MOSFET-anturien kalibrointimenetelmän vaikutus kalibrointikertoimiin ja antureilla mitattaviin röntgentutkimusten säteilyannoksiin

MOSFET-anturien kalibrointimenetelm¨ an vaikutus kalibrointikertoimiin ja antureilla mitattaviin

r¨ ontgentutkimusten s¨ ateilyannoksiin

Emilia Happonen Pro gradu -tutkielma Sovelletun fysiikan koulutusohjelma It¨a-Suomen yliopisto, Sovelletun fysiikan laitos 29. huhtikuuta 2019

IT ¨A-SUOMEN YLIOPISTO, Luonnontieteiden ja mets¨atieteiden tiedekunta Sovelletun fysiikan koulutusohjelma

Emilia Happonen: MOSFET-anturien kalibrointimenetelm¨an vaikutus kalib- rointikertoimiin ja antureilla mitattaviin r¨ontgentutkimusten s¨ateilyannoksiin Pro gradu -tutkielma, 50 sivua

Tutkielman ohjaajat: Hanna Matikka, FT, KYS, Minna Husso, FL, KYS ja Juha T¨oyr¨as, FT, UEF

29. huhtikuuta 2019

Avainsanat: angiografia, annosmittaus, dosimetria, MOSFET, r¨ontgens¨ateily, s¨ateilyannos, tietokonetomografia

Tiivistelm¨ a

Tavoitteena t¨ass¨a pro gradu -tutkielmassa oli m¨a¨aritt¨a¨a kalibrointikertoi- met s¨ateilyannosta mittaaville MOSFET-antureille ilmassa, sirottavan kap- paleen pinnalla ja sirottavan kappaleen sis¨all¨a angiografia- ja tietokoneto- mografiakuvauksessa (TT-kuvauksessa). MOSFET mittaa s¨ateilyn aiheut- tamaa j¨annitteen muutosta, joka muutetaan s¨ateilyannokseksi kalibrointi- kertoimella. MOSFET-anturien kalibrointi suoritettiin mittanormaalia vas- ten kalibroidun TT-ionisaatiokammion ja halkaisijaltaan 32 cm:n PMMA- fantomin avulla. Tutkielmassa havaittiin huomattava ero kalibrointikertoi- missa eri r¨ontgenmodaliteettien v¨alill¨a. Angiografiassa kalibrointikertoimet olivat suurempia kuin TT:ssa sek¨a ilmassa (113-145 %), PMMA-fantomin pinnalla (131-177 %) ett¨a PMMA-fantomin sis¨all¨a (19-28 %). Lis¨aksi kalib- rointigeometrialla (ilmassa, PMMA-fantomin pinnalla tai sis¨all¨a) havaittiin merkitt¨av¨a vaikutus kalibrointikertoimiin TT:ssa. Kalibrointikertoimet il- massa olivat 13,2-21,7 % suurempia kuin fantomin pinnalla, ja kalibrointiker- toimet fantomin sis¨all¨a olivat 75,2-105,3 % suurempia kuin fantomin pinnalla.

Tulosten perusteella voidaan todeta, ett¨a sironneen s¨ateilyn osalta olosuhtei- den tulisi olla samanlaiset kalibroinnisssa ja varsinaisissa annosmittauksis- sa. Kalibrointikertoimen m¨a¨aritykseen k¨aytett¨av¨a vertailumittari tulisi vali- ta siten, ett¨a se mittaa my¨os sironneen s¨ateilyn. Lis¨aksi MOSFET-anturit tulee kalibroida samanlaisella laitteella, mink¨a annoksia ollaan mittaamas- sa. MOSFET-annosmittarin energiariippuvuudesta johtuen kalibrointi tulisi suorittaa jokaisella mittauksiin k¨aytetyll¨a energiaspektrill¨a (putkij¨annitteen

arvolla) erikseen ja jokaiselle mittauksiin k¨aytetylle anturille erikseen.

Abstract

The purpose of this Master thesis was to determine calibration factors (CFs) for MOSFET radiation dosimeters in air, on the surface of a scattering object and inside the scattering object in angiography and in computed tomography (CT). A MOSFET dosimeter measures voltage difference, induced by radia- tion, which is converted into a radiation dose using a CF. The calibration was conducted using a CT ionization chamber calibrated against a standard radiation meter, and a PMMA phantom having a diameter of 32 cm. A signi- ficant difference in the CFs between different x-ray modalities was found. In angiography, the CFs were higher than in CT in all geometries (in air +113- 145 %, on the surface of the phantom +131-177 % and inside the phantom +19-28 %). In addition, the geometry had a remarkable effect on the CFs in CT. The CFs in air were 13.2-21.7 % higher than on the surface of the phantom, and the CFs inside the phantom were 75.2-105.3 % higher than on the surface of the phantom. Based on the results, circumstances concer- ning scattered radiation should be similar in the calibration and actual dose measurements. The dosimeter used to convert the MOSFET’s voltage dif- ference into the radiation dose should also measure scattered radiation. In addition, the calibration of the MOSFET dosimeters should be conducted with a similar device as used in the dose measurements. Due to MOSFET’s energy dependence, the calibration should be conducted separately with eve- ry energy spectrum (tube voltage) used in the measurements and also for every MOSFET dosimeter separately.

Lyhenteet & Suureet & Yksik¨ ot

A S¨ateilykeilan pinta-ala

Al Alumiini

CF Kalibrointikerroin (calibration factor) CR Korjauskerroin (correction factor)

CT Tietokonetomografia (computed tomography) CT DIvol Annoksen tilavuuskeskiarvo, TT-annosindeksi

Cu Kupari

D Absorboitunut annos Dˆ Kumuloitunut annos

DAP Annoksen ja pinta-alan tulo (dose area product) DLP Annoksen ja pituuden tulo (dose length product) E S¨ateilyenergia

Gy Gray

H Ekvivalenttiannos H_E Efektiivinen annos

kV Kilovoltti (kuvaus-/putkij¨annite)

L TT-ionisaatiokammion s¨ateilyherk¨an osan pituus

m Massa

mAs Milliampeerisekunti (kuvausvirran ja -ajan tulo) mGy Milligray

MOSFET Metallioksidi-puolijohdekanavatransistori mSv Millisievert

PMMA Polymetyylimetakrylaatti, akryyli

R/F R¨ontgenkuvaus/L¨apivalaisu (radiography/fluoroscopy)

Si Pii

Sv Sievert

SiO₂ Piidioksidi

TT Tietokonetomografia U J¨annite-ero

w_i Kudoksen painotuskerroin w_R S¨ateilylaadun painotuskerroin

Sis¨ alt¨ o

1 Johdanto 1

2 Teoria 2

2.1 L¨apivalaisu- ja angiografiakuvaus . . . 2

2.2 Tietokonetomografiakuvaus . . . 3

2.3 R¨ontgens¨ateilyn aiheuttama s¨ateilyannos . . . 4

2.4 Potilasannosmittaukset r¨ontgentutkimuksissa . . . 7

2.4.1 Ionisaatiokammio . . . 7

2.4.2 Puolijohdeilmaisin . . . 8

2.4.3 Termoloisteilmaisin . . . 9

2.5 MOSFET-annosmittari . . . 10

2.5.1 Energiariippuvuus . . . 12

2.5.2 Kulmariippuvuus . . . 12

2.6 Annosmittareiden kalibrointi . . . 12

2.7 MOSFET-anturien kalibrointi ja k¨aytt¨o annosmittauksissa . . 13

3 Mittaukset ja menetelm¨at 17 3.1 Annosmittarit . . . 17

3.2 Annosmittareiden vertailu . . . 20

3.3 MOSFET-anturien kalibrointi . . . 22

3.3.1 Kalibrointimittaukset angiografiassa . . . 22

3.3.2 Kalibrointimittaukset tietokonetomografiassa . . . 25

4 Tulokset 28 4.1 Vertailumittaukset . . . 28

4.2 Kalibrointimittaukset: Angiografia . . . 31

4.3 Kalibrointimittaukset: Tietokonetomografia . . . 35

4.4 MOSFET-anturien energiariippuvuus . . . 37

5 Pohdinta 40

6 Johtop¨a¨at¨okset 43

Viitteet 44

Liitteet 48

1 Johdanto

Suomalaisten keskim¨a¨ar¨ainen s¨ateilyannos vuodessa on 3,2 millisieverti¨a (mSv). T¨ast¨a noin puolet aiheutuu sis¨ailman radonista ja reilut 30 prosenttia luonnon taustas¨ateilyst¨a. L¨a¨aketieteellisist¨a r¨ontgentutkimuksista aiheutuu keskim¨a¨arin 0,45 mSv:n vuotuinen s¨ateilyannos. [1] Tavanomaisen keuhkojen r¨ontgenkuvan s¨ateilyannos on 0,03 mSv, joka vastaa kolmen p¨aiv¨an aika- na luonnon taustas¨ateilyst¨a saatavaa s¨ateilyaltistusta [2]. Suurin osa (58 %) r¨ontgentutkimuksista aiheutuvasta kokonaisannoksesta aiheutuu tietokone- tomografiatutkimuksista (TT-tutkimuksista) [3]. S¨ateilyn aiheuttamien ter- veysriskien vuoksi r¨ontgentutkimuksesta potilaalle aiheutuva annos on t¨arke¨a tuntea, kun arvioidaan kuvauksesta saatavaa hy¨oty¨a ja siit¨a aiheutuvaa hait- taa. Kuvauksesta saatava hy¨oty on aina oltava suurempi kuin siit¨a aiheutuva haitta (oikeutusperiaate) ja s¨ateilyaltistuksen on oltava niin alhainen kuin k¨ayt¨ann¨oss¨a on mahdollista (optimointiperiaate). [4] R¨ontgentutkimuksissa ja toimenpiteiss¨a s¨ateilyannoksen optimointi on aina tasapainoilua tavoitel- tavan kuvanlaadun ja potilaalle aiheutuvan s¨ateilyannoksen v¨alill¨a.

Yksitt¨aisten elinten s¨ateilyannosten arvioiminen on mahdollista pistem¨aisill¨a termoloisteilmaisimilla ja MOSFET-annosmittareilla. Termoloisteilmaisimia, jotka luetaan vasta s¨ateilytyksen j¨alkeen, on perinteisesti k¨aytetty elinten an- nosmittaukseen. MOSFET-annosmittarit soveltuvat ominaisuuksiltaan kui- tenkin termoloisteilmaisimia paremmin reaaliaikaiseen annosmittaukseen.

Alunperin MOSFET-annosmittari otettiin k¨aytt¨o¨on s¨adehoidossa 1990-luvun puoliv¨aliss¨a ja diagnostisessa radiologiassa my¨ohemmin 1990-luvun lopus- sa. Vuonna 2003 Yoshizumi et al. k¨ayttiv¨at MOSFET-annosmittaria en- simm¨aisen kerran tietokonetomografiakuvauksessa (TT-kuvauksessa). [5]

MOSFET-annosmittarin k¨aytt¨o annosmittauksessa vaatii kalibroinnin s¨ateily- annosmittarin avulla ennen varsinaisia annosmittauksia. MOSFET mittaa s¨ateilyn aiheuttamaa j¨annitteen muutosta, joka muutetaan s¨ateilyannokseksi kalibrointikertoimella. Luotettavan annosmittauksen takaa huolellisesti suo- ritettu kalibrointi mittanormaalia vasten kalibroidun ionisaatiokammion avulla. Kalibroinnilla varmistetaan mittaustulosten paikkansapit¨avyys.

T¨am¨an pro gradu -tutkielman tarkoituksena on tutkia MOSFET-anturien kalib-rointimenetelm¨an vaikutusta kalibrointikertoimiin ja sit¨a kautta my¨os antureilla mitattaviin r¨ontgentutkimusten s¨ateilyannoksiin. MOSFET- antureille suoritetaan kalibrointimittaukset ilmassa, s¨ateily¨a sirottavan

PMMA-fantomin pinnalla ja fantomin sis¨all¨a sek¨a angiografia- ett¨a TT- kuvauksessa.

