Pro gradu -tutkielma Fysiikan opettajan suuntautumisvaihtoehto POTILASANNOKSEN MITTAUSMENETELMÄ POSTITSE TAPAHTUVAAN SÄTEILYN KÄYTÖN VALVONTAAN Henri Niittymäki 28.02.2007 Ohjaajat: Tarkastajat: FT Arvi Hakanen DI Hannu Järvinen Prof. Heimo Saarikko Dos. Sauli Savolainen HELSINGIN YLIOPISTO FYSIKAALISTEN TIETEIDEN LAITOS PL 64 (Gustaf Hällströmin katu 2) 00014 Helsingin yliopisto
ii
MERKINNÄT JA LYHENTEET AP ESD Fantomi IEC ICRP ISO PA Anteriorposterior (projektio, jossa röntgensäteily osuu potilaaseen etupuolelta) Entrance Surface(or Skin) Dose, Pinta-annos, potilaan tai fantomin pinnalta mitattu tai laskettu annos Potilasvastine, jolla saadaan mallinnettua potilasta vastaavia säteilyn sirontaominaisuuksia International Electrotechnical Commision, Kansainvälinen sähköalan standar disointijärjestö International commission on radiological protection, Kansainvälinen säteilysuojelutoimikunta International Organisation for Standardization, Kansainvälinen standardisointi järjestö posteroanterior (projektio, jossa röntgensäteily osuu potilaaseen takapuolelta) PMMA PTB RQR TLD STUK Polymetyylimetakrylaatti. Käytetään mm. pleksilevyinä säteilyn vai mentamiseen Physikalisch Technische Bundesanstalt, Saksan kansallinen säteilysuojeluvi ranomianen Radiation Qualities in Radiation beams emerging from the x-ray source as sembly, IEC:n standardin 61267/2005 määrittämä säteilylaatusarjan nimi Thermoluminescence Dosimetry, (Termoluminesenssidosimetria), lämpöloisteannosmittaus Säteilyturvakeskus iii
SISÄLLYSLUETTELO 1 JOHDANTO...1 1.1 TUTKIMUKSEN LÄHTÖKOHDAT JA TAVOITTEET...2 2 LÄMPÖLOISTEEN TEORIAA...4 2.1 LÄMPÖLOISTEEN TOIMINTAMEKANISMI...4 2.2 LÄMPÖLOISTEMATERIAALIT...8 3 POTILAAN SÄDEALTISTUKSEN MÄÄRITTÄMINEN JA SEURANTA...9 3.1 SÄTEILYALTISTUKSEN MÄÄRITYSMENETELMÄT...9 3.2 SÄTEILYN SUUREET...9 3.2.1 Absorboitunut annos D, Kerma K, ilmakerma K a ja ilmaan absorboitunut annos D a...9 3.2.2 Henkilöannosekvivalentit H p (10) ja H p (0,07)...11 3.2.3 Ekvivalenttiannos, H T...12 3.2.4 Efektiivinen annos...13 3.3 PINTA-ANNOS (ESD)...14 3.3.1 Pinta-annos ja sen laskenta...14 3.3.2 Paikallisen pinta-annoksen mittaaminen...15 3.3.3 ESD -laskentaohjelma...15 3.4 SÄDEALTISTUKSEN MÄÄRITYKSEEN SOVELTUVAT FANTOMIT...16 3.3.1 Keuhkokuvaus PA-projektio ja fantomi...16 3.4.2 Lanneranka AP-projektio ja fantomi...17 4 MENETELMÄT...18 4.1 KALIBROINTIMENETTELY...18 4.2 TL -DOSIMETRI...19 4.3 TLD -LUENTA...22 4.3.1 TLD -luennan tuottama data ja datan käsittely...24 4.4 RQR -RÖNTGENSÄTEILYLAADUT JA SÄTEILYLÄHTEET...25 4.5 TAKAISINSIRONTA FANTOMISTA...27 4.6 ANNOSNOPEUSMITTAUKSET...28 4.7 MITTAUSGEOMETRIA...29 4.4.1 Ilmaan absorboitunut annos, rod -fantomilla mittattuna...29 4.4.2 Slab -fantomi...30 4.4.3 Tarkastajan fantomi...30 4.4.4 Projektifantomi (pleksivesifantomi)...31 4.4.5 LucAL fantomi ja kokopleksifantomi...32 4.8 FANTOMIN SUUNNITTELU JA TEETTÄMINEN...33 4.9 ESD -MITTAUSTEN TOTEUTUS JA SÄTEILYMITTARIT...34 4.9.1 Ionisaatiokammio...34 5 TULOKSET...36 5.1 KENTTÄKOON VAIKUTUKSEN TARKASTELU...36 5.2 TAKAISINSIRONTAKERTOIMEN TUTKIMINEN...37 5.3 TAKAISINSIRONTA ERI FANTOMIRATKAISUILLA...38 5.4 ESD -TESTIMITTAUKSET...39 5.4.1 Ensimmäinen testimittaus...39 5.4.2 Toinen testimittaus...39 5.4.3 Kolmas testimittaus...40 iv
6 POHDINTA...41 6.1 KENTTÄKOON VAIKUTUKSEN TARKASTELU...41 6.2 TAKAISINSIRONTA ERI FATOMIRATKAISUILLA...42 6.2.1 Fantomien ominaisuudet...42 6.3 ESD -TESTIMITTAUSTEN ANALYYSI...42 6.4 MITTAUSMENETELMÄEHDOTUS JA SEN SOVELTUVUUS...45 6.4.1 Fantomien soveltuvuus...45 7 JOHTOPÄÄTÖKSET...48 KIITOKSET...49 LÄHDELUETTELO...50 LIITTEET...54 Liite 1: ESD -testimittauspöytäkirja 1, 05.12.2006, Espoo....54 Liite 2: ESD -testimittauspöytäkirja 2, 19.01.2007, Helsinki....55 Liite 3: ESD -mittauspöytäkirja 3, 05.02.2007, Ylöjärvi...56 v
1 JOHDANTO Wilhelm Conrad Röntgen havaitsi röntgensäteilyn vuonna 1895 ja heti seuraavana vuonna 1896 otettiin ensimmäiset röntgenkuvat lääketieteellisiin tarkoituksiin. Radiologiset tutkimukset ovat siis viime vuosisadan keksintöä. Säteilytarkkailun ja korvaavien menetelmien kehittymisen seurauksena niiden määrä on laskusuunnassa, mutta röntgenlaitteistot ovat lisääntyneet. Vuonna 2005 Suomessa tehtiin yhteensä 3,9 miljoonaa röntgentutkimusta, vastaavan luvun ollessa vuonna 1984 4,6 miljoonaa.(tenkanen-rautakoksi, 2006) Väestömäärään suhteutettuna Suomessa otetaan röntgenkuvia suunnilleen saman verran kuin muissakin teollisuusmaissa. Tästä huolimatta Suomen röntgenkuvamäärät ovat suurempia kuin esimerkiksi Ruotsin ja Englannin. (Niinimäki, 2007) Röntgenlaitteet ovat muuttuneet kooltaan pienemmiksi ja niiden käyttöominaisuudet ja käyttöliittymät ovat muuttuneet käyttäjäystävällisemmiksi. Tämä on osaltaan vaikuttanut röntgenlaitteiden lisääntymiseen sekä julkis- että yksityissektorilla ja voi pahimmillaan lisätä ns. turhien röntgenkuvien ottoa. Positiivista kuitenkin, että itse röntgentutkimusten määrä on ollut jatkuvasti laskussa (Hakanen, 2002;Tenkanen-Rautkoski, 2006) Jo keskiajan alkemistit tiesivät joidenkin materiaalien, kuten fluoridin hehkuvan valoa pimeydessä. 28. päivä lokakuuta 1663 tiedemies Robert Boyle raportoi Royal Society:lle Lontoossa valo havainnoistaan lämmittäessään timanttia pimeässä makuuhuoneessaan. Tämän havainnon seurauksena lanseerattiin, ionisoivan säteilyn synnyttyä 1895, käsite lämmön vapauttama varastoitunut loiste-energia eli lämpöloiste (thermoluminescence). (Espinosa et. al, 2006) Näin myös säteilyilmaisimien kehitys on seurannut säteilyn ja radioaktiivisuuden tutkimusta aina tuosta vuodesta 1895, jolloin Anton H. Becquerel osittain sattumalta havaitsi fosforoivien materiaalien ja katodisädeputkien kanssa työskennellessään radioaktiivisten aineiden olemassaolon. Tuolloin ei vielä kuitenkaan tiedetty säteilyn ja radioaktiivisuuden vaarallisuudesta juuri mitään. Marie Curie alkoi ensimmäisenä epäillä säteilyn vaarallisuutta ja sen vaikutusta elimistöön, kun hän itse sairastui leukemiaan. 1
Valvotusti säteilyä ja sen käyttöä alettiin tarkkailla kuitenkin vasta ydinpommien kehittämisen ja ydinvoiman käyttöönoton myötä. Nykyisin sairaalaympäristössä potilaan säteilyaltistuksen seuranta lukeutuu toiminnanharjoittajan velvollisuuksiin ja on osa laadunvarmistustyötä. Röntgentutkimusten osalta on tarkoitus varmistaa ja estää kohtuuttoman suuren säteilyaltistuksen kohdistuminen potilaaseen. Valvovan viranomaisen, Suomessa Säteilyturvakeskuksen, arvioinnin avuksi on otettu käyttöön ns. vertailutasot, jotka ovat röntgentutkimuksille asetettuja rajoja, joiden ylittyminen osoittaa tavanomaista suurempaa altistusta potilaalle. Vertailutasot eivät ole ehdottomia rajoja, mutta niiden ylittämiseen on oltava tutkimuksen hyödyn kannalta hyvät perustelut. Ylityksien syyt on selvitettävä ja niille on annettava lääketieteelliset perustelut. Tarvittaessa on ryhdyttävä toimiin säteilyannoksen pienentämiseksi. Yleisesti pyritään siihen, että potilaaseen kohdistuva säteilyaltistus jää tutkimuksessa mahdollisimman pieneksi. Sairaalaolosuhteissa potilaan säteilyannoksen tarkkuus, vertailukelpoisuus ja luotettavuus perustuvat mittalaitteiden oikeaoppiseen kalibrointiin. Jotta tähän päästäisiin