Skillnader i diagnostiskt utfall mellan undersökningsmetoderna datortomografi och magnetisk resonanstomografi av ländrygg

EXAMENSARBETE

2007:010 HV

HÄLSOVETENSKAPLIGA UTBILDNINGAR Röntgensjuksköterska

Luleå tekniska universitet

Institutionen för Tillämpad fysik, maskin- och materalteknik Avdelningen för Fysik

RICKARD FORSLUND NICOLINA HOLMSTRÖM

Skillnader i diagnostiskt utfall mellan

undersökningsmetoderna datortomografi

och magnetisk resonanstomografi av ländrygg

Skillnader i diagnostiskt utfall mellan

undersökningsmetoderna datortomografi respektive magnetisk resonanstomografi av ländrygg

Rickard Forslund Nicolina Holmström

Luleå Tekniska Universitet Institutionen för Tillämpad Fysik,

Maskin- och Materialteknik Röntgensjuksköterskeprogrammet

Kurs: Radiologi och teknik C, Examensarbete 10 p Röntgensjuksköterskeprogrammet 120 p

Vårterminen 2007

ERKÄNNANDEN

Vi vill tacka Niklas Lehto för hans tips och råd under arbetets gång, allt ifrån upplägg och struktur till hur data hanteras, samt även för att han åtog sig att vara vår examinator. Ett stort tack även till Mai Lindström för stort visat intresse för vår studie och för att hon förmedlat sina kunskaper inom såväl statistik som uppsatsens uppbyggnad och innehåll. Tack till Johan Kruse för bedömning och klassificering av diagnoser samt för att han tog på sig att vara vår handledare. Tack också till Love Kull för hans snabba och utförliga svar på våra tekniska frågor samt Rose-Marie Sundqvist för hjälp med vår etiska ansökan samt med uppgifter angående undersökningarna som vi använt oss av i studien. Vi vill även tacka våra respektive praktikplatser Sunderby och Piteå älvdals sjukhus.

Luleå, Maj 2007

Rickard Forslund Nicolina Holmström

SAMMANFATTNING

Under våra kliniska studier på radiologisk avdelning har vi noterat att patienter med ländryggsbesvär undersöks i ungefär lika stor utsträckning med metoderna DT och MRT. Detta har väckt intresse för att utreda om det finns skillnader i det diagnostiska utfallet mellan metoderna. Fram tills idag saknas det forskning inom det aktuella området vilket föranledde denna studie. Syftet med denna studie är att utvärdera metodernas tekniska möjligheter och begränsningar för säkerställande av diagnos, samt att se om det finns skillnader i det diagnostiska utfallet mellan dessa tekniker. 100 patientfall från Norrbottens läns landsting studeras, 50 patienter för respektive metod. Undersökningarna är utförda mellan datum 2007-01-01 till 2007-03-04. Patienterna är undersökta med en 4 slice datortomograf eller en 1 Tesla magnetkamera. De diagnostiska utfallen indelas i tre grupper: inget onormalt, tveksam diagnostik och tydlig patologi. Vid direkt jämförelse mellan metoderna ses ingen märkbar skillnad för diagnostiskt resultat.

För männen ses dock en markant skillnad mellan metoderna vid undersökning av ländryggen till fördel för MRT. I dag används ofta MRT som en uppföljande metod trots att den visar sig vara lika bra eller bättre än DT för säkerställande av diagnos vid ländryggssjukdomar. MRT anses dessutom ofarlig då ingen joniserande strålning används.

Nyckelord: Magnetisk resonanstomografi, datortomografi, diagnostiska utfall, ländrygg, bildkvalitet, risker, tillgänglighet

ABSTRACT IN ENGLISH

We discovered that a patient with symptom coming from the lumbarspine is examined with either CT or MRI. In this radiological area very little research has been done and that inspired us to do this study. The aim of this report is to evaluate the technical capacity and to ensure an accurate diagnose for these patients. We conducted a retrospective review of 100 adult patients from Norrbottens läns landsting, 50 patients in each method. The examinations were performed between 2007-01-01 and 2007-03-04. The computed tomograph is a 4 slice machine and the magnetic resonancetomograph is a 1,0 Tesla machine.

These 100 diagnostic result where classified by a physician in three categories:

nothing unusual, indistinct diagnose and obvious pathology. A direct comparison between the methods shows no significant difference in diagnostic result.

However a major difference appears between the methods when males are examined in favour for MRI. Today MRI often is a follow-up method. In spite of this it has shown that MRI is just as good or even better then CT to ensure a diagnostic result for lumbarspine diseases. MRI as a method is not considered dangerous because no ionic radiation is used.