2 Teoria

2.1 L¨ apivalaisu- ja angiografiakuvaus

L¨apivalaisu- ja angiografiakuvauksissa k¨aytett¨av¨a laitteisto koostuu r¨ontgen- putkesta ja kuvailmaisimesta, jotka ovat tyypillisesti C-kaarityyppisen lait- teen (kuva 1) vastakkaisissa p¨aiss¨a. R¨ontgenputkesta l¨ahtev¨a s¨ateily l¨ap¨aisee potilaan ja kuvailmaisimelle muodostuu kuva, jonka kirkkaudessa n¨akyv¨at erot ovat seurausta s¨ateilyn vaimenemisesta elimist¨oss¨a. S¨ateilyn vaimene- miseen vaikuttavat s¨ateilyn spektri ja l¨ap¨aist¨avien kudosten koostumus, ti- heys ja paksuus. Mit¨a painavamman, tihe¨amm¨an ja paksumman materiaa- likerroksen l¨api s¨ateily joutuu tunkeutumaan, sit¨a enemm¨an se vaimenee.

[4]

Kuva 1: Siemens Artis Zee Ceiling -angiografialaitteisto. [6]

L¨apivalaisututkimuksessa potilaalle injisoidaan vereen varjoainetta, jonka kulkua elimist¨oss¨a seurataan reaaliaikaisesti l¨apivalaisulaitteella antamal- la jatkuvaa tai pulssaavaa r¨ontgens¨ateily¨a. Angiografiassa eli verisuonten varjoainekuvauksesssa potilaaseen voidaan ohjata esimerkiksi reisivaltimon

kautta l¨apivalaisua apuna k¨aytt¨aen katetri, jonka kautta valtimoon ruis- kutetaan varjoainetta. Varjoaineen kulkua valtimoissa seurataan ottamalla r¨ontgenkuvia useista eri suunnista. Tutkimuksen yhteydess¨a tehd¨a¨an usein my¨os suonensis¨aisi¨a toimenpiteit¨a. Yleisimpi¨a verisuonten varjoainekuvauk- sia ovat syd¨amen ja/tai sepelvaltimoiden varjoainetutkimus ja alaraajan val- timoiden varjoainetutkimus [7].

Potilaan s¨ateilyaltistus l¨apivalaisu- ja angiografiatutkimuksissa on melko suuri johtuen pitk¨ast¨a kuvausajasta. Esimerkiksi syd¨amen sepelvaltimoi- den varjoainetutkimuksessa keskim¨a¨ar¨ainen s¨ateilyannos vastaa 270 ta- vanomaista keuhkojen r¨ontgenkuvaa tai vastaavasti 2,5 vuoden altistu- mista luonnon taustas¨ateilylle [2]. Pulssaavaa r¨ontgens¨ateily¨a k¨aytt¨am¨all¨a l¨apivalaisututkimuksissa potilaan s¨ateilyannosta saadaan pienennetty¨a.

2.2 Tietokonetomografiakuvaus

Tietokonetomografiakuvaus (TT-kuvaus) on r¨ontgenkuvausmenetelm¨a, jos- sa potilaasta kuvataan poikkileikekuvia. Potilasta s¨ateilytet¨a¨an useasta eri suunnasta viuhkamaisella s¨ateilykeilalla ja detektorit mittaavat vastakkai- selta puolelta s¨ateilyn vaimenemista elimist¨oss¨a. [8] Monirivisell¨a detekto- rilla varustetut nykyaikaiset TT-laitteet (monileikelaitteet) tarjoavat mah- dollisuuden kuvata jopa satoja leikkeit¨a samanaikaisesti, sill¨a monirivinen TT-detektori koostuu jopa sadoista riveist¨a detektorielementtej¨a. Leikeku- vat yhdist¨am¨all¨a saadaan kolmiulotteinen kuva, jossa elimet eiv¨at kuvaudu p¨a¨allekk¨ain, kuten kaksiulotteisissa projektior¨ontgenkuvissa [8].

TT-kuvauksessa potilas makaa tutkimusp¨oyd¨all¨a, joka ajetaan TT-laitteen (kuva 2) gantryssa olevaan aukkoon. Gantryn sis¨all¨a r¨ontgenputki ja detek- torit kiert¨av¨at potilaan ymp¨ari kuvauksen aikana [4]. Kaksi yleisint¨a ku- vaustekniikkaa TT:ssa ovat aksiaali- ja helikaalikuvaus. Aksiaalikuvauksessa tutkimusp¨oyt¨a liikkuu s¨ateilytysten v¨alill¨a ja helikaalikuvauksessa p¨oyt¨a liik- kuu tasaisesti s¨ateilytyksen aikana [8]. Monileikelaitteilla potilaasta saadaan kuvattua kerralla jopa satoja pituussuuntaan n¨ahden poikittaisia leikekuvia r¨ontgenputken ja detektorien 360:n py¨or¨ahdyksen aikana.

Kuva 2: Siemens SOMATOM Definition Edge TT-laite. [9]

TT:n k¨aytt¨o diagnostiikassa on lis¨a¨antynyt erityisesti TT-laitteiden kehitty- misen my¨ot¨a. Vuonna 2015 Suomessa raportoitiin 444 196 TT-tutkimusta [7].

TT-tutkimusten osuus kaikista r¨ontgentutkimuksista oli 11,4 %. Tutkimus- ten m¨a¨ar¨a kasvoi jopa 35,1 % vuodesta 2011 vuoteen 2015. Yleisimpi¨a TT- tutkimuksia ovat p¨a¨an, vartalon ja vatsan TT-kuvaukset. [7] Vuonna 2008 TT-tutkimuksista aiheutui 58 % kaikkien r¨ontgentutkimusten ja toimenpi- teiden aiheuttamasta kokonaisannoksesta [3], vaikka TT-tutkimusten osuus kaikista r¨ontgentutkimuksista oli vain noin 8 % [10]. Esimerkiksi vartalon TT-kuvauksessa keskim¨a¨ar¨ainen s¨ateilyannos vastaa jopa 300 tavanomaista keuhkojen r¨ontgenkuvaa tai vastaavasti kolmen vuoden altistumista luonnon taustas¨ateilylle [2].

Potilaalle kuvauksesta aiheutuvan s¨ateilyannoksen optimointi on erityisen t¨arke¨a¨a TT:ssa, koska annokset ovat suuria. Monissa sairauksissa voidaan joutua tekem¨a¨an ajan mittaan useita TT-tutkimuksia hoidon seurannan ta- kia, mik¨a korostaa annosoptimoinnin merkityst¨a.

2.3 R¨ ontgens¨ ateilyn aiheuttama s¨ ateilyannos

R¨ontgens¨ateily koostuu fotoneista, jotka kohdatessaan biologisen kudoksen joko absorboituvat tai siroavat. N¨aiss¨a vuorovaikutuksissa s¨ateilylt¨a siirtyy

energiaa kudoksille, jolloin muodostuu s¨ateilyannos. Potilaan l¨api muuttu- mattomana kulkevat fotonit p¨a¨atyv¨at ilmaisimelle, mutta eiv¨at aiheuta po- tilaalle s¨ateilyannosta. Mahdollista biologista haittaa aiheutuu ainoastaan fotonin ja kudoksen vuorovaikutuksessa. R¨ontgendiagnostiikassa k¨aytetyill¨a putkij¨annitteill¨a (25-150 kV) t¨arkeimm¨at vuorovaikutukset ovat Comptonin sironta ja fotos¨ahk¨oinen absorptio. [4]

Kudokseen absorboitunut annosDkuvaa luovutettua s¨ateilyenergiaaE mas- sayksikk¨o¨a m kohti

D= E

m. (1)

Absorboituneen annoksen yksikk¨o on gray (tunnus Gy, 1 Gy = 1 J/kg).

S¨ateilyn yksitt¨aiselle elimelle tai kudokselle aiheuttamaa biologista haittaa kuvaa ekvivalenttiannos H (yksikk¨o sievert, tunnus Sv), joka voidaan laskea kaavalla

H =w_R·D, (2)

miss¨a w_R on s¨ateilylaadun painotuskerroin. Painotuskertoimet on esitetty taulukossa 1 [11, 12]. R¨ontgens¨ateilyn tapauksessa ekvivalenttiannos on yht¨a suuri kuin absorboitunut annos, sill¨a fotonien painotuskerroin on 1.

Taulukko 1: S¨ateilyn painotuskertoimetw_R. S¨ateilylaji Painotuskerroin w_R

Fotonit 1

Elektronit 1

Protonit 2

Alfahiukkaset, raskaat ionit 20 Neutronit (riippuu energiasta) 5-20

Potilaalle aiheutuvaa kokonaishaittaa kuvataan efektiivisell¨a annoksella H_E (yksikk¨o sievert, tunnus Sv). Efektiivinen annos saadaan kertomalla eri eli- mille ja kudoksille lasketut ekvivalenttiannokset Hiniiden s¨ateilyherkkyytt¨a kuvaavilla painotuskertoimilla w_i, ja summaamalla eri elimille saadut paino- tetut annokset

H_E =^∑w_iH_i. (3) Kudosten painotuskertoimet on esitetty taulukossa 2 [11, 12].

Taulukko 2: Kudosten painotuskertoimet w_i.

Kudos Painotuskerroin w_i

Luuydin, paksusuoli, keuhkot, rinta, muut kudokset* 0,12

Sukurauhaset 0,08

Virtsarakko, ruokatorvi, maksa, kilpirauhanen 0,04 Luun pinta, aivot, sylkirauhaset, iho 0,01

*Muut kudokset: Mahalaukku, lis¨amunuaiset, rintakeh¨an ulkopuoliset hengi- tystiet, sappirakko, syd¨an, munuaiset, imurauhaset, lihakset, suun limakal- vot, haima, eturauhanen, ohutsuoli, perna, kateenkorva, kohtu/kohdunkaula.

Tavanomaisessa r¨ontgenkuvauksessa ja l¨apivalaisututkimuksissa potilasan- nosten seurannassa k¨aytet¨a¨an annoksen ja pinta-alan tuloa (engl. dose area product, DAP). [11] DAP on absorboituneen annoksen D ja DAP-mittarin s¨ateilykeilan pinta-alan A tulo

DAP =D·A. (4)

DAP:n yksikk¨o on Gy·cm². DAP kuvaa r¨ontgen- tai l¨apivalaisututkimuksen kokonaisannosta [11].

TT-kuvauksessa s¨ateilyriskin arviointiin k¨aytet¨a¨an annoksen ja pituuden tu- loa (engl. dose length product, DLP). DLP on absorboituneen annoksen D ja TT-ionisaatiokammion s¨ateilyherk¨an osan pituuden L tulo

DLP =D·L. (5)

DLP:n yksikk¨o on Gy·cm. DLP kuvaa TT-tutkimuksen kokonaisannosta [11]

ja s¨ateilyn aiheuttaman terveyshaitan riski¨a.

2.4 Potilasannosmittaukset r¨ ontgentutkimuksissa

Suomessa yleisimpien r¨ontgentutkimusten potilasannokset on m¨a¨aritett¨av¨a v¨ahint¨a¨an kerran kolmessa vuodessa ja aina, kun tutkimusk¨ayt¨ant¨o¨on tai laitteistoon tulee s¨ateilyannokseen oleellisesti vaikuttavia muutoksia. [13] Po- tilasannoksia voidaan arvioida laskennallisesti tai annosmittareilla joko suo- raan potilaasta tai k¨aytt¨am¨all¨a potilasta simuloivaa fantomia. Potilasannos- mittarit voidaan jakaa aktiivisiin (ionisaatiokammio ja puolijohdeilmaisin) ja passiivisiin (termoloisteilmaisin), mittareiden luentatavan mukaan.

2.4.1 Ionisaatiokammio

Ionisaatiokammio on kaasut¨aytteinen s¨ateilyilmaisin, jolla s¨ateilyannos voi- daan m¨a¨aritt¨a¨a kahden elektrodin muodostaman s¨ahk¨okent¨an avulla. Suuri- energinen fotoni pystyy irrottamaan atomista elektronin, jolloin syntyy vapaa elektroni ja positiivisesti varautunut atomi (ioni). Tapahtumaa kutsutaan ionisaatioksi. Ionisaatio aiheuttaa kammiossa kaasun muuttumisen s¨ahk¨o¨a johtavaksi. Kertynyt varaus ker¨at¨a¨an elektrodeille. Ionisaatiosta aiheutuvaa virtaa mittaamalla voidaan m¨a¨aritt¨a¨a absorboitunut annos, sill¨a virta on ver- rannollinen syntyvien elektroniparien lukum¨a¨ar¨a¨an. [14] Ionisaatiokammion toimintaperiaate on esitetty kuvassa 3.