on pyrittävä noudattamaan kansainvälisiä kalibrointimenettelyjä ja kyettävä jäljittelemään niitä. Kalibrointi suoritetaan standardisoitujen sädelaatujen avulla, jolloin jäljitellään parhaiten mittalaitteen käyttötilanteen säteilyn ominaisuuksia. Röntgendiagnostisten laitteiden laadunvalvonnassa röntgensäteilykeilan ilmakermanopeuden mittausepävarmuus ei saa ylittää 10%:ia, potilaan altistusarviossa kokonaisepävarmuuden ollessa 25%:n luokkaa. (STUK tiedottaa 1/2004) 1.1 Tutkimuksen lähtökohdat ja tavoitteet Lähtökohdan tälle Pro gradu -työlle antoi Säteilyturvakeskus ja siellä tehtävä röntgendiagnostiikan laissa säädetty tarkastustoiminta. Tarkastajan päivittäinen työ on säteilymittausten suorittamista kliinisessä ympäristössä erilaisissa röntgenlaitteistoja ylläpitävissä paikoissa. Useasti käyttöönottomittausten jälkeen tehtävät tarkastukset ovat luonteeltaan valvontaa, josta määrätään säteilylaissa. Säteilyn käytön valvonta perustuu lain momenttiin 53. Sillä pyritään siihen, että turvallisuusluvan haltija noudattaa hänelle annettuja määräyksiä säteilyn käytön ja potilaiden sekä henkilökunnan altistusten osalta. (Sät.laki ja asetus, 1991) 2
Työssä oli tarkoitus kehittää ja testata valittuja röntgentutkimuksia varten menetelmä, jota voidaan soveltaa potilaan säteilyaltistuksen mittaamiseen postitse tapahtuvassa terveydenhuollon säteilynkäytön valvonnassa. Työn jaettiin osavaiheisiin, joista ensimmäisessä suunniteltiin ja rakennutettiin postilähetyksiin soveltuva fantomi ottaen huomioon fysikaaliset näkökohdat, kuten absorptio, sironta ja vastaavuus käytössä oleviin fantomeihin. Toisessa vaiheessa potilaan sädealtistusta eli tässä tapauksessa pinta-annosta(esd) mitattiin TL - dosimetrilla kyseisen fantomin pinnalla. Tällöin oli huomioitava energiariippuvuus ja käytännön näkökohdat, kuten mittausten jäljitettävyys. Lopuksi menetelmää testattiin käytännön tarkastusten yhteydessä sairaaloissa ja terveysasemilla ns. kliinisissä röntgensäteilykeiloissa, jonka jälkeen menetelmän käytettävyyttä parannettiin ohjeistuksella. 3
2 LÄMPÖLOISTEEN TEORIAA Luminisenssilla eli suomeksi loisteella tarkoitetaan fysikaalista ilmiötä, jossa valon emission avulla pystytään havaitsemaan aineen rakenteeseen varastoitunut energia. Ionisoiva säteily aiheuttaa sen, että aineen rakenteeseen varastoituu energiaa. Lämpöloisteessa tämä varastoitunut energia vapautuu lämpötilan vaikutuksesta. Lämpöloisteella eli termoluminesenssilla (STUK, 1997) voidaan taasen määritellä edellä kuvatun ionisoivan säteilyn varastoiman energian purkautuminen valona materiaalin lämmitessä. Sen energian avulla, jonka säteily antaa elektroneille, nämä nousevat energiatasoltaan epästabiilille tasolle. Nousu on kuitenkin väliaikaista ja lähes välittömästi elektronit palautuvat luminesenssikeskuksiin. Palautuminen perustasoon tuottaa näkyvää valoa eli kyseessä on fluoresenssi-ilmiö. Palautumisvaiheen aikana osa elektroneista saattaa kuitenkin loukkuuntua ja jäädä ns. elektroniloukkuihin. Saatuaan riittävän määrän energiaa nämäkin elektronit vapautuvat. Tähän kuitenkin vaaditaan materiaalin lämpiämistä. Vapautumisen tapahduttua elektronit palaavat luminesenssikeskuksiin tai perustasolleen tuottaen valoa. Lämpöloiste nimitys tulee nimenomaisesti tästä ulkopuolista energiaa vaativasta prosessista. Fluoresenssi- ja lämpöloisteilmiö ovat siis samoja ilmiöitä, mutta valon vapautumisen ajankohta on kummassakin erilainen. Annosmittaukseen eli dosimetriaan soveltuvaksi tämän ilmiön tekee juuri pitkäaikainen säteilyenergian varastoituminen materiaaliin. Annosmittauksen kannalta on myös huomattavaa se, että emittoituvan valon intensiteetti on materiaaliin absorboituneen säteilyannoksen suhteen suoraan verrannollinen. (Becker 1973, Furretta et al.1998) 2.1 Lämpöloisteen toimintamekanismi Mielenkiintoiseksi lämpöloisteilmiön tekee se, että tapahtumasarjaa ei vielä täydellisesti nykytiedon valossa ymmärretä. Ilmiö on ollut tiedossa jo vuosikymmeniä ja lukuisat tutkimukset ovat painottuneet tarkastelemaan sen perusperiaatteita, jotka tunnetaankin jo varsin hyvin. Tämän työn ymmärtämisen kannalta on hyvä käydä nämä perusperiaatteet läpi, lähtien liikkeelle luminenssimateriaalinen rakenteesta, joka esitetään ns. vyömallin avulla. (Furretta et al. 1998) 4
Sekoittamalla puhtaaseen eristeeseen jokin marginaalinen määrä epäpuhtausatomeja saadaan aikaan fosfori. Epäpuhtausatomit miehittävät hilarakenteen hilapisteitä tai sekoittuvat välisija-atomeiksi. Hila-alueet, jotka ovat positiivisesti varautuneita, sitovat vapaita elektroneja ja toimivat siten elektroniloukkuina, kun taas negatiivisesti varautuneet alueet sitovat vapaita aukkoja. Näin syntyy nk. Aukkoloukkuja. Tämän loukkuuntumisen seurauksena hilan kiellettyyn vyöhön syntyy paikallisia energiatiloja. Tilannetta on havainnoitu kuvassa 1 (McKinley 1981). Johtavuusvyö elektroniloukku luminesenssikeskus aukkoloukku Valenssivyö Kuva 1. Fosforin energiatilat. (McKinley 1981) Haettaessa mahdollisimman havainnollista esitystapaa lämpöloisteen toimintaperiaatteelle, voidaan oikeutetusti käyttää energiavyökaaviota. Tämä on esitetty kuvassa 2. 2 3 4 E 5 1 L H 5 3 4 2 Kuva 2. Lämpöloisteen mekanismi. Täytetty pallo edustaa elektronia ja avoin pallo aukkoa. (Mc- Kinley 1981) 5
Valenssivyölle syntyy vapaasti liikkuvia elektroneja energia-absorption seurauksena. Tätä kuvataan vaiheella 1 kuvassa 2. Elektronien ollessa liikkeessä ne voidaan siepata metastabiiliin energiatilaan, jota siis nimitetään elektroniloukuksi. Tätä prosessia kuvaavat vaiheet 2 ja 3. Absorptiossa syntyvät aukot voivat myös loukkuuntua 2 ja 3. Termisesti epästabiilit aukkokeskukset purkautuvat helposti huoneenlämpötilassa 4. Jos eivät elektronit saa riittävästi ulkopuolista energiaa, ne pysyvät loukkuuntuneina. Todennäköisyys elektronien vapautumiselle riippuu loukun syvyydestä ja lämpötilasta. Jos elektroneille tuodaan riittävästi energiaa esim. lämmittämällä, ne vapautuvat loukuistaan. Tämä on kuvattu vaiheessa 4. Elektronit rekombinoituvat aukkojen kanssa ns. luminisenssikeskuksissa. Ylimääräinen energia vapautuu ultraviolettivalona. Ultraviolettivalo voidaan havaita lämpöloisteilmiönä vaiheessa 5. Elektronit voivat myös loukkuuntua uudelleen, jolloin kyseessä on nk. toisen ja kolmannen kertaluvun kinetiikka. Lämpöloisteilmiön toimintaperiaatteen kuvausta ei kirjallisuuden perusteella voida pitää yksiselitteisenä. Havainnollistavia esityksiä voi olla joskus vaikeaa löytää. Perusidea on esitettynä myös kuvassa kolme. Siinä lähtökohtaisesti on erotettu tilanne, jossa ainetta säteilytetään ja lämmitetään säteilytyksen jälkeen. Elektronien siirtymät, aukot ja loukut, ovat kuvattuna McKinleyn tapaan. Kuva 3. Lämpöloisteilmaisimen toimintaperiaate. (Klemola 2002) Absorboituneen annoksen mittaaminen lämpöloisteen avulla perustuu kolmeen päätekijään: 1. absorbtiossa syntyvien virittyneiden elektronien määrä on verrannollinen fosforiin absorboituneeseen annokseen. 2. loukkuuntuneiden elektronien määrä on oltava verrannollinen virittyneiden elektronien määrään. 6