Keyword: Magnetic resonancetomography, computed tomography, diagnostic result, lumbarspine, image quality, risk, availability

INNEHÅLL

INLEDNING ... 1

MATERIAL OCH METOD... 3

JÄMFÖRELSE MELLAN DATORTOMOGRAFI OCH MAGNETISKRESONANSTOMOGRAFI... 5

DATORTOMOGRAFI... 7

DATORTOMOGRAFENS UPPBYGGNAD... 7

DATAINSAMLING... 8

REKONSTRUKTION... 9

BILDPRESENTATION... 9

RISKER VID DATORTOMOGRAFI... 10

Strålnings fysik ... 10

Storheter och enheter vid datortomografi ... 11

Stråldoser ... 12

Strålnings biologi ... 14

BILDKVALITET... 17

MAGNETISK RESONANSTOMOGRAFI... 19

MAGNETKAMERANS UPPBYGGNAD... 20

FYSIKALISKA ASPEKTER PÅ MAGNETISK RESONANSTOMOGRAFI... 21

Relaxation... 22

Pulssekvenser ... 25

BILDFRAMSTÄLLNING... 27

BILDKVALITET... 28

RISKER OCH KONTRAINDIKATIONER MED MAGNETKAMERAN... 30

VANLIGT FÖREKOMMANDE LÄNDRYGGSSJUKDOMAR ... 33

SPONDYLIT... 33

Diagnostik av spondylit ... 33

SPONDYLOS... 34

Diagnostik av spondylos... 34

SPINAL STENOS... 34

Diagnostik av spinal stenos ... 35

DISKBRÅCK... 35

Diagnostik av diskbråck ... 35

DT OCH MRT AV LÄNDRYGGRADEN... 36

RESULTAT ... 37

DISKUSSION OCH SLUTSATS... 45

REFERENSLISTA ... 49

BÖCKER OCH ARTIKLAR... 49

INTERNET OCH E-^POST... 50

FIGURER... 52

BILAGOR... 1

INLEDNING

Under våra kliniska studier på radiologisk avdelning har vi noterat att patienter med ländryggsbesvär undersöks i ungefär lika stor utsträckning med metoderna datortomografi, DT, och magnetisk resonanstomografi, MRT. Detta har väckt intresse för att utreda om det finns skillnader i det diagnostiska utfallet mellan metoderna. Arbetet kan vara till nytta för kliniken, medarbetare och studenter genom att belysa resultatet av de diagnostiska utfallen för respektive metods möjligheter och begränsningar för säkerställande av diagnos. Fram tills idag saknas det forskning inom det aktuella området vilket föranledde denna studie. Däremot hittades en artikel som har jämfört metoderna DT, MRT och konventionell röntgen av

sakroiliakalederna där inga signifikanta skillnader fanns mellan metoderna DT och MRT för att upptäcka destruktionen i sakroiliakaleden. Emellertid kunde MRT visa på förändringar i brosket samt avslöja benmärgsödem som inte kunde visualiseras med DT. Dessutom upptäckte de att både datortomografi och magnetisk resonanstomografi är överlägsen konventionell radiologi för säkerställande av diagnosen spondylit (Yu, Feng, Dion, Yang, Jiang & Genant, 1998). Vid datortomografi används röntgenstrålning för att generera bildinformation, medan magnetisk resonanstomografi istället använder radiovågor i kombination med ett kraftigt homogent magnetfält. Med respektive metod kan flera olika typer av bilder generas, både 2- och 3-dimensionella.

En radiologisk avdelning är en remissinstans inom hälso- och sjukvården. Där kommer remissen in till radiologerna för bedömning innan undersökning. Radiologen bedömer i enlighet med Statens strålskyddsinstituts författningssamling, nyttan med undersökningen för patienten, med hänsyn tagen till den diagnostiska informationen eller resultatet, som är större än den skada som bestrålningen beräknas förorsaka. Hänsyn skall även tas till effektiviteten, fördelarna och riskerna med befintliga alternativa metoder där ingen joniserande strålning används (SSI FS 2000:1). Då människor ingår i studier krävs tillstånd. En etisk ansökan skickas till Radiologiska avdelningen vid Sunderby sjukhus för att kunna ta del av de diagnostiska utfallen av ländryggsundersökningar från datortomografen respektive

magnetkameran. De etiska regler som styr oss i vår undersökning vilar på tre grundläggande principer; att göra det som är gott, att visa respekt för individen och att utöva rättvisa, vilka fastslogs av World Medical Associations 1964 i Helsingforsdeklarationen. Integritetsskydd är viktigt då befintlig data används. Detta leder till att undersökningspersonerna skyddas samt att

antecknas uppgifterna direkt i datorn. Personuppgiftslagen reglerar vad som får registreras i en dator när det gäller personuppgifter, och hur registreringen får ske. Enbart avidentifiering är ingen garanti för att sekretessen kan bevaras. En viss uppsättning av data kan leda till en fullständig identifiering (Dahmström, 2000; Ejlertsson, 2003; SFS1998: 204).

Syftet med denna studie är att utvärdera metodernas tekniska möjligheter och begränsningar för säkerställande av diagnos, samt att se om det finns skillnader i det diagnostiska utfallet mellan dessa tekniker.

MATERIAL OCH METOD

Patientfall från Norrbottens läns landsting studeras. Alla patienterna är över 18 år. De kommer inte kommer in för uppföljande kontroller av redan känd patologi. Gruppen består av 100 patienter, 50 DT-ländrygg och 50 MRT-ländrygg. I DT gruppen är fördelningen 24 män och 26 kvinnor. I MRT gruppen ingick 15 män och 35 kvinnor. Åldersfördelningen ligger mellan 19 till 85, med en medelålder på 55 år.