Ionisaatiokammioita on olemassa tasomaisia tai sylinterim¨aisi¨a. Esimerk- ki tasomaisesta ionisaatiokammiosta on r¨ontgenputken kaihtimiin kiinni- tett¨av¨a DAP-mittari, joka mittaa annoksen ja pinta-alan tuloa tavanomaises- sa r¨ontgentutkimuksessa tai l¨apivalaisututkimuksessa. DAP-mittari ei mit- taa potilaasta sironnutta s¨ateily¨a. TT:ssa annosmittarina k¨aytet¨a¨an ylei- sesti pitk¨a¨a sylinterim¨aist¨a/puikkomaista ionisaatiokammiota yhdess¨a TT- annosmittauksiin standardoidun PMMA-fantomin kanssa. Puikkomainen TT-ionisaatiokammio mittaa my¨os sironneen s¨ateilyn.

Kuva 3: Ionisaatiossa syntyv¨at negatiivisesti varautuneet elektronit ker¨at¨a¨an anodille ja positiivisesti varautuneet ionit katodille.

2.4.2 Puolijohdeilmaisin

Puolijohdeilmaisin toimii k¨ayt¨ann¨oss¨a samalla tavalla kuin ionisaatiokam- mio, mutta ionien sijasta puolijohdemateriaalissa muodostuu elektroni- aukko-pareja. Puolijohdeilmaisin on jopa 10 000 kertaa herkempi kuin vastaa- vankokoinen ionisaatiokammio, mik¨a johtuu materiaalin (kiinte¨a aine) suu- remmasta tiheydest¨a ja pienemm¨ast¨a ionisaatioenergiasta (vaatii yhden kym- menesosan siit¨a energiasta, mik¨a vaaditaan ioniparin muodostumiseen kaa- sussa). Lis¨aksi puolijohdeilmaisimella on erinomainen energian erotuskyky, mink¨a vuoksi se sopii my¨os spektrometrisiin mittauksiin. [14]

Puolijohdemateriaalissa riitt¨av¨asti energiaa (esimerkiksi s¨ateilyst¨a) saaneet elektronit voivat siirty¨a valenssivy¨olt¨a johtavuusvy¨olle. P- ja n-tyypin puoli- johteet yhdist¨am¨all¨a syntyy diodi, joka estosuuntaan kytkettyn¨a muodostaa rajapintaan tyhjennysalueen, jossa on hyvin v¨ah¨an vapaita varauksenkuljet- tajia (ts. n-tyypin elektronit t¨aytt¨av¨at p-tyypin aukot). Elektronit ja aukot liikkuvat liitoskohdasta eri suuntiin, jolloin tyhjennysalue laajenee. Kyseinen alue on ilmaisimen aktiivinen alue, jossa muodostuneet elektroni-aukko-parit ker¨at¨a¨an j¨annitteen avulla havaittavaksi signaaliksi. [14] Kuvassa 4 on esitet- ty p-n-liitos ja tyhjennysalue.

Kuva 4: P- ja n-tyypin puolijohteet yhdist¨am¨all¨a syntyy diodi, joka estosuun- taan kytkettyn¨a muodostaa rajapintaan tyhjennysalueen.

2.4.3 Termoloisteilmaisin

Termoloisteilmaisin on passiivinen s¨ateilyilmaisin, josta annostieto on luet- tavissa j¨alkik¨ateen erityisell¨a lukulaitteella. Termoloisteilmaisimen toiminta perustuu termoluminesenssiin, jossa osa termoloistekiteiden s¨ateilytyksess¨a varastoimasta energiasta purkautuu n¨akyv¨an¨a valona, kun ilmaisinta kuu- mennetaan eli luetaan. Havaitun valon intensiteetti on verrannollinen absor- boituneeseen annokseen. [14] Mittauksessa on v¨aist¨am¨att¨a huomattava viive annoksen muodostumishetkeen n¨ahden, joten termoloisteilmaisin ei sovellu reaaliaikaiseen annosmittaukseen.

Termoluminesenssiss¨a elektroni voi nousta valenssivy¨olt¨a johtavuusvy¨olle, jos se saa s¨ateilytyksess¨a hiukkasilta tarpeeksi energiaa. Lis¨a¨am¨all¨a kiteeseen ep¨apuhtauksia voidaan johtavuus- ja valenssivy¨on v¨alille synnytt¨a¨a uusia energiatiloja, joihin elektronit tai aukot voivat j¨a¨ad¨a loukkuun. L¨ammitys vapauttaa elektronit ja aukot loukuista takaisin valenssivy¨oh¨on. T¨all¨oin osa viritysenergiasta purkautuu n¨akyv¨an¨a valona. Kuumennuksen j¨alkeen kide on valmis uudelleen k¨aytett¨av¨aksi. [14] Termoloisteilmaisimen toimintaperi- aate on esitetty kuvassa 5.

Kuva 5: Termoluminesenssiss¨a elektroni voi nousta valenssivy¨olt¨a johtavuus- vy¨olle, jos se saa tarpeeksi energiaa. L¨ammitys vapauttaa elektronin loukusta takaisin valenssivy¨oh¨on. T¨all¨oin osa energiasta purkautuu n¨akyv¨an¨a valona.

2.5 MOSFET-annosmittari

MOSFET (engl. metal oxide semiconductor field effect transistor) on tyy- pilt¨a¨an puolijohdeilmaisin, jota voidaan k¨aytt¨a¨a reaaliaikaiseen, pistem¨aiseen annosmittaukseen r¨ontgentutkimuksissa. MOSFET-annosmittareita k¨ayte- t¨a¨ankin melko yleisesti elinkohtaiseen (yleens¨a pistem¨aiseen tai useammasta pistem¨aisest¨a mittauksesta koostuvaan) annosmittaukseen termoloisteilmai- simia parempien ominaisuuksiensa vuoksi. Matala energiariippuvuus, kor- kea herkkyys ja annoksen nopea luenta tekev¨at MOSFET-annosmittareista k¨aytt¨okelpoisia reaaliaikaiseen annosmittaukseen [15].

Kuvassa 6 on esitetty P-kanavatyypin MOSFETin toimintaperiaate. P- kanava muodostuu l¨ahteen ja nielun v¨alille negatiivisesti varautuneen piiker- roksen (Si) p¨a¨alle. R¨ontgens¨ateily synnytt¨a¨a elektroni-aukko-pareja piidiok- sidissa (SiO₂). Nopeammin liikkuvat elektronit poistuvat hilasta, kun taas aukot liikkuvat piin ja piidioksidin rajapinnalle, jonne ne j¨a¨av¨at loukkuun aiheuttaen negatiivisen kynnysj¨annitteen muutoksen. Kun aukkoja on kerty- nyt riitt¨av¨an suuri m¨a¨ar¨a, kanava aukeaa ja virta p¨a¨asee kulkemaan l¨ahteest¨a nieluun. J¨annitteen muutos, joka s¨ateilytyksest¨a aiheutuu, on verrannollinen s¨ateilyannoksen suuruuteen. [15]

Kuva 6: P-kanava muodostuu l¨ahteen ja nielun v¨alille aiheuttaen j¨annitteen muutoksen, joka voidaan mitata.

Muita MOSFET-annosmittarin etuja annosmittauksessa ovat pistem¨aiseen mittaukseen soveltuva MOSFET-anturin pieni koko (aktiivinen alue 0,2 mm x 0,2 mm) ja nopeasti toistettavat mittaukset. Yhteen lukijaan voi- daan esimerkiksi liitt¨a¨a viisi MOSFET-anturia mittaamaan samanaikaisesti ja MOSFET-ohjelmistoon on mahdollista yhdist¨a¨a kahdeksan lukijaa, jol- loin yhteens¨a 40 MOSFET-anturia voi mitata yht¨a aikaa [16]. Haittana on MOSFET-anturien rajallinen k¨aytt¨oik¨a, mik¨a johtuu j¨annitteen kumuloitu- misesta antureihin. Anturit vaativat uudelleen kalibroinnin, kun niihin on kumuloitunut 7000 mV. T¨all¨a varmistetaan mittausten tarkkuus. [16]

Yoshizumi et al. [5] validoivat MOSFET-annosmittarin TT-annosmittauksiin vertaamalla MOSFET-annosmittarin ja termoloisteilmaisimen annoksia sa- moista mittauslokaatioista kesken¨a¨an naispuolisessa antropomorfisessa fan- tomissa. Tutkimuksen mukaan MOSFET-annosmittarin ja termoloisteilmai- simen annokset ovat vertailukelpoisia elinten annosmittauksissa. Varsinkin rintakeh¨an alueella (keuhkoemboliakuvauksessa) annokset vastasivat hyvin toisiaan; erot mitatuissa annoksissa vaihtelivat yhdest¨a prosentista 27 pro- senttiin. Prosentuaaliset erot kasvoivat kauempana rintakeh¨ast¨a, esimerkiksi luuytimen annos lantion alueella oli MOSFET-annosmittarilla 145 % suurem- pi termoloisteilmaisimeen verrattuna. Suuren prosentuaalisen eron todettiin johtuvan mittausherkkyyden alarajasta, joka on termoloisteilmaisimella ma- talampi kuin MOSFET-annosmittarilla. [5]

2.5.1 Energiariippuvuus

Diagnostisessa radiologiassa k¨aytetyill¨a putkij¨annitteen arvoilla (40-120 kV) energiariippuvuudesta johtuva virhe on valmistajan mukaan v¨ahemm¨an kuin 10 %. Taiwanissa tehdyss¨a tutkimuksessa todettiin, ett¨a MOSFET- antureiden energiariippuvuus on otettava huomioon ja sopivaa korjausker- rointa pit¨a¨a k¨aytt¨a¨a, jos mittauksissa k¨aytet¨a¨an eri putkij¨annitteen arvoja [18]. MOSFET-antureiden kalibrointi pit¨aisi suorittaa erikseen kaikilla mit- tauksissa k¨aytetyill¨a putkij¨annitteen arvoilla. Kuitenkin monissa tutkimuk- sissa [19, 20, 21] kalibrointi on suoritettu vain yhdell¨a putkij¨annitteen arvolla (esimerkiksi 120 kV), koska siit¨a aiheutuvan virheen ei oleteta vaikuttavan mitattavaan annokseen merkitt¨av¨asti.

2.5.2 Kulmariippuvuus

Valmistaja ilmoittaa MOSFET-anturien kulmariippuvuudeksi ±2 % riippu- matta s¨ateilyn tulokulmasta. Koivisto et al. [17] havaitsivat kuitenkin herk- kyydess¨a huomattavasti suuremman eron (90 asteen kulmassa ero nollakul- maan jopa 55 %). Tutkimus vahvistaa, ett¨a kulmariippuvuus pit¨a¨a ottaa huo- mioon silloin, kun r¨ontgentutkimuksessa k¨aytet¨a¨an useita s¨ateilytyskulmia.