3. lämpöloisteen tuotanto on verrannollinen loukkuuntuneiden elektronien määrään Näiden seikkojen mukaisesti voidaan luminisenssi valon luennan jälkeen nähdä verrannollisuus absorboituneeseen annokseen. Luenta periaate TL-dosimetrin osalta on varsin yksinkertainen. Dosimetri säteilytetään vaikkapa lineaarikiihdyttimellä, jonka jälkeen säteilytetty dosimetri lämmitetään vakionopeudella riittävän korkeaan lämpötilaan. Lämpötila yleisesti on noin 300 astetta. Tällöin emittoitunut TL valo ja glow käyrä(hehkukäyrä) rekisteröidään. TL valon kokonaismäärä eli nk. integroitu TL signaali kertoo yleisesti annoksen. Jotkut lukijat kuitenkin mittaavat TL piikin maksimi-intensiteetin, joka on sekin verrannollinen absorboituneeseen annokseen (McKinley 1981). Fosforin elektroniloukuista osa purkautuu jo huoneen lämpötilassa. Näin ollen TL valon määrä vähenee dosimetrin säteilytyksen ja luennan välisenä aikana. Tälle ilmiölle on olemassa nimi Fading eli TL signaalin häipyminen. Tämä häipyminen on sitä nopeampaa, mitä korkeammassa lämpötilassa dosimetria säilytetään. On myös huomioitava, että mm. kosteus, valaistus ym. ulkoiset tekijät saatavat nopeuttaa fading ilmiötä. Fading arvojen riippuvuus perustuu kolmeen tekijään: 1. miten TLD materiaalia on käsitelty ennen tai jälkeen säteilytyksen eli ovatko kiteet ns. puhtaita vai likaisia. 2. millä tavalla dosimetrin annosvaste valitaan vertailutasoksi. 3. miten lukija toimii. Tässä yhteydessä merkityksellisiä seikkoja ovat lähinnä lukijan lämmitystapa sekä dosimetrin esilämmitys, jos sellainen suoritetaan. Säännöllisessä käytössä, suurilla annoksilla, käytettävät TL -kiteet eivät tyhjene lukijalaitteen lämmityksen seurauksena, vaan niitä joudutaan tyhjentämään erillisen lämmityksen avulla. Tämä tapahtuu noin 350 asteen lämpötilassa noin yhden tunnin ajan. Tämän korkealämpökäsittelyn jälkeen kiteet tulisivat ns. herätesäteilyttää ja lukea lukijalaitteella ennen varsinaista mittaussäteilytystä. Herätesäteilytys perustuu siihen, että näin saadaan oikea termodynaaminen tila dosimetriin (Kosunen 1986). 7
2.2 Lämpöloistemateriaalit Lämpöloisteilmiötä voidaan havaita epäpuhtausaineita sisältävissä kiteisissä materiaaleissa. Dosimetriset ominaisuudet ovat vaatimus sille, mitkä näistä materiaaleista ovat kelvollisia käytettäviksi. Mikään yksittäinen materiaali ei ole kelvollinen kaikkiin lämpöloisteella tehtäviin mittauksiin. Jaottelua voidaankin tehdä ns. kudosekvivalenttien, epäherkkien materiaalien ja taas herkkien materiaalien suhteen. Materiaalin käyttökelpoisuus määräytyy sen mukaisesti, täyttääkö materiaali termoloistemateriaalille asetetut vaatimukset. (Mahesh K. et. al, 1989) Tällaisia vaatimuksia on mm.: Kiderakenteen rakenne. Elektroni- ja aukkoloukkujen konsentraatio säteilyenergian riittävänä varastotilana Loukkujen stabiilisuus, jotta faiding ilmiötä ei tapahtuisi lämpötila ja valoisuus vaihteluiden seurauksena Emittoituvan valon spektrin tulee olla sopiva käytössä olevien valomonistinputkien fotokatodeille Energia ja annosvasteen lineaarinen käyttäytyminen ja materiaalin energiavasteen tasaisuus Materiaalin valmistukustannustehokkuus Yleisesti henkilö- ja ympäristöannosmittauksessa käytetään Litiumfluoridi eli LiF - materiaaleja. Yleisimmät epäpuhtausaineina LiF:n yhteydessä toimii magnesium ja titaani. Tällaisen LiF:Mg;Ti -yhdisteen efektiivinen atomiluku Z on vesiekvivalenteilla 8,2, korkeampi kuin pehmytkudosekvivalenteilla 7,4. Säteily ei tästä johtuen absorboidu syvälle litiumfluoridin rakenteisiin samalla tavalla kuin pehmytkudoksiin. (Oberhofer M.,1993) Materiaalia lämmitettäessä siitä emittoituvan valon aallonpituus on 400nm. Valo on siis sinistä valoa, joka sopii hyvin yleisesti käytössä olevien valomonistinputkien fotokatodeille. Litiumfluoridipohjaisten materiaalien käyttäytymistä ei täysin vielä ymmärretä, koska niiden loukkujen muodostusprosessit ovat kovin monimutkaisia. Loukkujenmuodostusprosessien tuntemus ja loukkujen suhteen hehkukäyrään ovat useista tutkimuksista huolimatta vielä epäselviä. (Talasmäki, 2005) 8
3 POTILAAN SÄDEALTISTUKSEN MÄÄRITTÄMINEN JA SEU- RANTA 3.1 Säteilyaltistuksen määritysmenetelmät Perinteisissä röntgentutkimuksissa potilaaseen kohdistuva sädealtistus voidaan määrittää joko laskennallisesti röntgenputken säteilytuoton avulla tai mittaamalla se suoraan potilaan iholta. Potilasmittaus voidaan suorittaa myös potilasta mallintavan fantomin avulla. Säteilyaltistus voidaan myös määrittää annoksen ja pinta-alan tulon ns. DAP - mittauksen ja säteilykeilan poikkipinta-alan perusteella. Usean röntgenkuvan tai läpivalaisututkimuksen aiheuttama annos on hyvä arvioida juuri DAP -mittarilla tehtävän annoksen ja pinta-alan tulon perusteella. 3.2 Säteilyn suureet 3.2.1 Absorboitunut annos D, Kerma K, ilmakerma K a ja ilmaan absorboitunut annos D a Säteilyaltistuksen mittaamiseen käytettäviin perussuureisiin voidaan lukea absorboitunut annos. Sillä tarkoitetaan ionisoivasta säteilystä aineeseen siirtyvää keskimääräisen energian ja tämän aineen massa-alkion osamäärää. Keskimääräinen aineeseen absorboitunut energia voidaan määrittää aineeseen tulevien ja siitä lähtevien varauksellisten ja varauksettomien ionisoivien hiukkasten säteilyenergian erotuksen avulla. Huomionarvoista on myös niiden hiukkasten ja atomiydinten lepoenergioiden muutos, jotka osallistuvat vuorovaikutukseen. Tällöin tulevan ja lähtevän säteilyenergian erotukseen on siis lisättävä vapautuneiden sidosenergioiden summa. Tämän lisäksi tuloksesta on vähennettävä sitoutuneiden energioiden summa. Keskimääräinen aineeseen siirtynyt energia saadaan summakaavan avulla. ε (3.1) = Rsisään Rulos + Q tässä kaavassa keskimääräinen aineeseen siirtynyt energia ε saadaan, kun varauksellisten ja varauksettomien ionisoivien hiukkasten tarkasteltavaan massa-alkioon tuoma säteilyenergia (Joule) vähennetään näiden ionisoivien hiukkasten tarkasteltavasta massa-alkiosta viemästä säteilyenergiasta (Joule) ja tulokseen lisätään lepomassamuutosten summa. (ICRU 1998, Marttila 2002) 9
Absorboitunut annos voidaan nyt määrittää ja sen yksiköksi muodostuu kg J, joka on saanut erikoisnimen gray[gy]. Absorboituneen annoksen tunnus on D. D dε dm = (3.2) - kaavassa dε on tarkasteltavaan massa-alkioon, tilavuuteen siirtynyt energia ja dm on tarkasteltava alkion massa, toisin sanoen ainemäärän massa. (Marttila 2002, STUK-C3/2004) Absorboituneen annoksen ohella toinen fysikaalinen ja laskennallinen suure on Kerma(Kinetic Energy Released per unit mass). Kerman tunnus on K ja se soveltuu varauksettomien hiukkasten tuottaman ionisoimattoman säteilyn mittaamiseen, oli kyseessä sitten röntgen-, gamma- tai neutronisäteily. Kerma määrittää sen kineettisen energian, joka siirtyy varauksettomilta hiukkasilta varatuille sekundaarihiukkasille, energian massayksikköä kohden. Varatut hiukkaset syntyvät varauksettomien vaikutuksesta säteilykentän massa-alkiossa (dm). Kun varattujen hiukkasten vapautumishetken liike-energia jaetaan alkion massalla saadaan kerma. Kerma (K), jonka yksikkö on kuten absorboituneen annoksenkin, J/kg eli gray [Gy]. Kerman lauseke on kuvattuna seuraavassa. K detr dm tässä kaavassa = (3.3) ja dm on taasen alkion massa. detr on varattujen hiukkasten vapautumishetken liike-energian summa (Joule) Ionisoiva säteily luovuttaa energiaa ionisoidessaan väliainetta. Kerma mittaa tätä energiaa. Absorboitunut annos on tarkoitettu mittaamaan säteilyn kohteena olevaan massa-alkioon absorboitunutta energiaa. Kuitenkin on myös huomioitava se säteily, joka kulkee ulos tarkastelun kohteena olevasta objektista. Kyseessä on nopeuden elektronien tuottama jarrutussäteily, joka kuuluu kermaan, muttei absorboituneeseen energiaan. Alle 300 kev:n fotonienergioilla jarrutussäteilyn tuotto on lähes olematon, joten tästä seuraa se, että absorboitunut annos ja kerma ovat numeerisesti yhtä suuria, kun varattujen hiukkasten elektronitasapaino saavutetaan. Toisaalta taasen silloin, kun sekundaarielektronitasapainoa ei ole, esimerkiksi lähellä kahden materiaalin rajapintaa tai säteilylähdettä tai säteilyenergian ollessa korkea, niin edellä kuvattujen suureiden välinen ero voi olla numeerisesti hyvinkin suuri. (Järvinen 2002) 10