Det radiografiska informationssystemet (RIS) vid Sunderby sjukhus används vid hämtande av patientinformation.Undersökningsmetoderna är klassificerade 1991 av Socialstyrelsen, dessa koder används vid vår datasökning. Koden för DT ländryggrad är 824 och för MRT

ländryggrad M24. Undersökningarna av både DT och MRT ländrygg är utförda mellan datum 2007-01-01 till 2007-03-04. För varje patient dokumenteras födelseår, kön samt eventuell tidigare utförd konventionell röntgenundersökning av ländrygg. Dessutom dokumenteras om motsvarande undersökningsmetod, DT eller MRT, är utförd då detta kan vara av betydelse för det diagnostiska utfallet. Avidentifierade diagnoser från 100 patienter, klassificeras av

radiolog enligt en förutbestämd skala. De diagnostiska utfallen indelas i tre grupper: 0 vilket visar på inget onormalt, 1 vid tveksam diagnostik och 2 då tydlig patologi kan ses.

För magnetkameraundersökningarna används en Siemens maskin på 1,0 Tesla och för datortomografi undersökningarna en Siemens 4 slice maskin.

Till grund för examensarbetet ligger litteraturstudier, artikelsökningar samt sökningar på Internet. Dessutom har röntgenpersonal konsulterats i samband med kliniska studier på Sunderby och Piteå älvdals Sjukhus.

JÄMFÖRELSE MELLAN DATORTOMOGRAFI OCH MAGNETISKRESONANSTOMOGRAFI

Den tekniska utvecklingen går snabbt framåt, vilket avspeglar sig inom den diagnostiska radiologin. Då en ny bildåtergivande metod utvärderas, jämförs i allmänhet de olika

metodernas känslighet, specificitet och säkerhet. Vidare är det viktigt att utvärdera om en viss metod kommer att ändra en redan förmodad diagnos eller redan planerad behandling. Den slutgiltiga nyttan med en ny diagnostisk metod beror på i vilken utsträckning tekniken kommer att påverka patienten i termer av prognos för sjukdom, överlevnad och livskvalitet.

Andra viktiga aspekter som kan vara svåra att mäta är minskade risker och ökad diagnostisk information mm. Kostnaderna har stor betydelse vid valet av bildåtergivande teknik i

förhållande till nyttan av undersökningen, och kostnadseffektiviteten kommer helt att bero på för vilka indikationer en viss diagnostisk metod används (Statens beredning för medicinsk utvärdering [SBU], 1992).

Datortomografi är en non-invasiv metod där organ kan avbildas som tunna snittbilder. En av fördelarna med metoden är att en högre kontrastskillnad kan fås än vid konventionell röntgen samt att den ger en bild som är lätt att orientera sig i. Metoden har hög säkerhet i diagnostik av sjukdomar eller organ som traditionellt inte kan bedömas med ultraljud. Nackdelar med metoden är att den använder sig av joniserande strålning samt att jodhaltiga kontrastmedel ofta behöver tillföras. Dessutom kan störningar (artefakter) i bildåtergivningen försvåra diagnostiken inom vissa områden (SBU, 1992).

Då magnetisk resonanstomografi är en förhållandevis ny metod, vet man ännu inte helt hur tekniken kommer att utvecklas och eventuellt ersätta vissa undersökningsmetoder. Därför är det viktigt att definiera dess roll i förhållande till framförallt datortomografi. Fördelarna med MRT är att även denna metod är non-invasiv, att ingen joniserande strålning används samt att inga skadliga effekter av magnetfält eller radiovågor på den nivå som utnyttjas vid diagnostik inte har kunnat påvisas. Information om kroppens vävnader och organ återges med mycket hög kvalitet som överträffar övriga non-invasiva metoder, se figur.1. Till skillnad från DT kan bilder av strukturer intill skelett återges med en bättre information om vävnader intill ben.

MRT är unik i det avseende att information om fysikaliska och biokemiska förhållanden i

en hög kontrast upplösning i bilden vilket leder till att frisk och patologisk vävnad kan avgränsas utan att kontrastmedel tillförs. Nackdelar med metoden är att utrustningen är dyr i drift och inköp. Mycket överviktiga patienter och patienter med klaustrofobi kan vara svåra att undersöka. Patienter med pacemaker eller andra ferromagnetiska komponenter i kroppen skall ej undersökas då detta kan vara livshotande (SBU, 1992).

Figur 1. Axiella snitt av ländryggen, DT till vänster och MRT till höger, Källa: NLL.

DATORTOMOGRAFI

Datortomografi (DT) eller Computed Tomography (CT) som den också kallas kom att revolutionera den bildgivande diagnostiken i början av 1970. Det var Godfrey N. Hounsfield som utvecklade tekniken vilket senare ledde till att han fick nobelpriset i medicin 1979. Ordet tomografi kommer från Grekiskans tome som betyder snitt och graphe betyder bild vilket då kan översättas som snittbild. Undersökningen kan delas in i tre olika faser. Den första är datainsamling, den andra rekonstruktion och den sista är bildpresentationen (Jönsson, Jönsson och Nilsson, 1999).