MOSFET-anturit pit¨aisikin kalibroida aina oikeilla kliinisill¨a asetuksilla ja ottaa huomioon sek¨a s¨adekeilan geometria ett¨a s¨ateilytyskulmat. [17]

Kulmariippuvuus johtuu MOSFET-anturin ei-isotrooppisesta rakenteesta, joka johtaa siihen, ett¨a tietyiss¨a kuvausgeometrioissa anturin aktiivinen alue ei ole kohtisuoraan s¨adekeilassa. Esimerkiksi l¨apivalaisututkimuksissa k¨aytet¨a¨an yleens¨a monia kuvausprojektioita. T¨all¨oin MOSFET-anturien kul- mariippuvuus on t¨arke¨a tuntea, jotta sen vaikutus mitattavaan annokseen voidaan ottaa huomioon. [22]

2.6 Annosmittareiden kalibrointi

Kalibrointi tarkoittaa niit¨a toimenpiteit¨a, joilla voidaan m¨a¨aritt¨a¨a mittalait- teiden n¨aytt¨amien arvojen oikeellisuus mittanormaaleilla m¨a¨aritettyihin ar- voihin n¨ahden [23]. Kalibrointi suoritetaan tasaisin v¨aliajoin, jolloin varmiste- taan mittalaitteiden toimintakunto ja m¨a¨aritet¨a¨an mitattujen arvojen poik- keama mittanormaalista. Kalibroinnilla varmistetaan my¨os mittaustulosten oikeellisuus. Mittaustulosten j¨aljitett¨avyydell¨a tarkoitetaan tulosten vertai-

lukelpoisuutta tunnettuun mittanormaaliin (esim. SI-yksik¨ot). Mittaustulok- sen yhteys mittanormaaliin pit¨a¨a ilmaista ”sellaisen aukottoman vertailuket- jun v¨alityksell¨a, jossa kaikille vertailuille on ilmoitettu ep¨avarmuudet”. [23]

Kalibrointiin ja mittaustuloksiin liittyy oleellisesti mittausep¨avarmuus, jo- ka kertoo mittauksen luotettavuudesta. Mittausep¨avarmuudella ilmais- taan, kuinka paljon vaihtelua mitatuissa arvoissa oletetusti on. Mit- tausep¨avarmuus kertoo my¨os tulosten vertailukelpoisuudesta, ja sit¨a tarvi- taan j¨aljitett¨avyyden varmistamiseen. [24] Mittausep¨avarmuuteen vaikut- tavat esimerkiksi referenssimittarin valinta, mittausolosuhteiden mahdolli- nen vaihtelu ja mittausten lukum¨a¨ar¨a (tekem¨all¨a enemm¨an mittauksia mit- tausep¨avarmuus pienenee).

Annosmittarit on kalibroitava niille s¨ateilysuureille ja s¨ateilylaaduille, ts.

k¨aytetyille s¨ateilylajeille ja -energioille, joita mittareilla mitataan. Annos- mittarien kalibroinnissa mitattavan s¨ateilysuureen arvoa verrataan mitta- normaaliin (s¨ateilymittariin), jonka lukema tunnetaan tarkasti. S¨ateilyn k¨aytt¨osovelluksesta riippuen mittarit kalibroidaan joko mittanormaali- tai kalibrointilaboratoriossa tai s¨ateilyn k¨aytt¨opaikalla. [25]

2.7 MOSFET-anturien kalibrointi ja k¨ aytt¨ o annosmit- tauksissa

MOSFET-annosmittareita on k¨aytetty laajasti annosmittauksiin TT:ssa, kartiokeila-TT:ssa, l¨apivalaisututkimuksissa ja toimenpideradiologisissa tut- kimuksissa [19, 20, 21, 26, 27, 28, 29, 30, 31, 32, 33, 35, 36, 37]. MOSFET- anturien kalibrointi on suoritettu useimmiten samalla laitteella kuin mit- taukset suoritetaan, mutta poikkeuksiakin t¨ast¨a k¨ayt¨ann¨ost¨a on. Kalib- rointi voidaan suorittaa esimerkiksi tavanomaisella r¨ontgenlaitteella, joka on s¨ateilylaadultaan asetettu vastaamaan mittauksiin k¨aytetty¨a laitetta [29, 30].

Kirjallisuudessa on kuitenkin n¨aytt¨o¨a siit¨a, ett¨a anturit olisi parempi kalib- roida erikseen monileike- ja kartiokeila-TT-laitteilla, kuten Koivisto et al.

[31] tekiv¨at polven alueen efektiivisten annosten vertailututkimuksessa, jos- sa verrattiin kolmea eri monileike-TT-laitetta, kartiokeila-TT-laitetta ja ta- vanomaista r¨ontgenlaitetta [31].

Toimenpideradiologisten tutkimusten aikana suoritettavia annosmittauksia varten MOSFET-anturit kalibroidaan esimerkiksi l¨apivalaisemalla antureita viisi minuuttia, jolloin antureihin kumuloituva annos ylitt¨a¨a viisi milligrayt¨a (mGy). [32, 33] T¨all¨oin MOSFET-anturien mittaama j¨annite-ero j¨a¨a kui- tenkin melko pieneksi ja luotettavan kalibroinnin suorittaminen on vaikeaa.

Valmistajan antaman tiedon mukaan j¨annite-eron tulisi olla 50-100 mV [34], mik¨a vastaa noin 30 mGy:n annosta tyypillisell¨a kalibrointikertoimen arvolla [38].

MOSFET-anturien kalibroinnissa vertailuannosmittarina k¨aytet¨a¨an useim- miten ionisaatiokammiota [5, 17, 20, 28, 29, 30, 32, 33, 36, 37]; TT:ssa eri- tyisesti puikkomaista ionisaatiokammiota (TT-ionisaatiokammio) [19]. Man- ninen et al. [39] k¨ayttiv¨at tutkimuksessaan vertailuannosmittarina RaySafe Xi R/F ilmaisinta. Ionisaatiokammiolla on yleens¨a mitattu ilmaan absor- boitunutta annosta, jota on k¨aytetty MOSFET-anturin kalibrointikertoimen m¨a¨aritt¨amiseen. TT-ionisaatiokammio mittaa annoksen ja pituuden tuloa ko- ko mittakammion tilavuudessa, josta annos saadaan jakamalla DLP-lukema kammion aktiivisen osan pituudella. Koska TT-ionisaatiokammion lukema on keskiarvo koko kammion pituuden matkalla, niin on my¨os ehdotettu, ett¨a v¨ahint¨a¨an viitt¨a MOSFET-anturia pit¨aisi k¨aytt¨a¨a koko kammion matkalla annosjakauman m¨a¨aritt¨amiseen, jotta kalibroinnissa k¨aytett¨av¨a annos saa- taisiin paremmin vastaamaan TT-ionisaatiokammion lukemaa [40].

R¨ontgentutkimuksissa potilasannosmittauksia tehd¨a¨an enimm¨akseen antro- pomorfisilla eli ihmisenkaltaisilla fantomeilla. Fantomeita (kuva 7) on esimer- kiksi vastasyntyneist¨a, yksi-, viisi- ja kymmenvuotiaita lapsia sek¨a mies- ja naispuolisia aikuisia esitt¨aviin. Fantomien k¨aytt¨o annosmittaustarkoitukses- sa on eritt¨ain suositeltavaa (useimmiten pakollista) r¨ontgens¨ateilyn haital- lisuuden vuoksi. Fantomeilla voidaan simuloida kuvaustilannetta toistuvas- ti, mik¨a ei ihmisten kuvaustilanteessa ole mahdollista. MOSFET-anturit on helppo asentaa antropomorfisen fantomin pinnalle tai sis¨alle.

Kuva 7: 10-, 1- ja 5-vuotiaita lapsia sek¨a vastasyntynytt¨a esitt¨av¨at antropo- morfiset fantomit. [36]

MOSFET-annosmittareilla on mahdollista mitata pistem¨aisesti elinten an- noksia, ja t¨at¨a onkin hy¨odynnetty laajasti elinten annosmittauksissa eri r¨ontgenmodaliteeteilla. S¨ateilyherkkien elinten (silm¨a [19], kilpirauhanen [20, 26] ja naisilla rinnat [26, 29]) annosten lis¨aksi MOSFET-annosmittareilla on tutkittu muun muassa polven [31] ja ranteen [35] alueen annoksia.

Koivisto et al. [31, 35] ovat tehneet polven ja ranteen alueilla annosta- sojen vertailututkimuksia eri r¨ontgenlaitteilla, muun muassa tavanomai- sella r¨ontgenlaitteella, kartiokeila-TT-laitteilla ja monileike-TT-laitteilla.

MOSFET-annosmittareilla on tutkittu my¨os menetelmi¨a silm¨a¨an kohdistu- van annoksen pienent¨amiseksi p¨a¨an TT-kuvauksessa, esimerkkin¨a vismutti- suojaimen k¨aytt¨o [37].

Brady ja Kaufman [38] tutkivat erilaisia MOSFET-anturien kalibrointime- netelmi¨a TT:ssa. He kalibroivat MOSFET-anturit ilmassa tavanomaisella r¨ontgenlaitteella, ilmassa station¨a¨arisell¨a TT-laitteella ja sirottavassa kap- paleessa kiert¨av¨all¨a TT-laitteella kolmella annostasolla; 10, 23 ja 35 mGy.

Putkij¨annite mittauksissa oli 120 kV. He havaitsivat noin 12 prosentin eron kalibrointikertoimissa ilmassa station¨a¨arisell¨a TT-laitteella verrattuna kah- teen muuhun. [38]

MOSFET-anturien kalibrointi suoritetaan useimmiten ilmassa tai PMMA- fantomin sis¨all¨a, jolloin siroaminen otetaan huomioon jo kalibroitaessa, esimerkiksi antropomorfisessa fantomissa my¨ohemmin teht¨avi¨a annosmit- tauksia ajatellen. Koivisto et al. [31] kalibroivat MOSFET-anturit TT- laitteilla asettamalla anturit hiilikuitutelineeseen. Manninen et al. [39]

k¨ayttiv¨at MOSFET-kalibrointilevy¨a (TN-RD-57-30, Best Medical Canada) takaisinsirontamateriaalina kalibroidessaan MOSFET-anturit tavanomaisel- la r¨ontgenlaitteella, koska lopulliset annosmittaukset tehtiin s¨ateily¨a sirotta- vassa fantomissa. Aina tutkimuksissa ei kuitenkaan erikseen mainita, onko kalibrointi suoritettu ilmassa, fantomissa vai jollakin muulla tavalla. N¨ain ol- len on mahdotonta tiet¨a¨a varmasti, onko lopullisissa fantomissa suoritetuissa annosmittauksissa esiintyv¨a sironta otettu huomioon kalibroinnissa. Annos- mittareiden j¨aljitett¨avyydest¨a l¨oytyy my¨os melko v¨ah¨an mainintoja julkai- suista. Useimmiten sit¨a ei mainita ollenkaan, mutta muutamissa julkaisuissa j¨aljitett¨avyys on mainittu [29, 31, 37, 41].

3 Mittaukset ja menetelm¨ at

Mittaukset suoritettiin Kuopion yliopistollisen sairaalan Kuvantamiskeskuk- sessa kliinisess¨a potilask¨ayt¨oss¨a olevilla TT- ja angiografialaitteilla. Mittauk- sissa k¨aytettiin sek¨a angiografiassa ett¨a TT:ssa TT-annosmittauksiin stan- dardoitua vartalon alueen PMMA-fantomia halkaisijaltaan 32 cm (kuva 8).

Kuva 8: Halkaisijaltaan 16 ja 32 cm:t PMMA-fantomit.

3.1 Annosmittarit

RaySafe Xi R/F ilmaisin (Unfors RaySafe AB, Sweden) (kuva 9) on r¨ontgenkuvaukseen ja l¨apivalaisuun soveltuva puolijohdeilmaisin, joka mit- taa ilmaan absorboitunutta annosta (tarkemmin ottaen ilmakermaa, mutta r¨ontgendiagnostiikassa k¨aytetyill¨a energioilla ovat k¨ayt¨ann¨oss¨a sama asia).

R/F ilmaisin on suojattu takaisinsironnalta 1 mm:ll¨a lyijy¨a [39], mik¨a voi aiheuttaa eroja ionisaatiokammioilla mitattuihin arvoihin verrattuna [42].

RaySafe Xi perusyksikk¨o (Unfors RaySafe AB, Sweden) (kuva 9) on ak- kuk¨aytt¨oinen ja akun kesto on 20-40 tuntia riippuen k¨aytetyst¨a detektorista [42].

Kuva 9: RaySafe Xi perusyksikk¨o ja R/F ilmaisin.