Edellä kuvattujen suureiden määritelmässä voidaan aineella tarkoittaa ilmaa. Tällöin puhutaan ns. ilmakermasta K a ja ilmaan absorboituneesta annoksesta D a. Näitä suureita voidaan mitata vapaassa röntgensäteilykeilassa tai vastaavasti potilaan tai potilasta kuvaavan fantomin pinnalla. Ilmakerma voidaan määrittää säteilytystä hyväksikäyttäen seuraavanlaisesti. (Järvinen 2002) K a W X = e (3.4) 1 g Kaavassa X on säteilytys ja suhde e W on ioniparin muodostamiseen tarvittavan energian ja elektronin varauksen osamäärä. Termi g kuvaa jarrutussäteilyä. Ilmaan absorboitunut annos saadaan määritettyä säteilytyksen avulla siten, että otetaan huomioon yhtäläisyys massa-alkioon tulevan ja sieltä poistuvan energian välillä, kun elektronitasapaino vallitsee. Näin ollen saadaan ilmaan absorboituneelle annokselle lauseke: D a W X e = (3.5) Sijoittamalla tämä ilmaan absorboituneen annoksen lauseke yhtälöön 3.4 saadaan ilmakerman ja absorboituneen annoksen välinen yhteys: D a ( g) = K 1. (3.6) a 3.2.2 Henkilöannosekvivalentit H p (10) ja H p (0,07) Säteilyn vaikutusta ihmiskehossa voidaan arvioida henkilöannosekvivalentin avulla. Henkilöannosekvivalentilla H p (d) tarkoitetaan annosekvivalenttia syvyydellä d olevassa pisteessä kehon pehmytkudoksessa. Henkilöannosekvivalentti määritetään yleisesti ns. kovalla säteilyllä, syvyydellä 10 mm. Tämä henkilöannosekvivalentti on siis H p (10), joka tarkoittaa syväannosta. Vastaavasti pehmeällä säteilyllä, ihon annosekvivalenttia määritettäessä syvyys on 0,07 mm ja tätä merkataan H p (0,07). Nämä kaksi pinta- ja syväannosekvivalenttia ovat yleisimmin käytettyjä. Lisäksi voidaan määrittää silmälle käytettävä henkilöannosekvivalentti syvyydelle 3mm. (STUK, 1999) 11
Henkilöannosekvivalenttien H p (0,07) ja H p (10) mittaamiseen voidaan käyttää anturia, joka on asetettuna ihon pinnalle ja joka on peitetty vastaavan paksuisella kerroksella kudosekvivalenttia ainetta. Tällainen anturi voisi olla vaikkapa TL -dosimetri. Henkilöannosekvivalentin yksikkö on Sievert(Sv). (Marttila 2002) 3.2.3 Ekvivalenttiannos, H T Ekvivalenttiannoksella tarkoitetaan elimelle laskennallisesti määritettyä suuretta. Sen yksikkö on Sievert (Sv) ja se saadaan kun kohde-elimeen säteilystä keskimäärin absorboitunut annos kerrotaan painokertoimella, joka on riippuvainen säteilyn laadusta. Keskimääräinen elimeen absorboitunut annos taasen saadaan integroimalla paikalliset annokset koko elimen tai kudoksen yli, jonka jälkeen tulos jaetaan kohde-elimen massalla. Laskennallinen kaava määritellään seuraavasti: D = 1 m D dm T, R R. (3.7) m T T Kaavassa keskimääräinen absorboitunut annos D T,R saadaan, kun otettaan huomioon m T kohde-elimen tai kohdekudoksen massa kilogrammoina ja D R on paikallinen annos, jonka yksikkö on gray. Säteilyn laadusta riippuvaan painokertoimeen w R vaikuttaa laadun lisäksi myös säteilyn energia. Kohde kudoksen tai elimen vaikutusta ei vielä ekvivalenttiannoksessa oteta huomioon. Ekvivalentti annos H T saadaan määritettyä seuraavan kaavan mukaisesti: H T = wr DT, R. (3.8) R Sv Kaavassa w R on edellä kuvattu säteilyn laadun painotuskerroin, jonka yksikkö. DT,R Gy taasen on kudoksesta tai elimestä absorboitunut annos. Seuraavasta taulukosta voidaan havaita, että röntgensäteilyn kohdalla absorboitunut annos ilmaisee melko suoraan ekvivalenttiannoksen. Tämä johtuu siitä, että röntgensäteilylle sätei- Sv lyn laadullinen painotuskerroin on 1. (ICRP, 1991) Gy 12
Taulukko 1. Säteilyn painotuskertoimet eri säteilylaaduille. (mukaillen lähteestä ICRP,1991 s.68 ) Säteilylaji ja energia-alue Säteilyn painotuskerroin Fotonit, kaikki energiat 1 Eletronit ja myonit, kaikki energiat 1 Neutronit, energia <10keV 5 10-100keV 10 100keV-2MeV 20 2MeV-20MeV 10 >20MeV 5 Protonit, energia >20MeV 5 Alfa -hiukkaset, fissiofragmentit, raskaat ytimet 20 3.2.4 Efektiivinen annos Ihmiskehon kudosten säteilyn sietokyky on hyvin erilainen. Säteilyn aiheuttamat satunaiset eli stokastiset haittavaikutukset ja edellä kuvatun ekvivalenttiannoksen suhde voidaan katsoa olevan riippuvainen säteilyn kohteena olevasta kudoksesta. Tätä tarkastelua varten on muovattu laskennallisesti suure, jota kutsutaan efektiiviseksi annokseksi. Suuretta efektiivinen annos käytetään mm. erilaisten stokastisten säteilyriskien, kuten syövän ja perinnöllisyysvaurioiden arviointiin ja eri tutkimusten väliseen vertailuun. Pinta-annoksen vertaaminen eri tutkimustyyppien välillä ei anna riittävää tietoa potilaan säteilyaltistuksesta. (Pirinen, 2004) Efektiivistä annosta kuvataan kirjaimella E ja sen yksikkö on on Sievert. Annos saadaan laskettua seuraavan kaavan mukaisesti: E. (3.9) = w T H T T Kaavassa w T on säteilyaltistuksen painotuskerroin kudokselle T. H T taasen kuvaa kudoksen tai elimen ekvivalenttiannosta (Sv). Efektiivisen annoksen laskenta perustuu seuraaviin säteilyn painotuskertoimiin, jotka ovat esitettynä taulukossa 2. Painotuskertoimet kuvaavat säteilylle alttiiksi joutuvan elimen tai kudoksen suhteellisen osuuden säteilyn haitasta tilanteessa, jossa koko keho on tasaisesti altistunut säteilylle. Kertoimien summa on siis yksi. (Tapiovaara, M. et al.,2004) 13
Taulukko 2. Kudosten painotuskertoimet. (STUK ST-ohje 7.2, 1999) Kudos tai elin w T Sukurauhaset 0,20 Punainen luuydin 0,12 Paksusuoli 0,12 Keuhkot 0,12 Mahalaukku 0,12 Virtsarakko 0,05 Rintarauhaset 0,05 Maksa 0,05 Ruokatorvi 0,05 Kilpirauhanen 0,05 Iho 0,01 Luun pinta 0,01 Muut kudokset 0,05 3.3 Pinta-annos (ESD) Potilaan iholle tai tarkoitusta varten suunnitellun fantomin päälle voidaan asettaa annosmittari, jonka tarkoituksena on mitata yksittäisestä röntgenkuvasta potilaalle aiheutuva pinta-annos. Lämpöloisteannosmittarit ovat tyypillisesti pinta-annoksen mittaamiseen sopivia. TL -materiaalia valittaessa on huomioitava, että se on käytettävälle röntgensäteilyn energia-alueelle eli kuvausjännitteelle ja annosalueelle soveltuva. Tämän työn kannalta oleellisia kuvausmenetelmiä ovat keuhkokuvaus eli thorax -kuvaus sekä lannerangan röntgenkuvaus. Keuhkokuvaustutkimuksissa tarvitaan muita röntgentutkimuksia herkempiä lämpöloisteannosmittareita pinta-annoksen määrittämiseksi. Myös lasten tutkimukset vaativat erikoisannosmittarin. Jokainen dosimetri on kalibroitava yksilöllisesti mittausta varten. Tämä kalibrointi on toteutettu myös tässä tutkimuksessa (STUK 1/2004). 3.3.1 Pinta-annos ja sen laskenta Röntgenputken säteilytuottoa voidaan käyttää hyväksi pinta-annoksen laskennalliseen määritykseen, kun tiedetään kuvausetäisyys FSD, kuvausjännite U ja sähkömäärä Q. 14