Figur 2. Datortomografens olika komponenter, källa: http://www.gehealthcare.com.

Datortomografens uppbyggnad Teknisk uppbyggnad

Ett röntgenrör är monterat på ett cirkulär stativ vilket gör att röntgenröret kan rotera runt patienten under exponeringen. På motsvarande sida om röntgenröret sitter detektorerna.

Multisnitts datortomografi

Vid slutet av 1990-talet kom det datortomografer med flera rader av detektorer. På detta vis kan flera skikt undersökas per rotationsvarv. Antalet detektorrader ökar i takt med

utvecklingen samt att rotationstiden förkortas. Det gör att undersökningarna går allt snabbare (SBU, 2002).

Spiraltekniken

1988 infördes släpringar för den elektriska försörjningen av röntgenröret. Genom att använda sig av denna teknik kunde röntgenröret rotera ett obegränsat antal varv runt patienten.

Undersökningsbordet förflyttas genom gantryt samtidigt som en kontinuerlig rotation av röntgenröret sker, vilket visas i figur 3. Snitten kommer då att beskrivas som en spiral genom patienten. På detta sätt kan spiraltekniken användas för att undersöka en sammanhängande volym (Jönsson, 1999; SBU, 2002).

Figur 3. Schematisk bild över röntgenrörets spiralformade avbildning av patienten, källa: http://www.ahmetalpman.com.

Datainsamling

Samtidigt som undersökningen sker samlas mätdata in. Insamlingen sker från flera olika kända vinklar (projektioner). Antalet mätvärden från ett varv är produkten av antalet projektioner och antalet detektorer från ett varv. Vid detektorn mäts röntgenstrålningens penetrationsförmåga genom kroppen, som en elektrisk signal. Signalens styrka är beroende av

hur stor andel av de infallande röntgenstrålarna som nått detektorn. Intensiteten bestäms av den linjära attenueringskoefficienten, i varje struktur och organ i röntgenstrålens väg genom patienten. Patienten delas in i ett antal enskilda volymselement (voxel) som var och en karaktäriseras av en linjär attenueringskoefficient. Höjden på voxeln bestäms av snittets tjocklek (Jönsson et al., 1999).

Rekonstruktion

Attenueringsvärdet från varje projektion har registrerats som en dosabsorbtionsprofil i datorn.

Antalet projektioner brukar vara 512 eller 1024. Bilden rekonstrueras en matris av motsvarande storlek t.ex. 512x512 eller 1024x1024. Varje bildelement (pixel) i matrisen motsvaras av ett volymelement (voxel) i patienten. Samtliga projektioner utnyttjas vid

rekonstruktionen. Direkt återprojektion skulle medföra ett felaktigt tillskott till attenueringen, vilket ger artefakter bestående av stjärnmönster omkring varje bildelement. För att undvika detta används en lämplig högpassfilterfunktion för återprojektionen, så kallad filtrerad bak projektion. Valet av filter är en kompromiss mellan önskad hög detaljupplösning och acceptabelt bildbrus (Jacobson, 1995).

Bildpresentation

Det mänskliga ögat kan bara skilja på ca 20 intensitetsnivåer i gråskalan, men DT-bilden kan innehålla 200 attenueringsnivåer. Därför kan man bara återge en del av det undersökta objektets kontrastomfång. För att karaktärisera vävnaderna utnyttjas den så kallade Hounsfield-skalan, uppkallad efter Godfrey N. Hounsfield som konstruerade den första praktiskt användbara datortomografen. Hounsfield värderna, Hounsfield Units (HU), ligger mellan -1000 för luft och 0 för vatten och ca 1000 eller högre för kompakt ben, vilket åskådliggörs i fig. 4. Beräknandet av Hounsfield Units gör genom att

⎟⎟⎠

⎜⎜ ⎞

⎝

⎛ −

=

vatten vatten vävnad

CTvärde

μ μ

1000 μ , (1)

där μ är den linjära attenueringskoefficienten. Genom att välja lämplig omfång för attenueringsvärderna (fönsterbredd) och attenueringsnivå (fönsternivå) kan godtyckliga

Figur 4. Skala som visar på Hounsfield-värden för olika vävnader samt exempel på fönstersättning vid DT, källa: http://cal.man.ac.uk.

Risker vid datortomografi

Vid datortomografi utsätts kroppen för mer strålning av vid konventionell röntgen. Stråldoser vid en undersökning med datortomografen överskrider dock sällan den stråldos som en person får naturligt under ett år från omgivning. Radiologen väger alltid nyttan av en korrekt diagnos mot strålningsrisken som undersökningen ger patienten. Ibland kan kontrastmedel ge en allergisk reaktion, ofta ges kontrastmedel intravenöst vilket kan påverka patienter negativt med nedsatt njurfunktion och/eller har diabetes (Vårdguiden, 2004).