RaySafe Xi CT ilmaisin (Unfors RaySafe AB, Sweden) (kuva 10) on 20 cm pitk¨a, halkaisijaltaan 7,5 mm, puikkomainen ionisaatiokammio (my¨ohemmin TT-ionisaatiokammio), jonka keskell¨a on 10 cm:n pituinen aktiivinen s¨ateilyherkk¨a alue. TT-ionisaatiokammiota voidaan k¨aytt¨a¨a mit- taamaan annoksen ja pituuden tuloa (DLP), jolloin kammion DLP-lukema (mGy·cm) on kymmenen kertaa suurempi kuin annos (mGy) [42], sill¨a DLP mitataan koko kammion tilavuudessa, josta annos saadaan jakamalla DLP- lukema kammion aktiivisen osan pituudella (10 cm). TT-ionisaatiokammiolla voidaan mitata suuruusluokkaa 10 µGy-9999 Gy olevia annoksia. Kammion mittausep¨avarmuus on 5 %. [43] Kyseisess¨a kammiossa on k¨ayt¨oss¨a auto- maattinen l¨amp¨otilan ja paineen korjaus. Sensorit mittaavat l¨amp¨otilaa ja painetta, ja korjaavat l¨amp¨otilan vastaamaan l¨amp¨otilaa fantomin sis¨all¨a ja paineen vastaamaan mittauspaikan painetta. [42] Tutkielmassa k¨aytetty TT- ionisaatiokammio oli kalibroitu mittanormaalia vasten 16.6.2015 ja mittauk- set tehtiin aikav¨alill¨a 05-06/2018.

Kuva 10: RaySafe Xi CT ilmaisin.

Mobile MOSFET (Best Medical Canada Ltd., Canada) (kuva 11) on kannettava puolijohdetekniikkaan perustava annosmittari. Pohjimmil- taan MOSFET-annosmittari mittaa j¨annitett¨a (mV), joka muutetaan s¨ateilyannokseksi (mGy) kalibrointikertoimella (mGy/mV). J¨annitteet voivat olla suuruusluokkaa 0-20 000 mV [16]. Valmistajan ilmoittama ep¨avarmuus mittauksissa on 4 %. Mittari on akkuk¨aytt¨oinen, ja sen akun kesto on yli 20 tuntia [16]. MOSFET-antureita on kahta tyyppi¨a: Standard Sensitivity ja High Sensitivity -antureita. Mittarissa on lis¨aksi valittavana kaksi herk- kyysasetusta: High Bias (matalille annoksille, diagnostiseen radiologiaan) ja Standard Bias (korkeammille annoksille, esim. s¨adehoitoon). Taulukossa 3 on esitetty MOSFET-anturien herkkyydet.

Taulukko 3: MOSFET-anturien herkkyydet. [16]

Anturi Std. Bias High Bias Standard 3 mV/cGy 9 mV/cGy

High 10 mV/cGy 30 mV/cGy

Kuva 11: Mobile MOSFET-lukija ja nelj¨a MOSFET-anturia.

3.2 Annosmittareiden vertailu

Ennen varsinaisia mittauksia tehtiin pilottimittauksia, jotta voitiin vali- ta mahdollisimman hyv¨a vertailumittari MOSFET-annosmittarin mittaa- malle j¨annite-erolle. Vertailtavana olivat Keithley (malli 35050A, Keith- ley Instruments Inc.), joka on tasomainen ionisaatiokammio, RaySafe Xi R/F puolijohdeilmaisin ja TT-ionisaatiokammio (RaySafe Xi CT ilmaisin).

Vertailu suoritettiin Siemensin angiografialaitteella kahdessa osassa: ensin s¨ateilytettiin Keithley-ionisaatiokammiota ja R/F ilmaisinta, sen j¨alkeen Keithley-ionisaatiokammiota ja TT-ionisaatiokammiota. Kummassakin ta- pauksessa s¨ateilytys tehtiin nelj¨all¨a eri kuvausj¨annitteell¨a (60 kV, 80 kV, 100 kV, 120 kV) ja kahdella eri Cu-suodatuksella (0.3 mm ja 0.6 mm) virran ollessa koko ajan 100 mA ja r¨ontgenpulssin kesto 1 s. Mittausasetelma on esitetty kuvissa 12a ja 12b.

(a) Mittausasetelma. (b) Keithley- ja TT-ionisaatiokammiot.

Kuva 12: Annosmittareiden vertailua Siemensin angiografialaitteella. Vasem- malla kuvan yl¨areunassa kuvailmaisin, alareunassa r¨ontgenputki ja keskell¨a Keithley- ja TT-ionisaatiokammiot. Oikealla ionisaatiokammiot l¨ahikuvassa.

Vertailumittausten perusteella havaittiin, ett¨a R/F ilmaisimella mita- tut annokset olivat pienempi¨a kuin Keithey-ionisaatiokammiolla ja TT- ionisaatiokammiolla mitatut johtuen siit¨a, ett¨a R/F ilmaisin on suojat- tu takaisinsironnalta, jonka ionisaatiokammiot mittaavat. Varsinaisiin mit- tauksiin haluttiin valita ionisaatiokammio, joka mahdollistaa kaikista suun- nista tulevan s¨ateilyn mittaamisen my¨os sirottavan kappaleen sis¨all¨a, jo- ten vertailumittariksi sek¨a angiografia- ett¨a TT-mittauksiin valikoitui TT- ionisaatiokammio. Samalla p¨a¨atettiin valita fantomiksi TT-mittauksiin stan- dardoitu vartalon alueen PMMA-fantomi. T¨all¨oin mittausasetelma voitiin pit¨a¨a samana sek¨a angiografiassa ett¨a TT:ssa.

3.3 MOSFET-anturien kalibrointi

Kalibroinnissa k¨aytettiin Mobile MOSFETin (Best Medical Canada Ltd.) mallia TN-RD-70-W ja TN-502RD MOSFET-antureita (Standard Sensi- tivity). Mittauksiin valittiin High Bias, jotta herkkyys oli riitt¨av¨an suuri matalille annoksille. Mittauslaitteistoa ohjattiin kannettavaan tietokonee- seen asennetun Mobile MOSFET-ohjelmiston kautta. MOSFET-antureita kalibroitiin kolme kappaletta sek¨a angiografiassa ett¨a TT:ssa. MOSFET- anturit vaativat noin 50-100 mV:n j¨annite-eron [34], jotta kalibrointi voidaan suorittaa luotettavasti. N¨ain ollen antureita piti s¨ateilytt¨a¨a useita kertoja ts. kuvausta piti toistaa, jotta antureihin kumuloitui tarpeeksi j¨annitett¨a.

Tarvittavien kuvauskertojen lukum¨a¨ar¨a vaihteli valittujen kuvausparamet- rien mukaan ja olosuhteiden muuttuessa sironneen s¨ateilyn osalta. Suurem- malla kuvausj¨annitteell¨a tarvittiin v¨ahemm¨an kuvauksia kuin pienemm¨all¨a j¨annitteell¨a ja lis¨aksi Cu-suodatuksen lis¨a¨aminen lis¨asi kuvauskertojen lu- kum¨a¨ar¨a¨a angiografiassa.

Kalibrointikertoimet MOSFET-antureille (engl. calibration factor, CF) las- kettiin kaavasta

CF = Dˆ

U, (6)

miss¨a on ˆD on toistetuissa kuvauksissa TT-ionisaatiokammiolla mitattu MOSFET-antureihin kumuloitunut s¨ateilyannos ja U on s¨ateilytyksen ai- heuttama j¨annite-ero (mV) MOSFET-antureissa. Yhden kuvauksen annos (mGy) saatiin selville jakamalla TT-ionisaatiokammiosta saatava DLP-arvo (mGy·cm) kammion s¨ateilyherk¨an osan pituudella (10 cm). Laskemalla yk- sitt¨aisten kuvausten annokset yhteen saatiin selville toistetuissa kuvauksissa MOSFET-antureihin kumuloitunut annos ˆD.

3.3.1 Kalibrointimittaukset angiografiassa

MOSFET-anturien kalibrointi suoritettiin Siemensin angiografialaitteella (Siemens Artis Zee Ceiling) huoltotilan ollessa kytkettyn¨a p¨a¨alle. Vain huol- totilassa kuvausparametrien vapaa valinta oli mahdollista. MOSFET-anturit kalibroitiin ilmassa, PMMA-fantomin pinnalla ja PMMA-fantomin sis¨all¨a.

Kalibrointimittausasetelma ilmassa on esitetty kuvassa 13. Mittaukset suo- ritettiin nelj¨all¨a eri kuvausj¨annitteell¨a (60 kV, 80 kV, 100 kV ja 120 kV)

ja kahdella eri lis¨asuodatuksella (0.1 mm Cu-suodatus ja 0.3 mm Cu- suodatus). R¨ontgenputken perussuodatuksena oli 2.5 mm Al-suodatus. Ku- vausj¨annitteit¨a vastaavat virran arvot ja kuvausvirran ja -ajan tulot on esi- tetty taulukossa 4. R¨ontgenpulssin kesto oli 1 s. Tarvittavien kuvauskertojen lukum¨a¨ar¨at 0.1 ja 0.3 mm Cu-suodatuksilla on esitetty taulukoissa 5 ja 6.

Kuva 13: MOSFET-anturien kalibrointi ilmassa. Ylemp¨an¨a TT- ionisaatiokammio ja alempana kolme MOSFET-anturia.

Taulukko 4: Mittausparametrit.

Kuvausj¨annite (kV) 60 80 100 120 Kuvausvirta (mA) 600 600 500 400 Kuvausvirran ja -ajan tulo (mAs) 600 600 500 400

Taulukko 5: Tarvittavien kuvauskertojen lukum¨a¨ar¨at 0.1 mm Cu- suodatuksella.

60 kV 80 kV 100 kV 120 kV

Ilmassa 5 2 2 2

Pinnalla 2 1 1 1

Sis¨all¨a 33 10 6 4

Taulukko 6: Tarvittavien kuvauskertojen lukum¨a¨ar¨at 0.3 mm Cu- suodatuksella.

60 kV 80 kV 100 kV 120 kV

Ilmassa 13 5 3 2

Pinnalla 6 2 2 1

Sis¨all¨a 65 15 8 5

Mittaukset ilmassa 0.1 mm Cu-suodatuksella tehtiin nelj¨a kertaa, jotta voi- tiin p¨a¨atell¨a mittausten toistettavuus. 0.3 mm Cu-suodatuksella mittaukset ilmassa suoritettiin kerran. Samoin mittaukset PMMA-fantomin pinnalla ja PMMA-fantomin sis¨all¨a suoritettiin kerran molemmilla Cu-suodatuksilla. Jo- kaisella kuvausj¨annitteell¨a mittaus toistettiin kolme kertaa ja kalibrointiker- toimet kullekin MOSFET-anturille laskettiin mittausten keskiarvona. Mit- taukset PMMA-fantomin pinnalla toistettiin viisi kertaa, jotta keskiarvon hajontaprosentti oli alle 5 % (muulloin riitti kolme toistoa). Mittausasetelma PMMA-fantomin pinnalla on esitetty kuvassa 14a.

PMMA-fantomin sis¨all¨a mitattiin ensin ionisaatiokammiolla annos (noin 40 mGy), joka vastasi 50 mV:n j¨annite-eroa MOSFET-antureilla. Mitattua an- nosta k¨aytettiin kalibrointiin kaikissa kolmessa MOSFET-antureille tehdyss¨a mittauksessa. T¨am¨an j¨alkeen MOSFET-anturit teipattiin yhteen, asetettiin PMMA-fantomin keskelle ja suoritettiin tarvittava m¨a¨ar¨a kuvauksia. Mit- tausasetelma PMMA-fantomin sis¨all¨a on esitetty kuvassa 14b ja teipatut MOSFET-anturit on esitetty kuvassa 14c.

(a) Fantomin pinnalla. (b) Fantomin sis¨all¨a. (c) Teipatut anturit.

Kuva 14: MOSFET-anturien kalibrointi Siemensin angiografialaitteella.

