin TR ja TI sekä relaksaaticaikaan T t (Kiuru 1984) T» TI T T (8) S - N(H) (1+ e T ' -2e T ) 4.2.3 Spinkaiku Spinkaikusekvenssi (spin echo) muodostuu yhdestä 90 pulssista ja sitä seuraavasta yhdestä tai useammasta 180 pulssista. 90 herätepulssi kallistaa M-vektorin xytasoon. M^-komponentti katoaa nopeasti epävaiheistumisen takia synnyttäen FIDsignaalin. Viiveen TI (time of inversion) jälkeen 180P pulssi vaiheistaa uudelleen ne spinit, jotka epävaiheistuivat ulkoisen magneettikentän epähomogeenisuuden takia (vrt. luku 2.2.2). Uudelleenvaiheistuminen synnyttää nousevan signaalin, joka on muodoltaan kuin FID:n peilikuva, koska vaiheistuminen on käänteisprosessi epävaiheistumiselle (Dixon ja Ekstrand 1986). Signaali vaimenee edelleen kuten FID. Tämä ensin nouseva ja sitten laskeva signaali on spin-kaiku, SE. Aikaero 90 pulssista spin-kaikuun on TE (time of echo) ja se on kaksi kertaa TI:n kesto (kuva 13c). SE:n amplitudi on pienempi kuin FID-signaalin, koska ne spinit, jotka epävaiheistuivat spinien välisten vuorovaikutuksen takia eivät vaiheistu uudelleen. Tämä vaimeneminen riippuu relaksaatioajasta T z, ja ajan hetkellä TE kaikupulssin voimakkuus S(TE) on (Henkelman 1986): S(TE) = S 0 e f (9) S 0 on alkuperäinen FID-signaalin voimakkuus, kaava (7). Jos 180 pulsseja on useita, jokaisen jälkeen spin-kaiku on yhä vaimeampi (Akber 1986). Kaikusignaalin voimakkuus on siis verrannollinen relaksaatioaikoihin T t ja T 2 sekä kuvausparametreihin TE ja TR. Signaalin voimakkuutta kuvaa seuraava yhtälö: S ~N(H)e T «(l-2e T ' +e T> ) v ' 23

SÄTEILYTURVAKESKUS STUK-A111 Kuva 13. Kuvaussekvenssien ajoituskaaviot, a) kyllästymispalautumissekvessi, b) käänteispalautumissekvenssi, c) spinkaikusekvenssi. 24

STUK-A111 SÄTEILYTURVAKESKUS Jos TR» TI, niin TR-TI -> TR ja yhtälö supistuu muotoon: TR TE S ~N(H) (1-e T, )e T ' (11) Yhtälöstä nähdään, että kun sekvenssin toistoaika TR on huomattavasti pitempi kuin kuvattavan kohteen pisin T lt räin kuvantamissignaali riippuu vain protonitiheydestä N(H) ja relaksaatioajasta T 2. Kuvausparametreja TR ja TE muuttamalla voidaan valita, mitkä tekijät korostuvat kuvassa (kuva 14) (Kiuru 1984). 4.2.4 Nopeat kuvaussekvenssit Edellä mainitut sekvenssit ovat suhteellisen hitaita ja anatomiset liikkeet huonontavat kuvan laatua varsinkin rintakehän ja vatsan alueella. Siksi on kehitetty yhä nopeampia kuvaussekvenssejä, jotka mahdollistavat kuvauksen esimerkiksi sydämen lepovaiheen aikana. Näissä sekvensseissä, kuten echo planar, RARE (rapid acquisition with relaxation enhancement) ja FLASH (fast low angle short imaging), magnetisaation poikkeutuskulma voi olla huomattavasti alle 90 (Sepponen 1992, Jacobson 1987). M 2000 1800 1600 1400 1200 1000 800 600 400 200 protonitoieys, N(H) painotus T, T,-painotus SaN(H) -e" ' -(l-e" ') T.-jtT,- 0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 110 Kaikuaika TE (ms) Kuva 14. Kuvausparametrien TR ja TE valinnan vaikutus relaksaatiooikojen Tl ja T2 japrotonitiheyden N(H) korostumiseen spinkaikusekvenssillä tuotetussa kuvassa. 25

SÄTEILYTURVAKESKUS STUK-Alil 5 MAGNEETTIKUVAUKSEN TURVALLISUUS 5.1 Yleistä Magneettikuvauksessa ihminen altistuu kolmelle, biologisilta vaikutuksiltaan erilaiselle, fysikaaliselle ilmiölle: staattiselle magneettikentälle, hitaasti muuttuville magneettikentille sekä radiotaajuiselle säteilylle. Vaikka magneettikenttien biologisia vaikutuksia on tutkittu varsin paljon, käsitykset kenttien haitallisuudesta vaihtelevat. Tähänastisten tutkimustulosten perusteella ei ole voitu osoittaa magneettikentillä olevan vaikutuksia syövän syntyyn kuten ionisoivalla säteilyllä. Kanan alkioilla tehtyjen kokeiden perusteella heikkojen magneettikenttien pitkäaikaisen vaikutuksen on arveltu aiheuttavan kehityshäiriöitä (Delgado ym. 1982, Juutilainen ym. 1986, Juutilainen ym. 1987), mutta toisten tutkimusten rr.ukaan tilastollisesti merkittäviä muutoksia ei esiinny (Maffeo ym. 1984, Sandström ym. 1987). Mahdollisen haitan vaikutusmekanismia ei tunneta ja on epäselvää miten tutkimustuloksia voidaan soveltaa ihmisiin. Nämä tutkimukset liittyvät lähinnä epäilykseen, että voimajohtolinjojen ja näyttöpäätteiden aiheuttamalla altistuksella olisi haitallisia vaikutuksia. Tässä käsitellään vain sen tyyppisiä vaikutuksia, joita voi esiintyä magneettikuvauslaitteissa käytettävien kenttien kaltaisten magneettikenttien aiheuttamalla altistuksella, joille on teoreettinen pohja ja jotka on kokeellisesti varmennettu. Sekä staattisilla että muuttuvilla magneettikentillä on selkeitä biofysikaalisistä vuorovaikutuksista johtuvia vaikutuksia ihmisen fysiologiaan. Nämä vaikutukset ovat riippuvaisia altistuksen suuruudesta ja kestosta. Lisäksi vaikutus ilmenee tavallisesti välittömästi jo altistuksen aikana, mutta on luonteeltaan ohimenevää ja palautuvaa. Jotta nämä fysiologiset vaikutukset eivät aiheuttaisi haittaa, magneettikuvauksen aiheuttamaa altistusta suositellaan rajoitettavaksi (NRPB 1991, IEC 1993, FDA 1988, IRPA 1991). Biologisten ja fysiologisten vaikutusten ohella magneettikuvauksessa käytettävillä kentillä on epäsuoria vaikutuksia tutkimuksen turvallisuuteen. Niitä ovat lähinnä erilaisten esineitten sähköisiin tai ferromagneettisiin ominaisuuksiin liittyvät vaarat. 26