Nämä edellä mainitut suureet ilmoitetaan SI -järjestelmän yksiköissä (cm, kv, mas). Laskennallisen menetelmän käytön edellytys on, että säteilytuotto on määritetty kuvausjännitteellä, fokuksella ja röntgenputken kokonaissuodatuksella, jota potilaan kuvauksessa käytetään. Tämän lisäksi on oltava käytettävissä potilastutkimusten yhteydessä tallennetut laskennassa käytettävät tiedot. 2 FDD ESD = Y ( U, F) Q BSF (3.1) FSD -kaavasta (3.1) voidaan ratkaista pinta-annos laskennallisesti. Kaavassa Y(U,F) on röntgenputken säteilytuotto, joka ilmoitetaan mgy/mas eli siis ilmaan absorboitunut annos jaettuna sähkömäärällä. Säteilytuotto mitataan etäisyydellä FDD(cm) fokuksesta. Tutkimuksessa käytetty kuvausjännite on U ja kokonaissuodatus F. FSD:llä tarkoitetaan etäisyyttä röntgenputken fokuksesta potilaan iholle säteilykeilan keskellä. Potilastutkimuksessa käytetty sähkömäärä (mas) on kaavassa ilmoitettu Q. Kaavan loppuun lisätään myös potilaasta tai fantomista takaisinsironnut säteily. Takaisinsironnan suhteellista määrää voidaan kuvata ns. takaisinsirontakertoimena BSF (STUK 1/2004). 3.3.2 Paikallisen pinta-annoksen mittaaminen Paikallisen pinta-annoksen mittaaminen onnistuu suoraan käyttämällä pientä säteilyannosmittaria, kuten lämpöloisteannosmittaria(tld), MOSFET mittaria tai diodirakenteista mittaria. Fysikaalisten ominaisuuksiensa perusteella näistä mittareista parhaiten ihoannosmittaukseen sopii lämpöloisteannosmittari. Lämpöloisteannosmittarin etuuksiin voidaan lukea mm. sen pieni koko, sen hyvä kokonaisvaltainen resoluutio ja mittaustarkkuus. Tämä toteutuu tietysti sillä edellytyksellä, että mittaria käytetään oikeaoppisesti. Lämpöloisteannosmittarin etuuksiin voidaan lukea myös se, että sen näkyvyys röntgenkeilassa, kuvassa on olematon. (Kosunen A. et al., 2005) Joissakin tapauksissa ainoana TLD käytön esteenä on nimenomaisesti sen luentaan ja käsittelyyn liittyvän käytön hankaluus. 3.3.3 ESD -laskentaohjelma Pinta-annoksen laskennallista käsittelyä voidaan helpottaa laatimalla tietokoneelle Monte- Carlo menetelmään pohjautuva laskenta ohjelma. Säteilyturvakeskuksessa tällainen ohjelma oli tehty vuonna 2003. Pinta-annos (ESD) voidaan laskea ohjelmalla, kun tunnetaan kuvausetäisyys, röntgenputken säteilytuotto kuvausetäisyydellä, kuvauksen virta-aikatulo ja projektiokohtainen takaisinsirontakerroin. (STUK, 2003) 15
3.4 Sädealtistuksen määritykseen soveltuvat fantomit Säteilyturvakeskus on rakentanut potilaan säteilyaltistuksen määrittämiseen soveltumia fantomeja, joista kahta käytetään tätä tutkimusta tehtäessä. Fantomin pitää olla rakenteeltaan sellainen, että se vastaa mahdollisimman hyvin fysikaalisilta säteilyn vaimenemis- ja sirontaominaisuuksiltaan potilasta. Valotusautomaatin mittakentät eivät saa ulottua fantomin reunojen ulkopuolelle. Röntgendiagnostiikkalaitteen sädealtistuksen määritykseen käytettävä fantomi on syytä valita kulloisenkin kuvauskohteen mukaisesti. Keuhkokuvausta eli thorax-kuvausta vastaava mittaus kannattaa tehdä käyttäen noin 10 12 cm paksuista fantomia. Tällöin päästään mahdollisimman lähelle valotusautomatiikan toiminta-aluetta. Bucky-pöydän valotusautomatiikan testauksessa voidaan vastaavasti käyttää noin 20-24 cm paksuista fantomia. Esimerkki tällaisesta on lannerankakuvausta vastaava tilanne. (Tapiovaara et. al, 2004) 3.3.1 Keuhkokuvaus PA-projektio ja fantomi Radiologisten tutkimusten pääpaino on juuri keuhkojen kuvantamisessa eli thorax - kuvauksissa. Lähes puolet radiologisesta diagnostiikasta on thorax -kuvauksia. Thoraxkuvien kustannukset ovat kuitenkin melko suuria. Näin ollen kuvien tulkinnan tulisi olla yhdessä sädealtistuksen kanssa mahdollisimman optimaalista. Tämän vuoksi näiden keuhkokuvien laadunvarmistus on myös toimittava mahdollisimman aukottomasti. (Paakkala 1991) PA (Posterior-Anterior) -projektiolla tarkoitetaan etusuunnassa otettua thoraxkuvaa, joka on siis nk. säteilykeilan suunnan mukainen. STUK:n käyttämä PA -fantomi on vedellä täytetty, jäykkäseinäinen ja suorakulmaisen särmiön muotoinen. Sen poikkileikkauskoko on 26 cm x 26 cm ja paksuus säteilykeilan suunnassa on 8,8 cm. Säteilyn vaimenemista kasvatetaan käyttämällä säteilykeilan suunnassa fantomin päälle asetettua PMMA -pleksilevyä, jonka paksuus on 0,5 cm. Tämän menettelyn avulla saadaan aikaan se, että fantomin aikaansaama säteily vastaa potilaan keuhkoalueen säteilyn vaimenemista. (STUK tiedottaa 1/2004) Tällainen PA -fantomin rakenne on esitetty kuvassa 4. 0,5 cm PMMA 10cm vesi Kuva 4. Thorax-PA-fantomin kaavakuva. (STUK tiedottaa 1/2004) 16
3.4.2 Lanneranka AP-projektio ja fantomi Lannerankakuvauksessa voidaan tarkastuksen yhteydessä käyttää fantomia, joka koostuu edellä kuvatusta thorax -fantomista hieman muunneltuna. Lanneranka fantomi on Säteilyturvakeskuksessa rakennettu siten, että se koostuu kahdesta vedellä täytetystä, jäykkäseinäisestä, suorakulmaisen särmiön muotoisesta muovilaatikosta. Poikkileikkauskoko on thorax - fantomin kaltainen, mutta yhteenlaskettu kokonaispaksuus säteilykeilan suunnassa on nyt 20cm. Fantomin seinämien paksuus on 0,6cm, jolloin vesitilan paksuus on 17,6cm. Lannerankamittauksessa fantomirakenteen päälle tulee asettaa 3,3 cm PMMA-levyä, säteilyn vaimentamiseksi. Kyseinen fantomi on kuvattu kuvassa 5. 3,3 cm PMMA 10 cm vesi 10 cm vesi Kuva 5. Lanneranka fantomin kaavakuva. (STUK tiedottaa 1/2004) 17
4 MENETELMÄT 4.1 Kalibrointimenettely Kalibroinnilla tarkoitetaan sellaista toimenpidettä, jolla mittalaiteen esittämä suure voidaan yhdistää mittanormaalilla todetun suureen kanssa. Kalibrointitoimenpiteen tarkoitus on saada mittalaitteen näyttämä mahdollisimman lähelle kansallisesti ja tätä kautta myös kansainvälisesti todettua arvoa. Säteilymittausten luotettavuuden varmistamiseksi Säteilyturvakeskus ylläpitää kansallisia mittanormaaleja suureille ilmakerma, veteen absorboitunut annos ja annosekvivalentti. Säteilyturvakeskuksen ylläpitämät kansalliset mittanormaalit ovat muiden laitteiden kalibrointiin tarkoitettuja säteilylähteitä, mittausmenetelmiä tai mittalaitteita. Säteilymittausten tarkkuus ja vertailukelpoisuus kansainvälisesti taataan juuri kansallisen mittanormaalitoiminnan perusteella. (Järvinen, 2002) TLD -kiteiden ja kidekoteloiden kalibrointi perustuu RQR -säteilylaaduille ja niissä tehtävään ilma-kerma-kalibrointiin. Päähuomio mittauksissa kuitenkin on pintaannoksen tarkastelussa. Tulee siis huomata, että mittaustilanteessa ilmakermakalibroitujen TL-dosimetrien tulos on myös ilmakermaa. Tämä seikka huomioiden luvussa 3 kuvattu ESD, eli pinta-annos voidaan huomioida myös ilma-kerman ja erikseen määritetyn takaisinsirontakertoimen backscatter factor avulla: ESD = D BSF. (4.1) a Lisätietoa RQR -laaduista on esiteltynä myöhemmin nelosluvussa. 18