3.3.2 Kalibrointimittaukset tietokonetomografiassa

MOSFET-anturien kalibrointi suoritettiin Siemensin TT-laitteella (SOMA- TOM Definition Edge). Kuvausohjelmaksi valittiin vatsan aksiaali eli sek- venssimuotoinen laitevalmistajan oletuskuvausohjelma (AbdomenSeq). Mit- taukset tehtiin ilmassa, PMMA-fantomin pinnalla ja PMMA-fantomin sis¨all¨a nelj¨all¨a eri kuvausj¨annitteell¨a (70 kV, 80 kV, 100 kV ja 120 kV). Ku- vausj¨annitteit¨a vastaavat kuvausvirran ja py¨or¨ahdysajan tulot (mAs) ja CT DIvol-arvot (mGy) on esitetty taulukossa 7. CT DIvol-arvo pyrittiin pit¨am¨a¨an vakiona kaikissa mittauksissa. Muut kuvausparametrit pysyiv¨at kaikissa mittauksissa samoina: kuvausaika 1.0 s, py¨or¨ahdysaika 1.0 s, leike- paksuus 3.0 mm ja kollimaatio 32x1.2 mm.

Taulukko 7: Mittausparametrit.

Kuvausj¨annite (kV) 70 80 100 120

Kuvausvirran ja py¨or¨ahdysajan tulo (mAs) 500 304 145 86

CT DIvol (mGy) 5.68 5.68 5.68 5.71

Jokaisella kuvausj¨annitteell¨a mittaus toistettiin kolme kertaa ja kalibroin- tikertoimet kullekin MOSFET-anturille laskettiin mittausten keskiarvona.

Mittaukset ilmassa tehtiin kolmeen kertaan, jotta voitiin p¨a¨atell¨a mittausten toistettavuus. Mittausasetelma ilmassa on esitetty kuvissa 15a ja 15b. Mit- taukset PMMA-fantomin pinnalla ja sis¨all¨a tehtiin kerran. Mittausasetelma PMMA-fantomin pinnalla on esitetty kuvissa 15c ja 15d.

PMMA-fantomin sis¨all¨a, jossa yhdest¨a kuvauksesta aiheutuva annos oli huo- mattavasti pienempi kuin fantomin pinnalla tai ilmassa, laskettiin ensin tar- vittava m¨a¨ar¨a kuvauksia kuvaamalla viisi kuvausta ja laskemalla niiden kes- kiarvo, jolloin tiedettiin yhden kuvauksen annos. T¨am¨an j¨alkeen MOSFET- anturit teipattiin yhteen, asetettiin keskelle fantomia ja suoritettiin tarvitta- va m¨a¨ar¨a kuvauksia, jotta antureiden mittaama j¨annite-ero oli 50 mV (an- nos noin 30 mGy). Taulukossa 8 on esitetty tarvittavien kuvauskertojen lu- kum¨a¨ar¨at. Mittausasetelma PMMA-fantomin sis¨all¨a on esitetty kuvassa 16.

Taulukko 8: Tarvittavien kuvauskertojen lukum¨a¨ar¨at TT:ssa.

70 kV 80 kV 100 kV 120 kV

Ilmassa 4 4 5 5

Pinnalla 13 12 12 12

Sis¨all¨a 25 24 22 21

(a) Ilmassa. (b) Ilmassa.

(c) Fantomin pinnalla. (d) Fantomin pinnalla.

Kuva 15: MOSFET-anturien kalibrointi Siemensin TT-laitteella.

Kuva 16: MOSFET-anturien kalibrointi PMMA-fantomin sis¨all¨a.

4 Tulokset

4.1 Vertailumittaukset

Kuvissa 17 ja 18 on esitetty annosmittareiden vertailu eri kuvausj¨annitteill¨a (60 kV, 80 kV, 100 kV ja 120 kV) ja eri Cu-suodatuksilla (0.3 mm ja 0.6 mm). R/F ilmaisimella mitatut annokset olivat 13,6-17,0 % pienempi¨a kuin Keithley-ionisaatiokammiolla mitatut annokset ja 5,7-25,1 % pienempi¨a kuin TT-ionisaatiokammiolla mitatut annokset. Ero TT-ionisaatiokammion ja R/F ilmaisimen annoksissa pieneni kuvausj¨annitteen kasvaessa. Ero io- nisaatiokammioiden ja R/F ilmaisimen annoksissa johtuu siit¨a, ett¨a ioni- saatiokammiot mittaavat kaikista suunnista tulevan s¨ateilyn, mutta R/F on suojattu takaisinsironnalta. Mittauksiin valittiin TT-ionisaatiokammio, kos- ka sill¨a on mahdollista mitata mittariin kaikista suunnista sironnut s¨ateily

my¨os fantomin sis¨all¨a, mik¨a ei Keithley-ionisaatiokammiolla olisi ollut mah- dollista. Fantomiksi valittiin molempiin mittauksiin TT-mittauksiin standar- doitu PMMA-fantomi, jolloin mittausasetelma saatiin pidetty¨a molemmissa mittauksissa samana.

Kuva 17: Mitattu annos (mGy) kuvausj¨annitteen (kV) funktiona 0.3 mm Cu- suodatuksella. Keithley-ionisaatiokammiolla tehtiin kaksi mittausta ja TT- ionisaatiokammiolla ja R/F ilmaisimella yhdet mittaukset.

Kuva 18: Mitattu annos (mGy) kuvausj¨annitteen (kV) funktiona 0.6 mm Cu- suodatuksella. Keithley-ionisaatiokammiolla tehtiin kaksi mittausta ja TT- ionisaatiokammiolla ja R/F ilmaisimella yhdet mittaukset.

4.2 Kalibrointimittaukset: Angiografia

Kalibrointikertoimen arvot kasvoivat lineaarisesti kuvausj¨annitteen (kV) funktiona sek¨a vaihtelivat eri MOSFET-anturien v¨alill¨a. Taulukossa 9 (Liite 1) on esitetty kalibrointikertoimet (keskiarvo±keskihajonta) ilmas- sa, PMMA-fantomin pinnalla ja PMMA-fantomin sis¨all¨a 0.1 mm Cu- suodatuksella. Keskiarvon keskihajonta ilmassa suoritetuissa mittauksissa oli 0,002-0,041 (0,3 %-5,5 %), fantomin pinnalla suoritetuissa mittauksissa 0,007- 0,042 (0,9 %-6,1 %) ja fantomin sis¨all¨a suoritetuissa mittauksissa 0,006-0,038 (0,9 %-5,4 %).

Taulukossa 10 (Liite 2) on esitetty kalibrointikertoimet (keskiarvo±keskiha- jonta) ilmassa, PMMA-fantomin pinnalla ja PMMA-fantomin sis¨all¨a 0.3 mm Cu-suodatuksella. Keskiarvon keskihajonta ilmassa suoritetuissa mittauksis- sa oli 0,003-0,036 (0,4 %-5,4 %), fantomin pinnalla suoritetuissa mittauksissa 0,009-0,030 (1,2 %-4,2 %) ja fantomin sis¨all¨a suoritetuissa mittauksissa 0,004- 0,035 (0,6 %-4,8 %).

Kuvassa 19 on verrattu ilmassa (mittaus 3), PMMA-fantomin pinnalla ja PMMA-fantomin sis¨all¨a 0.1 mm Cu-suodatuksella mitattuja kalibrointiker- toimia. Vertailua varten kolmen MOSFET-anturin kertoimista laskettiin kes- kiarvo. Kalibrointikertoimet PMMA-fantomin sis¨all¨a olivat pienempi¨a kuin PMMA-fantomin pinnalla (2,0-10,4 %) tai ilmassa (2,4-14,0 %). Lis¨aksi PMMA-fantomin pinnalla kertoimet olivat my¨os hieman pienempi¨a kuin ilmassa (0,4-6,4 %). Erot olivat selke¨ammin n¨aht¨aviss¨a suuremmilla ku- vausj¨annitteen arvoilla (80 kV, 100 kV ja 120 kV).

Kuvassa 20 on verrattu ilmassa, PMMA-fantomin pinnalla ja PMMA- fantomin sis¨all¨a 0.3 mm Cu-suodatuksella mitattuja kalibrointikertoimia.

Vertailua varten kolmen MOSFET-anturin kertoimista laskettiin keskiarvo.

Lukuun ottamatta 60 kV:lla, PMMA-fantomin sis¨all¨a kalibrointikertoimet olivat pienempi¨a kuin PMMA-fantomin pinnalla (6,8-10,1 %) ja ilmassa (3,6- 9,4 %), mutta fantomin pinnalla kertoimet olivat suurempia kuin ilmassa (0,8-9,0 %) kaikilla kuvausj¨annitteill¨a.

Kuva 19: Kolmen MOSFET-anturin keskiarvona lasketut kalibrointikertoi- met (keskiarvo±keskihajonta) ilmassa (mittaus 3), PMMA-fantomin pinnal- la ja sis¨all¨a 0.1 mm Cu-suodatuksella.

Kuva 20: Kolmen MOSFET-anturin keskiarvona lasketut kalibrointikertoi- met (keskiarvo±keskihajonta) ilmassa, PMMA-fantomin pinnalla ja sis¨all¨a 0.3 mm Cu-suodatuksella.

Kuvassa 21 on verrattu kalibrointikertoimia MOSFET-anturille 3 ilmassa 0.1 mm Cu-suodatuksella (mittaus 3) ja 0.3 mm Cu-suodatuksella. Vertailussa havaittiin, ett¨a 0.1 mm Cu-suodatuksella kalibrointikertoimet olivat suurem- pia kuin 0.3 mm Cu-suodatuksella (4,1-11,7 %).

Kuva 21: Kalibrointikertoimet (keskiarvo±keskihajonta) MOSFET-anturille 3 ilmassa 0.1 mm Cu-suodatuksella (mittaus 3) ja 0.3 mm Cu-suodatuksella.

Kuvassa 22 on verrattu eri MOSFET-anturien kalibrointikertoimia ilmassa 0.1 mm Cu-suodatuksella (mittaus 3). MOSFET-anturilla 3 havaittiin suu- remmat kalibrointikertoimen arvot kuin kahdella muulla anturilla (3,9-9,9

%). Anturien 1 ja 2 v¨alill¨a ero kalibrointikertoimissa oli 0,4-2,3 %.

Kuvassa 23 on verrattu MOSFET-anturin 3 kalibrointikertoimia kolmessa toistomittauksessa ilmassa 0.1 mm Cu-suodatuksella (ensimm¨aist¨a mittaus- ta ei otettu mukaan vertailuun, koska muissa toistomittauksissa kalibrointi- kertoimet olivat systemaattisesti 6,0-20,9 % suurempia kuin ensimm¨aisess¨a mittauksessa). Toistomittauksissa 2-4 erot kalibrointikertoimissa eri mittaus- ten v¨alill¨a olivat 0,2-9,4 %. Erot mittauskertojen v¨alill¨a johtuivat MOSFET- annosmittarin mittaaman j¨annitteen vaihtelusta, sill¨a TT-ionisaatiokammion lukemat pysyiv¨at l¨ahes muuttumattomina.

Kuva 22: Kalibrointikertoimet (keskiarvo±keskihajonta) eri MOSFET- antureille ilmassa 0.1 mm Cu-suodatuksella (mittaus 3).

Kuva 23: Kalibrointikertoimet (keskiarvo±keskihajonta) MOSFET-anturille 3 kolmessa toistomittauksessa ilmassa 0.1 mm Cu-suodatuksella.

4.3 Kalibrointimittaukset: Tietokonetomografia

Kalibrointikertoimien arvot kasvoivat lineaarisesti kuvausj¨annitteen (kV) funktiona ja vaihtelivat merkitt¨av¨asti eri kalibrointigeometrioiden v¨alill¨a.

Taulukossa 11 (Liite 3) on esitetty kalibrointikertoimet (keskiarvo±keskiha- jonta) ilmassa, PMMA-fantomin pinnalla ja PMMA-fantomin sis¨all¨a. Kes- kiarvon keskihajonta ilmassa suoritetuissa mittauksissa oli 0,001-0,021 (0,4

%-5,5 %), fantomin pinnalla suoritetuissa mittauksissa 0,001-0,011 (0,3 %- 3,9 %) ja fantomin sis¨all¨a suoritetuissa mittauksissa 0,004-0,040 (0,8 %-7,5

%).