Strålnings fysik

Joniserande strålning är ett samlingsbegrepp på strålning som har förmågan att slå ut en elektron ut ur atomen. Det leder till att atomerna omvandlas till joner, därav namnet joniserande strålning. Det finns olika sorters joniserande strålning som kan delas in i

elektromagnetisk strålning (fotoner) och partikelstrålning (har rörelse energi). Karaktäristisk röntgenstrålning och bromsstrålning hör till gruppen elektromagnetisk strålning. Då fotoner växelverkar med materia, dvs. avger energi, kan det ske genom tre olika processer.

- Fotoelektrisk effekt: fotonen överför all sin energi till en elektron nära kärnan.

- Comptonspridning: en foton som infaller mot atomen styrs av atomens yttre

banelektroner. Fotonen kommer bara att avge en del av sin energi samt att det kommer att ske in en annan riktning är tidigare. Efter växelverkan fås alltså både en elektron och en foton.

- Parbildning: Kan bara inträffa vid höga fotonenergier över 1,022 MeV. Vid denna process omvandlas fotonenergin till en elektron (e^-) och en positron (e⁺) samt rörelseenergi hos dessa två partiklar. Detta förekommer alltså inte vid en röntgenundersökning (Jönsson och Jönsson, 1999).

Storheter och enheter vid datortomografi

För att kunna beräkna stråldoser vid datortomografiundersökningar är det vissa specifika storheter som ligger till grund för beräkningen av stråldoser till patienten. Nedan förklaras steg för steg hur stråldosberäkning går till vid datortomografi.

CT pitch faktor

Med pitch faktor menar man förhållandet mellan bordsförflyttning och den valda snittjockleken och den definieras som: Pitch är lika med bordsförflyttning per rotation dividerad med snittjockleken och beräknas enligt

T N faktor d pitch

CT ×

= Δ , (2)

där Δd är bordsförflyttning i z-led, N är antalet varv och T är den nominella snittjockleken (Multislice computed tomography, 2004).

Computed Tomography Dose Index, CTDI.

CTDI värdet är definierat som integral över dosprofilen för ett rotationsvarv för röntgenröret längs en linje parallell med rotationsaxeln dividerat med den nominella snittjockleken.

CTDI100 är dosen (mGy) till undersökningssnittet med hänsyn till den spridda strålningen i ett intervall över 100 mm i z-led

Tdz N

z

CTDI ⁺

∫

− ×

= ⁵⁰

50 100

)

( , (3)

där D(z) är dosprofilen i z-led, N är antalet varv och T är den nominella snittjockleken i mm.

CTDIw är medelvärdet av stråldosen (mGy) i det undersökta snittet det vill säga det viktade CTDI-värdet som beskrivs som

) (

100 )

(

100 3

2 3

1

peripheral center

w CTDI CTDI

CTDI = × + × . (4)

Stråldosen (mGy) till patienten där vald pitch faktor ingår, beskrivs som

factor pitch CT

CTDI_vol = CTDI^w , (5)

CTDIw fås ut formel(4) och CT pitch faktorn ur formel (2). När pitch faktor, som fås ur formel (2), är större än 1 det vill säga, undersökningsspiralen är utdragen, betyder det att stråldosen har fördelats över ett större område än om snitten legat kant i kant vilket ger en lägre stråldos (Multislice computed tomography, 2004).

Dos längd Produkt, DLP

DLP ger oss information om den genomsnittliga stråldosen för undersökningen, den fås av sambandet

L CTDI

DLP= _vol× , (6)

där CTDIvol fås ut formel (7) med enheten mGy multiplicerat med L som är längden av den undersökta volymen i cm, enheten för DLP blir då (mGy · cm) (Multislice computed tomography, 2004).

Stråldoser

Trots att röntgenundersökningar bidrar med betydande del av den totala dosbelastningen till befolkningen är ändå risken för den enskilda individen minimal, även efter upprepade

röntgenundersökningar. Nyttan med att säkerställa en diagnos är ojämförligt mycket större än den lilla risk som en undersökning ändå ger. Att avstå från en undersökning överstiger risken med strålningen (SSI, 2004).

Beräknandet av stråldoser vid datortomografiundersökningar skiljer sig från

stråldosberäkningar vid konventionella röntgenundersökningar. Nedan följer en beskrivning för beräknandet av stråldosen vid en datortomografiundersökning, beräkningen bygger på information från undersökningen som kan ses i föregående avsnitt om storheter och enheter.

Absorberad dos

Den totala strålningsenergin som absorberats av den bestrålade volymen anges som absorberad dos

m

DT = E , (7)

där E är den totala strålningsenergin i joule som absorberats av en vävnad eller organ med massan m (kg). SI-enheten för absorberad dos är joule per kilogram (J kg^-1) vilket har fått den särskilda enheten gray, Gy. Stråldosen DT, avser den absorberade energin per massenhet i kroppen alltså inte den totalt avgivna dosen. Ett exempel är om man har erhållit 1 Gy i ett lillfinger vid ett tillfälle och vid ett senare tillfälle 1 Gy till det andra lillfingret har man inte fått 2 Gy utan 1 Gy i vartdera lillfinger. Om man istället skulle bestråla samma lillfinger med en gång till med 1 Gy så kan vi lägga ihop dessa, då det lillfingret fått 2 Gy (Jönsson, 1999).