4.2 TL -dosimetri Tässä työssä käytettiin litiumfluoridi -pohjaista TL -dosimetria MCP-N, joka on TLD Polandin valmistama ja Rados Technology Oy:n maahantuoma. MCP-N on materiaali, jossa lisäaineena toimii magnesium, kupari sekä fosfori (LiF:Mg,Cu,P). N -kirjain tyyppinimessä kertoo materiaalissa käytetyn litiumin isotoopin. Litium on tässä luonnollisessa muodossaan (Natural), jolloin se sisältää isotooppia seitsemän ( 7 Li) noin 92,5% ja isotooppia kuusi ( 6 Li) noin 7,5%. Dosimetri sisältää kuoren ja ns. slidin eli pillerikotelon, johon pystytään sijoittamaan maksimissaan neljä pilleriä. Pillerit ovat halkaisijaltaan 4,5mm kokoisia ja niiden paksuus on noin 0,90mm. Päivittäistä käyttöä helpottaa TL -pillereiden sijoittaminen tarkoitukseen soveltuvaan kantolaatikkoon, joka on kuvattu seuraavassa. Alimpana on dosimetrikotelon pohjaosa ja ylimpänä vastaavasti kansi. Kannessa on leikattuna 120 asteen kulmassa ns. betaikkuna, jonka kohdalla materiaalin paksuus on vain 0,1-0,15 mm. Dosimetrikotelon sisälle sijoitetaan ns. slidekotelo, jonka sisässä ovat TL-pillerit. (Talasmäki, 2006) Kuva 6. Rados Technology Oy:n valmistaman dosimetrin rakennekuva. (Talasmäki, 2006) 19
Kuvassa seitsemän nähdään dosimetri koteloineen luonnollisena. Kuoren tehtävänä on suojella itse dosimetria(slide), joka muutoin olisi melko suojaamaton ja helposti hajoava. Kuva 7. Dosimetri ja dosimetrin suojakotelo. 4.2.1 Dosimetrin suodatus, mittaussuureet H p (0,07) ja H p (10) Suodattimia käytetään lämpöloisteannosmittareissa tasoittamaan loistemateriaalien energiavastetta. Energiavasteen tulee olla tasainen, jotta tarkka annosmääritys olisi mahdollista, jopa tilanteessa, jossa dosimetriin kohdistuneen säteilyn energiaa ei tiedetä. Tämän tutkimuksen luonteen kannalta on järkevämpää toteuttaa tasainen energiavaste kokeellisesti, vaikkakin se voitaisiin tehdä myös ns. suodatusalgoritmien avulla. Algoritmien käyttöön sisältyy aina myös omia virhelähteitä. (Talasmäki, 2006) Säteilylaadun RQR3 kulmavaste Suhteellinen vaste 1,06 1,05 1,04 1,03 1,02 1,01 1 0,99 0 5 10 15 Kulma(aste) RQR3(48,8kV) Kuva 8. Säteilylaadun RQR3 eli noin 50kV energian kulmavaste. 20
Tarkasteltaessa dosimetrin kulmariippuvuutta, voidaan se tehdä kääntämällä fantomia ja sen mukana dosimetria säteilykeilassa ± 0-15 astetta. Näin nähdään se, miten suhteellinen kulmavaste riippuu fantomin asennosta kohti säteilykeilaan. Suuremmilla energioilla esim. RWR8:lla, 99,0kV suhteellinen vaste pysyy ykkösen ympärillä. Yleisesti diagnostisissa säteilykeiloissa lämpöloisteannosmittari kykenee saavuttamaan noin 5% annostarkkuuden. Lämpöloisteannosmittareilla tehty annostarkkuustutkimus perustuu kuitenkin yksittäistä elintä kuvaavaan säderasitustutkimukseen, joka on tehty antropometrisellä fantomilla. (Aschan, 1999) Kuva 8. Kuva mittausasetelmasta Säteilyturvakeskuksen mittanormaalilaboratoriossa. Lämpöloistedosimetrin suhteellista vastetta on tutkittu aikaisemminkin mm. Juha Talasmäen diplomityössä. Hän kuvaa myös pinta-annos (Hp 0,07) tuloksen, jossa selvästi suhteellinen vaste paranee eli lähestyy ykköstä mentäessä suurempiin energioihin. Kaaviokuva tuloksista on esitettynä seuraavassa. Kulmariippuvuutta on tässä työssä tutkittu ± 0-60 asteen välillä. Huomataan, että nollakulmalla vaste on parhaimmillaan noin 1, 50 kv:n energian jälkeen, kun taas kulmaa muuttamalla suhteellinen vaste saadaan nousemaan noin 1,2:een. 21
Kuva 9. MCP-N H p (0,07) -kulmavasteet normalisoituna nolla kulmassa säteilytettyyn 137 Cs -lähteeseen. (Talasmäki, 2006) Kuvaajasta voidaan havaita selvä kulmariippuvuus pienillä energioilla, joka taas selkeästi pienenee suuriin energiatasoihin siirryttäessä. 4.3 TLD -luenta Työn lämpöloisteannosluentaan käytettiin Rados Technology Oy:n RE 2000 lukijaa. Lukija oli kytkettynä tietokoneeseen, josta sitä ohjattiin WinTLD -ohjelman uuden version avulla. Toimintaperiaate noudattaa teoria -osiossa esitettyä fysiikkaa. Lukijaan syötetään dosimetrit omissa syöttölippaissaan ja lukija ottaa dosimetrit kaseteista. Ensimmäinen kasetti sisältää koodin, jonka lukija tulkitsee ja tämän jälkeen lukijan koneisto työntää yksittäisen kasetin sisällä olevan slidin luettavaksi. Vakuumineula nostaa yksittäisen pillerin luettavaksi, jonka jälkeen pilleri lämmitetään haluttuun lämpötilaan typpikaasuvirtauksen avulla. Luentaparametrit, kuten typen lämpötila ja esilämmitysaika, tulee säätää halutuksi ennen varsinaisen luennan aloittamista. Materiaalin seurauksena siitä emittoitunut valo voidaan mitata valomonistinputken avulla. Valomonistin putken mittaama pulssimäärä rekisteröidään ja esitetään ns. hehkukäyränä (glow curve). (Talasmäki 2005) 22
Kuva 10. TLD -lukijan toimintaperiaate, Rados Technology Oy:n RE2000 -lukija. (Talasmäki 2005) Luentaprosessia voidaan kuvailla myös vaihekuvaajan avulla, joka on esitetty kuvassa 11. Ennen säteilytystä dosimetrit tyhjennetään lämpökäsittelyn avulla. Tämä tapahtuu kuumentamalla dosimetrejä tarkoitukseen sopivassa uunissa. Lämmityksen aika ja lämpötila ovat riippuvaisia käytettävästä lämpöloistemateriaalista. Omassa luonnontieteiden kandidaatin työssäni tarkastelin nk. uunituksen merkitystä suhteessa TLD -lukijalla tehtävään kaksinkertaiseen tyhjennysluentaan. Havaintona oli, että merkittävää absorboituneen annoksen laskentaa haittaavaa eroa ei ollut tyhjennysmenetelmien välillä nähtävissä. Kuva 11. Luentaprosessin vaiheet. (Talasmäki, 2005) 23
4.3.1 TLD -luennan tuottama data ja datan käsittely Lämpöloisteannosmittauksen luentaprosessin jälkeen sen tuottama data voidaan käsitellä WinTLD PRO-ohjelmiston avulla helposti, jos ohjelmisto kalibroidaan kyseisille pillereille. (Rados, 2005) Ohjelma ilmoittaa luetun datan pulssimääränä, joka juontaa juurensa valomonistinputken luentatapaan. Pilleristä/kiteestä luettu pulssimäärä voidaan kalibroida vastaamaan tunnettua annosta, jos kide on sädetetty jollain tunnetulla annoksella. Ohjelma tekee tämän vertailun itsenäisesti. Dosimetrien luentavaiheessa datan luotettavuuden varmistamiseksi on mahdollista toimia kolmella vaihtoehtoisella tavalla. Yleisesti suositeltavaa on, että dosimetrit esikäsitellään epästabiilien loukkujen aiheuttamien, matalissa lämpötiloissa esiintyvien piikkien poistamiseksi hehkukäyrästä. Käsittely voi tapahtua lämmittämällä pillereitä 80 asteessa tunti tai 120-150 asteessa noin 10 minuuttia. Huoneenlämmössä näiden piikkien puoliintumisaika on erittäin lyhyt, jolloin vaikutus hehkukäyrän pinta-alaan on minimaalinen, jos toimitaan niin, ettei pillereitä välittömästi säteilytyksen jälkeen lueta. Kolmas piikkien eliminointivaihtoehto on manuaalinen laskentalähtökohdan muutos hehkukäyrästä, jolloin siis ylimääräisten piikkien pinta-ala jätetään huomiotta tarkastelussa. Oheinen kuva 12 esittää neljää eri hehkukäyrään vaikuttavaa tekijää. Kuvan hehkukäyristä voidaan selkeästi havaita matalaenergisten loukkujen aiheuttamien piikkien katoaminen, kun lämpötilaa nostetaan esikäsittelyvaiheessa. Annospiikin kasvu kuvissa a, b ja c johtuu ilmeisesti esikäsittelyn aiheuttamasta varausten vaelluksesta loukuista toiseen ja lisäksi dipolit yhdistyvät laajemmiksi ryhmittymiksi, joita kutsutaan dipoliaggregaateiksi. (Vanamo V., 1983) Kuva 12. Esikäsittelytapojen vaikutus mittaustuloksiin. Säteilyannos kaikissa tapauksissa 1,1mGy. Pystyakselilla näkyy fotonilaskennan tulos ja vaaka-akselilla aika. (Talasmäki, 2005) 24