Kuvassa 24 on verrattu ilmassa (mittaus 1), PMMA-fantomin pinnalla ja PMMA-fantomin sis¨all¨a mitattuja kalibrointikertoimia. Vertailua varten kol- men MOSFET-anturin kertoimista laskettiin keskiarvo. PMMA-fantomin pinnalla kalibrointikertoimet olivat 11,7-17,8 % pienempi¨a kuin ilmassa ja PMMA-fantomin sis¨all¨a puolestaan 54,8-68,7 % suurempia kuin ilmassa.

Kuva 24: Kolmen MOSFET-anturin keskiarvona lasketut kalibrointikertoi- met (keskiarvo±keskihajonta) ilmassa (mittaus 1), PMMA-fantomin pinnal- la ja PMMA-fantomin sis¨all¨a.

Kuvassa 25 on verrattu kalibrointikertoimia eri MOSFET-antureille ilmassa (mittaus 1). Erot anturien v¨alill¨a olivat pieni¨a (0,6-6,3 %).

Kuva 25: Kalibrointikertoimet (keskiarvo±keskihajonta) eri MOSFET- antureille ilmassa (mittaus 1).

Kuvassa 26 on verrattu kalibrointikertoimia MOSFET-anturille 1 kolmessa toistomittauksessa ilmassa. Erot toistomittausten v¨alill¨a olivat eritt¨ain pie- ni¨a (0,5-3,9 %).

Kuva 26: Kalibrointikertoimet (keskiarvo±keskihajonta) MOSFET-anturille 1 kolmessa toistomittauksessa ilmassa.

4.4 MOSFET-anturien energiariippuvuus

MOSFET-anturien kalibroinnissa havaittiin, ett¨a kalibrointikertoimet kas- voivat lineaarisesti kuvausj¨annitteen (kV) funktiona molemmissa r¨ontgenmodali- teeteissa. N¨ain ollen kalibrointimittaukset voitaisiin kullakin suodatuksel- la tehd¨a vain yhdell¨a kuvausj¨annitteell¨a, ja k¨aytt¨a¨a korjauskertoimia kor- jaamaan eri kuvausj¨annitteiden kalibrointikertoimiin tuoma vaihtelu. Il- massa mitatuille kalibrointikertoimille m¨a¨aritettiin energiariippuvuuden kor- jauskertoimet kolmelle MOSFET-anturille. Esimerkkin¨a k¨aytettiin angiogra- fiassa mittausta 3 (0.1 mm Cu-suodatus) ja TT:ssa mittausta 1. Kalib- rointikertoimet normalisoitiin kuvausj¨annitteen arvoon 80 kV. Energiariip- puvuuden korjauskerroin (engl. correction factor, CR) laskettiin kaavasta

CR= CF

CF_80kV, (7)

miss¨aCF on kalibrointikertoimen arvo jaCF_80kVon kalibrointikertoimen ar- vo kuvausj¨annitteen arvolla 80 kV. Kuvissa 27 ja 28 on esitetty energiariippu- vuuden korjauskerroin kuvausj¨annitteen (kV) funktiona kolmelle MOSFET- anturille angiografiassa ja TT:ssa.

Kuva 27: Energiariippuvuuden korjauskerroin kuvausj¨annitteen (kV) funk- tiona kalibrointikertoimille ilmassa angiografiassa Cu-suodatuksella 0.1 mm (mittaus 3).

Kuva 28: Energiariippuvuuden korjauskerroin kuvausj¨annitteen (kV) funk- tiona kalibrointikertoimille ilmassa TT:ssa (mittaus 1).

5 Pohdinta

T¨ass¨a pro gradu -tutkielmassa havaittiin huomattava ero MOSFET-anturien kalibrointikertoimissa eri r¨ontgenmodaliteettien v¨alill¨a. N¨ain ollen, on merki- tyst¨a mill¨a laitteella MOSFET-anturit on kalibroitu ennen annosmittauksia.

Suositeltavaa olisi suorittaa kalibrointi samalla laitteella, jolla mittaukset tul- laan tekem¨a¨an. Angiografiassa (0.1 mm Cu-suodatus) kalibrointikertoimet olivat suurempia kuin TT:ssa sek¨a ilmassa (113-145 %), PMMA-fantomin pinnalla (131-177 %) ett¨a PMMA-fantomin sis¨all¨a (19-28 %), kun verrattiin 80 kV:lla, 100 kV:lla ja 120 kV:lla tehtyj¨a mittauksia. Suurin ero k¨aytetyiss¨a modaliteeteissa on s¨ateilylaadussa. Angiografia- ja TT-laitteissa k¨aytet¨a¨an erilaisia suodatuksia ja jotta modaliteetteja voitaisiin suoraan verrata kes- ken¨a¨an pit¨aisi tuntea s¨ateilyn spektrit tai puoliintumispaksuudet, joita t¨ass¨a tutkielmassa ei laskettu. Lis¨aksi annosnopeudet ovat modaliteeteissa erilaiset.

Voidaankin mietti¨a, millainen vaikutus annosnopeudella olisi kalibrointiker- toimiin. Se vaatisi kuitenkin lis¨atutkimuksia. Yksi merkitt¨av¨a ero n¨aiss¨a mo- daliteeteissa on my¨os s¨ateilyn tulokulma. TT:ssa s¨ateily¨a tulee kaikista suun- nista r¨ontgenputken ja detektorien 360:n py¨or¨ahdyksen aikana, mutta angio- grafiassa s¨ateily¨a tulee vain m¨a¨ar¨atyst¨a suunnasta. MOSFET-anturien kul- mariippuvuus voi t¨all¨oin olla merkitt¨av¨ass¨a roolissa. My¨os anturien et¨aisyys s¨ateilyl¨ahteest¨a on erilainen TT- ja angiografiamittauksissa johtuen laittei- den geometriasta.

Kalibrointigeometrialla (ilmassa, PMMA-fantomin pinnalla tai sis¨all¨a) ha- vaittiin merkitt¨av¨a vaikutus kalibrointikertoimiin TT:ssa. Kalibrointikertoi- met olivat ilmassa 13,2-21,7 % suurempia kuin fantomin pinnalla, fantomin sis¨all¨a kalibrointikertoimet olivat 54,8-68,7 % suurempia kuin ilmassa ja 75,2- 105,3 % suurempia kuin fantomin pinnalla. Annosmittausten kannalta t¨am¨a tarkoittaisi, ett¨a potilaan iholta tai antropomorfisen fantomin pinnalta mi- tattaisiin todellista suurempia annoksia, jos MOSFET-anturit olisi kalibroi- tu ilmassa tai PMMA-fantomin sis¨all¨a eik¨a pinnalla, joka vastaisi sironneen s¨ateilyn osalta parhaiten mittausolosuhteita.

Angiografiassa erot MOSFET-anturien kalibroinnissa ilmassa, PMMA- fantomin pinnalla ja PMMA-fantomin sis¨all¨a olivat vaihtelevia. PMMA- fantomin pinnalla 0.1 mm Cu-suodatuksella kalibrointikertoimet olivat 0,4- 6,4 % pienempi¨a kuin ilmassa (mittaus 3). Ero kasvoi kuvausj¨annitteen kas- vaessa. Vastaavasti PMMA-fantomin sis¨all¨a kalibrointikertoimet olivat 2,4-

14,0 % pienempi¨a kuin ilmassa (mittaus 3) ja 2,0-10,4 % pienempi¨a kuin PMMA-fantomin pinnalla.

PMMA-fantomin pinnalla 0.3 mm Cu-suodatuksella kalibrointikertoimet oli- vat 0,8-9,0 % suurempia kuin ilmassa. Suurin ero havaittiin 60 kV:lla.

PMMA-fantomin sis¨all¨a kalibrointikertoimet olivat 60 kV:lla 10,5 % suurem- pia kuin ilmassa ja 1,4 % suurempia kuin PMMA-fantomin pinnalla, mut- ta muilla kuvausj¨annitteill¨a kalibrointikertoimet olivat 3,6-9,4 % pienempi¨a kuin ilmassa ja 6,8-10,1 % pienempi¨a kuin PMMA-fantomin pinnalla. Ero kasvoi kuvausj¨annitteen kasvaessa.

T¨ass¨a tutkielmassa havaittiin TT:ssa 0,6-6,3 %:n suuruinen vaihtelu eri MOSFET-anturien v¨alill¨a ilmassa (mittaus 1), mik¨a tarkoittaisi likipit¨aen Trattnerin ym. [40] mukaista mittausvirhett¨a, mik¨ali antureita ei kalibroi- da yksil¨ollisesti. Angiografiassa (0.1 mm Cu-suodatus, ilmassa, mittaus 3) MOSFET-anturilla 3 havaittiin 3,9-9,9 % suuremmat kalibrointikertoimen arvot kuin kahdella muulla anturilla. Anturien 1 ja 2 v¨alill¨a erot olivat suu- ruudeltaan 0,4-2,3 %. Yhden anturin kalibrointikertoimen k¨aytt¨aminen kai- killa antureilla aiheuttaisi t¨all¨oin suurimmillaan liki 10 %:n ylim¨a¨ar¨aisen vir- heen mittauksiin.

Trattner ym. [40] havaitsivat yhden kalibrointikertoimen k¨aytt¨amisen kaikil- le antureille aiheuttavan mittauksiin 5-7 % ylim¨a¨ar¨aisen virheen [40], joka olisi yksinkertaista v¨altt¨a¨a kalibroimalla jokainen anturi yksil¨ollisesti. Aina yksil¨ollist¨a kalibrointia ei kuitenkaan ole mahdollista suorittaa, kuten esimer- kiksi, jos mittauksissa k¨aytet¨a¨an useita satoja MOSFET-antureita pitkiss¨a mittausjaksoissa. T¨all¨oin jokaisen anturin yksil¨ollinen kalibrointi vaatisi lii- kaa vaivann¨ak¨o¨a ja tulisi kalliiksi kuvauslaitteen k¨ayt¨on ja antureihin kumu- loituvan j¨annitteen takia.

Valmistajan mukaan MOSFET-anturien energiariippuvuus putkij¨annitteen arvoilla 40-120 kV on v¨ahemm¨an kuin 10 %. T¨ass¨a tutkielmassa havait- tiin, ett¨a MOSFET-anturien kalibrointikertoimien energiariippuvuuden kor- jauskerroin oli v¨alill¨a 0.95-1.11 putkij¨annitteen arvoilla 70-110 kV. Ainakin kyseisill¨a putkij¨annitteen arvoilla energiariippuvuus on siis likimain 10 %.

Dong ym. [18] raportoivat vastaavan l¨oyd¨oksen k¨aytett¨aess¨a 70-90 kV:n put- kij¨annitteit¨a.

Vertailumittarin valintaan on syyt¨a kiinnitt¨a¨a erityist¨a huomiota, jotta MOSFET-anturien kalibrointia voidaan pit¨a¨a luotettavana. Vertailumitta- rin pit¨a¨a mitata my¨os sironnutta s¨ateily¨a ja sen energia-alueen pit¨a¨a ol- la sama kuin MOSFET-annosmittarilla. T¨ass¨a tutkielmassa k¨aytetty TT- ionisaatiokammio soveltui n¨aihin vaatimuksiin, vaikkakaan sit¨a ei oltu kalib- roitu alle 80 kV:n kuvausj¨annitteill¨a, mik¨a saattoi aiheuttaa ylim¨a¨ar¨aisen mittausvirheen angiografiassa 60 kV:lla ja TT:ssa 70 kV:lla tehtyihin mit- tauksiin.

Vertailumittariksi sek¨a angiografia- ett¨a TT-mittauksiin valikoitui TT- ionisaatiokammio, koska n¨ain saatiin mitattua s¨ateilyannos my¨os sirotta- van kappaleen sis¨all¨a ja pidetty¨a mittausasetelma molemmissa kalibrointi- mittauksissa samanlaisena, kun fantomina oli TT-ionisaatiokammiolle sovel- tuva vartalon alueen PMMA-fantomi. Angiografiamittauksiin olisi voitu va- lita RaySafe Xi R/F ilmaisin, mutta koska se ei mittaa takaisinsirontaa, niin ajateltiin, ett¨a TT-ionisaatiokammio antaisi potilaan annosta paremmin vas- taavan annoksen, koska se mittaa kaikista suunnista tulevan s¨ateilyn.