Ekvivalent dos

Den biologiska effekten vid bestrålning av levande material beror inte enbart på den absorberade dosen, utan är också beroende av stråltypen. I den ekvivalenta dosen

H = w · D, (8)

är D är den absorberade dosen och w är viktfaktorn för olika strålslag. Viktfaktor w, för fotoner är 1. Detta innebär att vid röntgenstrålning är H lika med D. Enheten för ekvivalent dos anges i Sivert vilket betyder att 1 Gy är lika med 1 Sv när viktningsfaktorn för fotoner används. Vid strålskydds samanhang används alltid ekvivalent dos och därmed också enheten Sv. SI-enheten för ekvivalent dos är liksom för absorberad dos J kg^-1 men har fått den

speciella enheten Sivert (Sv) efter den svenska strålningsfysikern Rolf Sivert (Jönsson, 1999).

Effektiv dos

Den effektiva dosen mäts till lika som den ekvivalenta dosen i Sivert. Förutom att stålslag tas även den bestrålade vävnadens känslighet för strålning med i beräkningarna. Den effektiva stråldosen vid datortomografi undersökningar fås av sambandet

DLP E

E= _DLP× , (9)

där EDLP (mSv/mGy cm) är omräkningsfaktorn som är beroende av det anatomiska området fås ur tabell (1) och DLP fås ur ekvation (6), enheten för den effektiva dosen, E är Sivert (SSI, 2002). Vid beräkning av stråldoser vid ländryggsundersökningar används omvandlingsfaktor för det anatomiska området buk.

Tabell 1. Omvandlingsfaktorer för beräkning av den effektiva dosen utgående från DLP.

Anatomiska området Omvandlingsfaktor EDLP (mSv/(mGy·cm)) Skalle 0,0023

Hals 0,0054 Bröstkorg 0,017

Buk 0,015

Bäcken 0,019 Källa: SSI, 2002.

Patientdosmätning för standard ländryggar på Sunderby sjukhus beräknades 2004 fram av sjukhusfysiker i enlighet med SSI FS 2002:2. Det ungefärliga DLP värdet vid

spiralundersökning över ländryggen uppgick till ca 700 mGy·cm och för axiella snitt över diskarna ca 450 mGy·cm. Omräknat till effektiv dos ger en spiralundersökning av ländryggen ca 10,5 mSv och en axiell undersökning 6,8 mSv (Kull, 2007). Jämförelse kan göras med årsdosen för boende i Sverige på 4 mSv per år (Jönsson, 1999).

Strålnings biologi

Då levande vävnad utsätts för joniserade strålningen kan två typer av biologiska effekter uppkomma. Dessa effekter kallas för deterministiska, det förutsägbara och de stokastiska, de slumpmässiga. De deterministiska effekterna visar sig med säkerhet vid en viss stråldos och förväntas öka i samma utsträckning som stråldosen ökar. När de gäller de stokastiska effekterna är det inte graden av skada, utan är det sannolikheten för att en skada ska uppkomma som beror av stråldosen (Isaksson, 2002).

Deterministiska effekter

De deterministiska effekter uppkommer vid kraftig bestrålning av kroppen eller något av kroppens organ som leder till celldöd. Om flera celler som bygger upp ett organ skadas och slutar att fungera kan det leda till att organets funktion påverkas. Eftersom dessa effekter bygger på att ett vist antal celler dör, krävs ofta en lika stor stråldos för att orsaka dessa effekter för olika personer. Även om det anses som slumpmässigt vilken effekt vilken enskild cell som drabbas kan de sammanlagda effekterna förmåga ett påverka många celler relativt förutsägas. Med detta menas att en given dos ger en given effekt på den bestrålade

människan. Det som kännetecknar de deterministiska effekterna är att de har en väl definierad

tröskeldos. Om stråldosen understiger tröskelvärdet fås ingen effekt men överstigs

tröskelvärdet förvärras skadan med den ökande stråldosen enligt figur 5 (Isaksson, 2002).

Figur 5. Dos-effektkurva som schematiskt visar hur skadan förvärras med den ökande stråldosen. En stråldos som är lägre är tröskelvärdet ger ingen effekt.

Detta gäller för kortvarig bestrålning av hela kroppen eller ett organ. När en mera långvarig, utdragen bestrålning inträffar uppträder effekterna av bestrålningen vid högre stråldoser, detta på grund av cellernas reparations förmåga. De deterministiska effekterna börjar uppträda vid 1 Gy vid helkroppsbestrålning. Vidare har också funnits att strax under 4 Gy vid en

helkroppsbestrålning leder till 50 % chans för överlevnad om ingen medicinsk vård ges. Detta betecknas som LD50 (eng. median Lethal Dose) och betyder att hälften av de bestrålade

individerna förväntas avlida inom en viss tid, vanligtvis 60 dygn efter bestrålningen (Isaksson, 2002).