Kuvaaja a on saatu lukemalla pillerit välittömästi säteilytyksen jälkeen. Huomataan, että kaikki matalaenergiset piikit ovat näkyvissä. B -kohdassa dosimetrejä on uunitettu 80 asteen lämpötilassa tunnin ajan ja vaikutus näkyy ensimmäisten piikkien poistumana hehkukäyrästä. C-kohdassa taasen uunitus on tehty 120 asteen lämpötilassa 10 minuutin ajan, jolloin hehkukäyrä on jo täysin erilaisen näköinen ja matalaenergiset piikit ovat poissa. D -kohdan hehkukäyrä on ideaalinen ja erittäin siisti. Kuvaaja on muodostunut, kun pillereitä on käsitelty 150 asteen lämpötilassa 10 minuutin ajan. (Talasmäki, 2005) Tässä tutkimuksessa datan käsittely ja kalibrointiprosessi perustuu kuitenkin taustaannoksen ja absorboituneen annoksen väliseen vertailuun ja siitä edelleen annos, laskennallisesti määritettynä tunnettuun 5,0mGy:n annokseen. Tämä sen vuoksi, että ohjelmisto itsessään on jatkuvassa käytössä Säteilyturvakeskuksen hammaspostivalvonnassa, joten sekaannuksien välttämiseksi oli turvallisempaa olla koskematta ohjelma-asetuksiin. 4.4 RQR -röntgensäteilylaadut ja säteilylähteet Työssä lähdettiin liikkeelle valmistelulla, jonka tarkoituksena oli laatia kalibrointi käytettäville lämpöloisteannosmittareille. Referenssinä tässä käytettiin IEC:n uuden standartin IEC 61267 mukaisia säteilylaatuja RQR3-RQR10. Mittauksissa selvitettiin takaisinsironnan osuutta eri RQR -säteilylaaduilla, erilaisilla etäisyyksillä sekä eri fantomiratkaisuilla. Tarkoituksena oli selvittää se, miten tarkasti syvä- ja pinta-annoksen suhde pysyy muuttumattomana käytettäessä yleisesti PTB:n ja STUK:n mittalaitekalibroinneissa käytämää ns. slab -fantomiratkaisua ja toisaalta taas tarkastajien kentällä käyttämää kliinistä fantomiratkaisua. Röntgendiagnostiikassa käytettävien mittareiden kalibrointiin voidaan käyttää gammasäteilylähteen ohella myös RQR -säteilylaatuja. Säteilylaatujen avulla pystytään tutkimaan myös mittareiden energiariippuvuutta. Tämän työn kalibrointisuunnitteluun kuului kymmenen RQR -säteilylaadun testaus. Näiden avulla saatiin määritettyä dosimetrien ilma-kerma suhde ja fantomista takaisin sironneen säteilyn osuus. 25
Taulukko 3. RQR -säteilylaatujen kalibrointiasetukset diagnostiikkamittareiden kalibroinnissa, 1,0m ja 160kV röntgenputki (Pöyry P,2004) Laatu (nimi) Jänniteasetus (kv) Todellinen jännite (kv) Putkivirta (ma) Monitorivirta (na) HVL (mmal) RQR3 48,8 50 11,7 1,315 1,49 RQR4 58,9 60 10,0 1,307 2,02 RQR5 68,9 70 8,5 1,292 2,47 RQR6 78,9 80 6,9 1,326 2,90 RQR7 89,0 90 5,7 1,361 3,29 RQR8 99,0 100 4,8 1,368 3,73 RQR9 119,1 120 3,5 1,403 4,49 RQR10 149,3 150 2,5 1,504 5,77 Säteilylähteenä mittauksissa käytettiin Säteilyturvakeskuksen mittanormaalilaboratorion 160kV:n röntgenputkea. Putki on rakenteeltaan ns. klassinen. Anodin jäähdyttäminen tapahtuu vedellä ja anodi on kiinteä lautanen, ei pyörivä, kuten useissa nykyisissä diagnostisissa laitteissa. Tutkimuksen kannalta voidaan pitää tärkeänä myös röntgenlaitteiston rakenteen tarkastelua. Luonnollisesti röntgenlaitteisto ja sen rakenne vaikuttaa myös siihen, minkälainen annos potilaaseen absorboituu. Kansainväliset organisaatiot kuten ICRU ja ICRP mitä ilmeisemmin käyttävät kollimoituja röntgenlaiteratkaisuja, jolloin siis säteilyä rajoittavan kollimaattorin luoma kenttäkoko on suoraan muunneltavissa.(icru 2005; ICRP2000) Vastaavanlaisilla ratkaisuilla on myös toteutettu useat diagnostiset röntgenlaitteet. Säteilyturvakeskuksen laboratoriossa tällaista kollimoinnin muunnosta ei pystytä suorittamaan, koska laitteiston kollimointi on kiinteä ympyräkenttä. Röntgenlaitteiston kollimoinnin avulla saadaan helposti muokattua säteilykeilan muotoa esimerkiksi kenttäkokoon (10 x 10) cm. STUK:n laitteistossa kiinteän kollimaattorin aukko on ympyrän muotoinen. Ympyrän halkaisija on 14 cm fantomin pinnalla, fantomin ollessa yhden metrin päässä fokuksesta. Oheiset kuvat 11 ja 12 havainnollistavat graafisesti, laskennallisesti määritetyn kenttäkoon muutosta etäisyyttä kasvattamalla. 26
Ympyräkentän läpimitta jaettuna funktiolla neliöjuuri 2 Kentän läpimitta 30 25 20 15 10 5 28 14 19,80 9,90 Etäisyys 2 m Etäisyys 1 m 0 Ympyräkenttä Neliökenttä Kuva 13. Ympyräkentän läpimitan ja funktion neliöjuuri 2 osamäärä. Kenttäkoko: 14/ 2 = 9,90 cm Halkaisija 14 cm Kenttäkoko: 28/ 2 = 19,90 cm Halkaisija 28 cm Kuva 14. Muutos kenttäkokoon siirryttäessä metristä kahteen metriin. 4.5 Takaisinsironta fantomista Ensimmäisinä suoritettiin kalibrointimittaukset, jotka päätettiin tehdä suoraan röntgensäteilyä käyttäen. Usein kalibrointi suoritetaan käyttämällä gammalähdettä, esimerkiksi cesium - lähdettä. Tässä työssä katsottiin kuitenkin järkeväksi käyttää jo kalibrointivaiheessa sitä säteilylaatua, missä varsinaiset säteilytyksetkin tullaan tekemään. Kalibroinnin ensimmäinen vaihe oli hakea joku referenssi, joka olisi kansainvälisesti tunnustettu. Tällaiseksi valittiin PTB:n eli Saksan säteilysuojeluviranomaisen tekemät mittaukset RQR -säteilylaaduilla käyttäen nk. SLAB -fantomia. Tämä fantomi on koekäyttöön tarkoitettu tarkasti suunniteltu fantomi, joka myös säteilyturvakeskuksella on käytössä yleisimmissä kalibrointimittauksissa. 27
Seuraavassa taulukossa nähdään pinta- ja syväannoksen suhteelliset osuudet neljällä eri fantomiratkaisulla. Ensimmäinen fantomi on PTB:n mukainen slab -fantomi, toisena on tarkastajien käyttämä kliininen fantomi, kolmantena PMMA pleksifantomi ja viimeisenä amerikkalaisvalmisteinen LucAL kalibrointifantomi. Kansainvälinen radiologinen komissio ICRP tarkastelee takaisinsironnan osuutta vesifantomista röntgensäteilyn kenttäkokoa muuttamalla. Tuloksena nähdään muutos takaisinsirontakertoimessa siirryttäessä 10 cm x 10 cm kenttäkoosta kokoon 20 cm x 20 cm. Seuraava taulukko osoittaa millainen vaikutus tällä kollimoinnin muutoksella on takaisinsirontakertoimeen 60 kv, 80 kv ja 100 kv:n jännitteillä. Taulukko 4. ICRP:n raportissa 85 ilmoittamat takaisinsironta-arvot. (ICRP 85,2000) Jännite(kV) 10x10 20x20 60 1,26 1,29 80 1,29 1,34 100 1,32 1,39 Suodatus 2,5mm alumiinia 4.6 Annosnopeusmittaukset Annosnopeusmittaukset toteutettiin Säteilyturvakeskuksen käytössä olevalla Radcal MDH 1015 -ionisaatiokammiolla (Radcal Corp. USA), jonka kammiokoko on 180cm 3 ja tyyppimerkintä 10X5-180. Seuraavassa kuvaajassa on havainnollistettu kammion kalibraatiokerroin kq fotonienergian funktiona. 28
MDH (4.2.2005) 3,5 3 2,5 2 kq 1,5 1 0,5 0 1 10 100 1000 Eavg(keV) Kuva 15. MDH ionisaatiokammion kalibrointikerroin kq fotonienergian funktiona. (STUK, 2005) Huomataan, että kammion energiavaste on melko tasainen niillä energioilla, jotka tämän tutkimuksen kannalta ovat merkittäviä 100 kev:n molemmin puolin. Kalibrointikerroin on määritetty STUK:ssa 4.2.2005. 4.7 Mittausgeometria 4.4.1 Ilmaan absorboitunut annos, rod -fantomilla mittattuna Ensimmäiseksi päätimme lähteä tarkastelemaan Säteilyturvakeskuksen dosimetrialaboratoriossa lämpöloisteannosmittareita tutkimalla niiden kykyä mitata ilmaan absorboitunutta annosta kahdeksalla RQR säteilylaadulla pitäen referenssinä PTB:n raporttia PTB-DOS-34. Lämpöloisteannosmittarin osalta ilmaan absorboituvan annoksen tutkiminen on jokseenkin hankalaa. Dosimetrit ovat suunniteltu käytettäväksi joko fantomin pinnalla tai henkilödosimetriassa kiinnitettynä ihmiseen. Näin ollen päätimme PTB:n raportin pohjalta kiinnittää dosimetrit nk. rod -fantomiin, joka suomenkielessä vastaa sormiannosmittaukseen soveltuvaa sormifantomia. Sormifantomin voidaan fysikaalisilta ominaisuuksiltaan olettaa olevan käytännössä sellainen, että dosimetreihin ei juuri siroa säteilyä. Näin tilanne vastaa sitä, että dosimetrit roikkuisivat ilmassa. 29