Ilmassa ja PMMA-fantomin sis¨all¨a TT-ionisaatiokammion arvot vaihteli- vat TT-kuvauksesta toiseen v¨ahemm¨an kuin 0,52 %. PMMA-fantomin pin- nalla arvot vaihtelivat 3,3-4,9 %. TT-ionisaatiokammion k¨ayt¨ost¨a vertai- lumittarina PMMA-fantomin pinnalla kalibroitaessa aiheutuu n¨ain ollen suurempaa vaihtelua kertoimiin kuin ilmassa ja PMMA-fantomin sis¨all¨a.

Vaihtelu oli joka tapauksessa pienemp¨a¨a kuin valmistajan ilmoittama TT- ionisaatiokammion 5 %:n mittausep¨avarmuus.

TT:ssa kalibrointimittaus toistettiin ilmassa kolmena erillisen¨a kertana ja ha- vaittiin, ett¨a lasketut kalibrointikertoimet poikkesivat toisistaan v¨ahemm¨an kuin 5 %. Ainoastaan yhden anturin kalibrointikertoimet poikkesivat 120 kV:lla kolmannessa toistomittauksessa enemm¨an (12,9 % verrattuna en- simm¨aiseen mittaukseen ja 7,7 % verrattuna toiseen mittaukseen). Mit- tausten perusteella voidaan todeta, ett¨a MOSFET-anturien kalibrointi TT- laitteella on hyvin toistettava. Lis¨aksi ilmassa mitatut kalibrointikertoimet vastasivat hyvin aiemmin julkaistuja [38], mutta PMMA-fantomin sis¨all¨a ka- librointikertoimen arvot olivat merkitt¨av¨asti suurempia.

Yleisesti elinten annosmittauksissa potilaan iholta tai potilasta simuloivalla fantomilla k¨aytet¨a¨an High sensitivity MOSFET-antureita. Standard sensi-

tivity MOSFET-antureita k¨aytet¨a¨an puolestaan korkeammilla annostasoil- la mm. s¨adehoidossa. T¨ass¨a pro gradu -tutkielmassa p¨a¨adyttiin kuiten- kin k¨aytt¨am¨a¨an Standard sensitivity-antureita kalibrointimittauksissa, koska High sensitivity-anturien mittauskapasiteetti ei olisi ollut riitt¨av¨a. Standard sensitivity-anturien herkkyys High Bias -asetuksella on 9 mV/cGy, kun taas High sensitivity-anturien herkkyys High Bias -asetuksella on 30 mV/cGy.

T¨am¨a aiheuttaa matalilla annostasoilla sen, ett¨a MOSFET-anturien herk- kyys oli kalibrointimittauksissa alhaisempi kuin diagnostisen radiologian energia-alueella pit¨aisi valmistajan mukaan olla, mill¨a on vaikutusta kalib- rointikertoimen arvoihin.

Kalibrointiprotokollan suunnitteluun on hyv¨a panostaa, jotta voi v¨altt¨a¨a ta- voiteannoksen aikaansaamiseksi hyvin monia s¨ateilytyskertoja vaativat mit- taukset, koska ne viev¨at aikaa ja kuumentavat r¨ontgenputkea tarpeettomasti.

Esim. angiossa (60 kV, 0.3 mm Cu-suodatus) fantomin sis¨all¨a tarvittiin 65 kuvausta.

6 Johtop¨ a¨ at¨ okset

MOSFET-anturit vaativat huolellisen kalibroinnin ennen varsinaisia annos- mittauksia, jotta mitattuja annoksia voidaan pit¨a¨a luotettavina. Modali- teetti vaikuttaa merkitt¨av¨asti MOSFET-anturien kalibrointikertoimiin, jo- ten kalibrointi tulisi aina suorittaa sill¨a laitteella, jolla mittaukset tul- laan tekem¨a¨an. TT:ssa kalibrointigeometrialla (ilmassa, sirottavan kappa- leen pinnalla tai sis¨all¨a) on my¨os merkitt¨av¨a vaikutus kalibrointikertoi- miin ja kalibrointi tulisi suorittaa siten, ett¨a olosuhteet sironneen s¨ateilyn osalta ovat samanlaiset sek¨a kalibroinnissa ett¨a varsinaisissa annosmittauk- sissa. Kalibrointi tulisi suorittaa jokaisella mittauksiin k¨aytetyll¨a energia- spektrill¨a (putkij¨annitteen arvolla) erikseen tai k¨aytt¨a¨a sopivaa korjausker- rointa energiariippuvuudesta johtuvan virheen korjaamiseen. Kalibroinnissa k¨aytett¨av¨an vertailumittarin valintaan on kiinnitett¨av¨a erityist¨a huomiota, jotta se mittaa my¨os sironneen s¨ateilyn ja sen energia-alue on sama kuin MOSFET-annosmittarilla. Yksil¨ollinen kalibrointi jokaiselle annosmittauk- siin k¨aytetylle MOSFET-anturille takaa oikeamman mittaustuloksen.

Viitteet

[1] S¨ateilyturvakeskus. Suomalaisen keskim¨a¨ar¨ainen s¨ateilyannos.

https://www.stuk.fi/aiheet/mita-sateily-on/ihmisen-radioaktiivi- suus/suomalaisen-keskimaarainen-sateilyannos. Viitattu: 17.10.2018.

[2] S¨ateilyturvakeskus. R¨ontgentutkimusten s¨ateilyannoksia.

https://www.stuk.fi/aiheet/sateily-terveydenhuollossa/rontgentutkimuk- set/rontgentutkimusten-sateilyannoksia. Viitattu: 16.8.2018.

[3] J¨arvinen H. Terveydenhuollon s¨ateilyn k¨ayt¨ost¨a (r¨ontgendiagnostiikka ja toimenpideradiologia) v¨aest¨olle aiheutuvan s¨ateilyannoksen m¨a¨aritt¨aminen. STUK-TR 21, 2016.

[4] Tapiovaara M. ym. S¨ateilyn k¨aytt¨o: R¨ontgens¨ateily diagnostiikassa.

S¨ateily- ja ydinturvallisuus -kirjasarja. STUK, 2004.

[5] Yoshizumi T. et al. Validation of Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor Technology for Organ Dose Assessment During CT: Compari- son with Thermoluminescent Dosimetry.AJR, 188(5): 1332-1336, 2007.

[6] https://www.healthcare.siemens.fi/angio/artis-interventional- angiography-systems/artis-zee. Viitattu: 22.1.2019.

[7] Suutari J. (toim.). Radiologisten tutkimusten ja toimenpiteiden m¨a¨ar¨at vuonna 2015. STUK-B 207, 2016.

[8] Kaasalainen T. TT:n perustekniikka.

http://www.sadeturvapaivat.fi/file.php?761. Viitattu: 15.4.2019.

[9] https://www.healthcare.siemens.com/computed-tomography/single- source-ct/somatom-definition-edge. Viitattu: 22.1.2019.

[10] Tenkanen-Rautakoski P. (toim.) Radiologisten tutkimusten ja toimen- piteiden m¨a¨ar¨at vuonna 2008. STUK-B 121, 2010.

[11] Aarnio J. S¨ateilyn suureet ja yksik¨ot.

https://www.stuk.fi/documents/12547/156609/Aarnio-

RD2014.pdf/cbbf9340-f248-4e1e-9fcd-d782cb5c2e3c. Viitattu: 31.7.2018.

[12] Husso M. Mik¨a on s¨ateilyannos ja miten se syntyy.

www.sadeturvapaivat.fi/file.php?422. Viitattu: 31.7.2018.

[13] STUKlex. ST 3.3: R¨ontgentutkimukset terveydenhuollossa, 8.12.2014.

[14] Klemola S. S¨ateily ja sen havaitseminen: S¨ateilyn ilmaisimet. S¨ateily- ja ydinturvallisuus -kirjasarja. STUK, 2002.

[15] http://www.bestmedicalcanada.com/pdf/technotes/T4 101248 05 Intro- MOSFET.pdf. Viitattu: 2.8.2018.

[16] Best Medical Canada Ltd. Operator’s manual for the mobileMOSFET wireless dosimetry system.

[17] Koivisto J. et al. Characterization of MOSFET dosimeter angular de- pendence in three rotational axes measured free-in-air and in soft-tissue equivalent material.Journal of Radiation Research, 54(5): 943-949, 2013.

[18] Dong S. L. et al. Characterization of high-sensitivity metal oxide se- miconductor field effect transistor dosimeters system and LiF:Mg,Cu,P thermoluminescence dosimeters for use in diagnostic radiology. Applied Radiation and Isotopes, 57: 883-891, 2002.

[19] Nikupaavo U. et al. Lens Dose in Routine Head CT: Comparison of Dif- ferent Optimization Methods With Anthropomorphic Phantoms. AJR, 204(1): 117-123, 2015.

[20] Januzis N. et al. A novel method of estimating effective dose from the point dose method: a case study - parathyroid CT scans. Phys. Med.

Biol., 60: 1763-1773, 2015.

[21] Hollingsworth C. L. et al. Pediatric Cardiac-Gated CT Angiography:

Assessment of Radiation Dose. AJR, 189(1): 12-18, 2007.

[22] Wang C. et al. Characterization of MOSFET Dosimeter Angular Res- ponse Using A Spherical Phantom for Fluoroscopic Dosimetry. Health Phys., 110(1): 45-49, 2016.

[23] J¨arvinen H. S¨ateily ja sen havaitseminen: Mittanormaalit ja mittaus- tarkkuus. S¨ateily- ja ydinturvallisuus -kirjasarja. STUK, 2002.

[24] https://www.finas.fi/akkreditointi/jaljitettavyys/Sivut/Mittausepavar- muus.aspx. Viitattu: 29.8.2018.

[25] STUKlex. ST 1.9: S¨ateilytoiminta ja s¨ateilymittaukset, 23.11.2016.

[26] Nikolic B. et al. Absorbed Radiation Dose in Radiosensitive Organs During Coronary CT Angiography Using 320-MDCT: Effect of Maximum Tube Voltage and Heart Rate Variations.AJR, 195(6): 1347-1354, 2010.

[27] Viola R. J. et al. Effect of Body Habitus on Radiation Dose During CT Fluoroscopy-Guided Spine Injections. Interventional Neuroradiology, 20:

525-532, 2014.

[28] Glennie D. et al. Entrance skin dose measured with MOSFETs in children undergoing interventional radiology procedures. Pediatr Radiol, 38: 1180-1187, 2008.

[29] Hurwitz L. M. et al. Radiation Dose to the Female Breast from 16- MDCT Body Protocols. AJR, 186(6): 1718-1722, 2006.

[30] Kim S. et al. Radiation Dose From Cone Beam CT in a Pediatric Phan- tom: Risk Estimation of Cancer Incidence.AJR, 194: 186-190, 2010.

[31] Koivisto J. et al. Assessment of Effective Radiation Dose of an Extremity CBCT, MSCT and Conventional X Ray for Knee Area Using MOSFET Dosemeters.Radiation Protection Dosimetry, 157(4): 515-524, 2013.

[32] Miksys N. et al. Estimating Effective Dose to Pediatric Patients Un- dergoing Interventional Radiology Procedures Using Anthropomorphic Phantoms and MOSFET Dosimeters. AJR, 194:1315-1322, 2010.

[33] Lai P. et al. Effective Doses in Children: Association With Com- mon Complex Imaging Techniques Used During Interventional Radiology Procedures.AJR, 203:1336-1344, 2014.

[34] Bates A. Calibration of MOSFET Dosimeters. S¨ahk¨opostiviesti 22.5.2018. Vastaanottaja: E. Happonen. Valmistajan ohjeita MOSFET- anturien kalibroinnista.

[35] Koivisto J. et al. Effective Radiation Dose in the Wrist Resulting from a Radiographic Device, Two CBCT Devices and One MSCT Device: A Comparative Study.Radiation Protection Dosimetry, 179(1): 58-68, 2018.

[36] Emigh B. et al. Effective dose estimation for pediatric upper gastroin- testinal examinations using an anthropomorphic phantom set and metal oxide semiconductor field-effect transistor (MOSFET) technology. Pe- diatr Radiol, 43: 1108-1116, 2013.