De effekter som diskuteras i samband med akuta strålningssyndrom gäller vid bestrålning av hela kroppen. Om bestrålningen har skett under en längre tid klarar kroppen av betydligt högre stråldoser innan strålskador uppstår. Det samma gäller om endast en del av kroppen bestrålats. När viktningsfaktorn för röntgenstrålning används är 1 Gy lika med 1 Sv. Vid ländryggsundersökningar är stråldosen mellan 6,8 till 10,5 mSv vilket inte ger några deterministiska effekter. Tabell 2 visar på olika stråldosers effekter (Isaksson, 2002).

Tabell 2. Exempel på deterministiska effekter och ungefärliga tröskeldoser vid kortvarig bestrålning av några olika organ.

Del av kroppen Effekt Stråldos (Gy)

Huden Hudrodnad 2-8

Vätskande sår 20

Hårsäckar Tillfälligt hår avfall 2-3

Permanent håravfall 7

Lungorna Inflammationer 6-7

Sköldkörteln Nedsatt funktion 5

Ögonlinsen Katarakt (grumlig) 2

Könskörtlarna Tillfällig sterilitet, män 0.15 Permanent sterilitet, män 3-5 Tillfällig sterilitet, kvinnor 0,65-1.5 Permanent sterilitet, kvinnor 5*

* Tröskeldosen beror på åldern, minskar med ökande ålder. Angivet tröskelvärde gäller yngre kvinnor. Källa: Isaksson, 2002.

Stokastiska effekter

En vanlig missuppfattning är att strålning kan generera unika mutationer hos en individ eller dess avkomma, detta är givetvis inte sant. Strålning kan öka incidensen av samma typ som mutationer normalt uppstår spontant i en population (Jönsson, 1999). Cancer eller andra ärftliga förändringar är ett resultat av strålningsorsakade mutationer i cellens arvsmassa.

Dessa förändringar skiljer sig från de deterministiska effekterna i flera avseenden, för det första innebär inte dessa förändringar en celldöd utan de stokastiska effekterna visar sig först efter en relativt lång tid efter bestrålning. För det andra, gäller det att en angiven stråldos inte leder till en angiven effekt, utan är endast sannolikheten för att en angiven effekt ska

uppkomma. Skadan förvärras inte med en ökad stråldos utan det är sannolikheten för att en skada ska uppkomma som ökar i samma utsträckning som stråldosen ökar. För det tredje så kan man inte räkna fram något tröskelvärde för de stokastiska effekterna utan en låg stråldos ger en viss sannolikhet för skada (Isaksson, 2002).

Bildkvalitet

Bildkvaliteten kan vara avgörande vid diagnostisering med hjälp av radiologiska bilder. Den skall vara tillräckligt bra för säkerställande av diagnos, det vill säga bästa möjliga bildkvalitet till minsta möjliga stråldos. Vid datortomografi kan bildkvalitén beskrivas i termer som, brus (kvant- elektroniskt, rekonstruktions-, anatomiskt och artefaktbrus), bildkontrast och den spatiella upplösningen.

Kvantbruset är den av de bruskomponenterna som står i direkt relation till den givna dosen till patienten, vilket är beroende av inställd rörladdning (mAs) och den använda rörspänningen (kV), relativt till patientens kroppsstorlek och densitet i den aktuella kroppsdelen. Detta betyder att kvantbruset står proportionellt mot 1 genom roten ur (√) stråldosen, vilket betyder att bruset minskar med en högre stråldos. Brusnivån påverkas också av den valda

snittjockleken, minskat brus vid ökad snittjocklek om oförändrad rörladdning används, detta på grund av att fler fotoner per voxel kommer att bidra till bildinformationen. Valet av beräkningsalgoritm/rekonstruktionsfilter påverkar också bruset men en minskning av brusnivån står då i relation till en försämrad spatial upplösning. Bruset kan anges som en standarddeviation (SD) av medelvärdet av DT-värden (Hounsfieldenheter, HU) i en valt område, ROI (region of interest) (SSI 2004:12).

Bildkontrasten beror av täthetsskillnader mellan olika objekt, vald rörspänning och eventuellt tillfört kontrastmedel. Liksom vid all annan röntgenteknik resulterar också ökande

rörspänning vid DT i en sänkt bildkontrast (SSI 2004:12). Kontrasten kan definieras som skillnaden i attenuering mellan ett objekt och intilliggande vävnad, olika vävnader attenuerar strålning olika mycket och det är dessa variationer som gör att vi kan visa på skillnader i svärtning i bilden. Följande parametrar påverkar kontrasten: skillnader i tjocklek mellan lika objekt, densitetsskillnader, skillnader i atomnummer/material, olika energikvaliteter, (beror på röntgenrörspänning, filtrering, högspänningskurvans form). Kontrasten definieras som

2 1

2 1

I I

I K I

+

= − , där I1>I2, (10)

och I är det uppmätta värdet på intensitet i bilden (Neubeck 2005).