4.4.2 Slab -fantomi Tutkimuksen ideana oli suunnitella ja toteuttaa fantomi, joka soveltuisi postivalvontaan ja olisi fysikaalisilta ominaisuuksiltaan mahdollisimman lähellä käytössä olevia ja tieteellisesti tunnettuja fantomeja. Tämä tarkoitti sitä, että eri fantomien ominaisuuksia, eritoten takaisinsirontaa fantomista ja yleistä käytäytymistä TLD:n kanssa oli tutkittava. Ensimmäiseksi tarkasteltiin tieteellisessä laboratoriokäytössä olevaa aivan tavallista slab -tyypin fantomia. Mittausasettelu on esitettynä kuvassa 16. Kuva 16. Slab -tyypin fantomi ja siitä aiheutuvan takaisinsironnan mittausasetelma. Fantomi on asetettuna 1m päähän röntgenputken fokuksesta. 4.4.3 Tarkastajan fantomi Tarkastajan fantomilla tarkoitetaan myöhemmin luvussa 4.4.5 esitetyn LucAL -fantomi tyypin pohjalta tarkastajan tarkastuskäynnille kehiteltyä versiota. Fantomi on rakennettu muovisesta materiaalista, joka on muotoiltu geometrisesti mahdollisimman hyvin luvussa 3.4 esitetyn keuhkokuvausfantomimallin mukaisesti. Kyseessä on pleksifantomia jonkin verran kevyempi ja helppokäyttöisempi ratkaisu, joka soveltuu sirontapohjaksi erityisesti ionisaatiokammion avulla tehtävään annosmittaukseen. Tämän tyypin fantomi ja takaisinsirontatestausasetelma on esitetty kuvassa 17. 30
Kuva 17. Tarkastajan fantomi ja takaisinsironnan tutkimisen mittausasetelma. Fantomi on aseteltu niin, että etäisyys röntgenputken fokukseen on 1m. 4.4.4 Projektifantomi (pleksivesifantomi) Edellä kuvatut takaisinsirontatutkimukset tehtiin fantomeilla, jotka soveltuvat mallintamaan takaisinsirontaa keuhkokuvauksen tapaan. Kuten luvussa 3.4 todettiin, lannerankakuvauksen takaisinsironnan tutkiminen edellyttää paksumpaa fantomirakaisua. Fantomin käytettävyys näkökulmaa oli myös tutkittava, koska se oli yksi tämän tutkimustyön tutkimusongelmista. Tästä syystä päätimme tarkastella fantomia, jossa käytettäisiin täytteenä vettä, kuten yleisesti on tapana, ja lisänä pleksilevyä. Kokonaispainoltaan fantomi tulisi olemaan painava, mutta vesitäytteisenä sen kuljetuspaino kevenisi ja sitä ei tarvitsisi erikseen rakentaa osista, vaan se olisi yhtenäinen kokonaisuus. Väliseinällä erotettaisiin osat, joita käytetään keuhkokuvauksen ja lannerankakuvauksen takaisinsironnan aikaansaamiseksi. Yhdellä fantomilla siis kyettäisiin kuvaamaan molemmat projektiot. Kyseinen tätä työtä varten suunnitellun fantomin rakenne kuva on esitetty kuvassa 18. 31
Kuva 18. Isometrinen kuva työtä varten suunniteltu projektifantomi. 4.4.5 LucAL fantomi ja kokopleksifantomi LucAL -fantomi on maailmalla tunnettu ja yhdysvalloissa kehitetty pääasiallisesti keuhkokuvauksen mallintamiseen suunniteltu fantomi. (Conway BJ.,1984) LucAL on ratkaisuna pitkälle kehittynyt ja fysikaaliset näkökulmat huomioiva. Sen muunneltavuus keuhkokuvauksesta lannerankakuvaukseen on hyvä. Suodatusta ollaan lisätty asentamalla fantomin pintalevyjen väliin 2,5 mm:n paksuinen alumiinikerros. Fantomin rakenne on esitettynä kuvassa 19. 32
Kuva 19. LucAL -fantomin rakenne. (Vassileva J., 2002) 4.8 Fantomin suunnittelu ja teettäminen Työn edetessä havaitsimme, että juuri tämän työn tarkoitukseen sopivaa fantomia ei ollut saatavilla. Takaisinsirontatarkastelun pohjalta voitiin tehdä johtopäätös, jonka mukaan tarkastajien käytössä olevat vesitäytteiset kanistereista koottavat fantomit oli suunniteltu LucAl -fantomin pohjalta. Kuitenkin näissä kummassakin fantomityypissä on omat ongelmansa, kun kyseeseen tulee postitse tapahtuva fantomien kuljetus ja TLD:llä tapahtuva pintaannosmittaus. Sen vuoksi päädyttiin suunnittelemaan LucAL -fantomin mukainen nimenomaisesti postikuljetuksessa käytännöllinen ja helposti hoitohenkilökunnalle ohjeistettava fantomi, jonka työstämisestä vastasi Säteilyturvakeskuksen hienomekaaninen verstas. Fantomi itsessään tehtiin tilaustyönä. Yleisesti fantomin suunnittelu lähtee liikkeelle perusoletuksesta, jonka perusteella fantomi tulee fysikaalisilta ominaisuuksiltaan olla lähestulkoon keskivertopotilaan malli. Antropometrinen fantomi eli usein kutsuttu Aldersson -fantomi on tietysti tässä suhteessa kaikista lähimpänä todellista mallia potilaasta. Kuitenkin antropometriseen fantomin käyttöön liittyy sen hankaluus, paino ja liikuteltavuus. (Conway et. al, 1990) 33
4.9 ESD -mittausten toteutus ja säteilymittarit Pinta-annosmittaukset toteutettiin ensiksi STUK:in laboratoriossa tehdyin toistokokein. Toistokokeiden tarkoituksena oli nähdä se, kuinka tasaisesti annosmittari toistaa siihen säteilytettyä tunnettua annosta. Samalla myös tehtiin annosmittareiden kalibrointi. Dosimetrialaboratoriossa tehtyjen kokeiden jälkeen oli tarkoitus lähteä testaamaan menetelmää kenttäolosuhteisiin sairaaloihin. Tällä menettelyllä varmistettaisiin lämpöloisteannosmittarin tarkkuus ja toimivuus myös valoitusautomatiikkaa käyttävissä röntgenlaitteissa tarkastajien mukana heidän tekemillään tarkastusmatkoilla. 4.9.1 Ionisaatiokammio Lämpöloisteannosmittari on nk. passiivinen annosmittari. Yleisessä esimerkiksi tarkastusrutiinikäytössä helpompikäyttöisempi säteilyn ilmaisin on ionisaatiokammio. Se on kaasutäytteinen, jännitteinen kammio, jossa jännite on valittu niin, ettei elektronivyöryä tapahdu. Röntgensäteily ionisoi kaasuja, jonka avulla pystytään määrittämään säteilytys tai ilmaan tai kudokseen absorboitunut annos. Ionisaatiokammion toiminta perustuu tähän fysikaaliseen ilmiöön. (Klemola, 2002.) Yleisesti ionisaatiokammiolla mitataan ionisaatiosta aiheutuvaa keskimääräistä virtaa. Tämä virta on verrannollinen syntyvien ioniparien lukumäärään. Röntgensäteilyn lähettämän elektronin osuessa mittauskammion väliaineeseen, se synnyttää ratansa varrella ioneja. Näiden syntyneiden ioniparien lukumäärä ja edelleen virta on suoraan verrannollinen kammion täyttävän kaasun massaan ja tiheyteen. (Klemola, 2002.) Yleensä kammio antaa hyvin pienen virran, joten virtamittaukseen tarvitaan erittäin herkkä elektrometri. Normaalisti kammio on stabiili, jopa useita vuosia, joten kammion kalibrointi tarve on harvinainen. Ionisaatiokammiolla voidaan mitata röntgen- ja gammasäteilyä. Ionisaatiokammiota Radcal 1015, jossa 6 cm 3 kammio, käytetään referenssimittarina lämpöloisteannosmittarille tämän työn kokeellisessa osassa. Ionisaatiokammion rakenne on esitettynä kuvassa 20. 34
Kuva 20. Sylinterimäisen ionisaatiokammion rakenne. Kammioon tuleva säteily ionisoi kammion sisällä olevaa ilmaa. Elektrodien väliin muodostuu sähkökenttä, joka kerää syntyvät varaukset. Varaukset synnyttävät sähkövirran, joka on suoraan verrannollinen absorboituneeseen annokseen. (Attix, 1986) 35