Den spatiella upplösningen vid datortomografi bestäms av vald sinttjocklek och

proportionell mot vald snittjocklek. Upplösningen är oberoende av valda

exponeringsparametrar, rörström (mAs) och rörspänning (kV) men kan förbättras genom att reducera Field Of View (FOV) (SSI 2004:12).

Kontrast-brus förhållande, contrast to noise ratio (CNR), kan uttryckas som skillnaden i Hounsfieldenheter (HU) mellan en patologisk förändring och omgivande vävnad dividerat med bruset i omgivningen uttryckt som en SD av det uppmätta medelvärdet. Eftersom DT är ett avbildningssystem som just begränsas av brus är det fundamentalt att optimera tekniken för att garantera ett adekvat CNR, med värden som är minst 2-3. Rörladdning och -spänning bestämmer CNR, givet alla andra scanparametrar är oförändrade. Förändringar i rörladdning påverkar enbart brusnivån medan rörspänningen påverkar både kontrast och brus (SSI 2004:12).

Ett systems tekniska prestanda behöver inte stå i relation till den upplevda kvalitén hos

betraktaren. Att definiera bildkvalité rymmer således en subjektiv komponent och betyder inte alltid att det har betydelse för det diagnostiska värdet av den utförda undersökningen. Det vill säga att det är det medicinska och diagnostiska kriterierna som avgör om en bild har

tillräckligt hög kvalitet för att kunna svara på patientens frågeställning (Neubeck, 2006).

Följande parametrar som röntgensjuksköterskan kan ställa in för att påverka bildkvaliteten vid datortomografiundersökning är mA, kV, scantid, snittjocklek, pitch, algoritm och

fönsterinställningar. Faktorer som påverkar bildkvaliteten vid datortomografiundersökning är

- Den geometriska upplösningen påverkas framförallt av antalet projektioner,

beräkningsalgoritmen (Kernel), snittjocklek och av storleken på Field of View (FOV).

- Kontrastupplösningen påverkas framförallt av stråldosen, objektets storlek och sammansättning, snittjockleken samt av beräkningsalgoritmen (Kernel).

- Bruset påverkas framför allt av stråldosen, objektets storlek och sammansättning och av snittjockleken.

- Artefakter påverkas bland annat av snittjocklek, patientrörelser, objektets typ och sammansättning samt av objekt utanför mätområdet (Neubeck, 2006).

MAGNETISK RESONANSTOMOGRAFI

Magnetisk resonanstomografi är en förhållandevis ny metod för att framställa olika organ och processer i kroppen. Beteckningen magnetisk resonanstomografi är inte helt riktig på grund av att man vill undvika ordet ”nuclear” då det felaktigt givit lekmän uppfattning om att tekniken är farlig. Beteckningen som hade varit att föredra är Nuclear Magnetic Resonance, NMR, som betyder kärnspinnresonans (Jacobsson, 1995).

Figur 6. Magnetkamerans undersökningsenhet, källa: http://www.dekalbmri.com.

Det första experimentet med kärnmagnetisk resonans gjordes 1946 med hjälp av radiovågor och ett kraftigt magnetfält. Två av varandra oberoende amerikanska forskargrupper fick då sina resultat publicerade nästan samtidigt. De två upphovsmännen, Felix Bloch och Edward Purcell, fick 1952 mottaga Nobelpriset i fysik för sina insatser. Dock dröjde det ända till 1981 förrän den första kommersiella magnetkameran fanns tillgänglig. De första bilderna kunde framställas i Sverige år 1983. Tekniken är mycket intressant och komplicerad och det har lett

att magnetisk resonans fick medicinskt betydelsefulla tillämpningar. De gjorde väsentliga upptäckter i början av1970-talet av hur tekniken kan utnyttjas för att avbilda olika strukturer.

Dessa rön hade avgörande betydelse för att magnetisk resonans skulle kunna utvecklas till en användbar avbildnings metod (Nobel stiftelsen, 2003; Thelander, 2000).

Magnetkamerans uppbyggnad

En magnetisk resonanstomograf, som visas i figur 6, består av fyra principiellt olika delar.

Först ett magnetsystem som genererar det magnetiska fältet och som har en central plats i MRT apparaten. Magnetsystemet finns som tre olika sorter: resistiva magneter, supraledande magneter och kraftiga permanentmagneter. Resistiva- och supraledande magneter kan

generera de högsta magnetfältstyrkorna men medför även en större kostnad i anskaffning och drift. MRT apparaten innehåller även en radiosändare för alstring av excitationspulser, en mottagare för detektering av de precesserande kärnspinnen och en datoriserad

bildbehandlingsenhet. För att kunna avbilda specifika delar i kroppen anordnas små gradienter i magnetfältet med hjälp av gradientspolar i tre vinkelräta riktningar, x, y och z (Jacobsson, 1995).

Det krävs mycket starka magnetfält för att skapa en magnetisering i patienten och för att få bra bilder. Därför brukar man i kliniskt bruk indela systemen i tre olika grupper i förhållande till deras magnetfältstyrka. Lågfältsmaskiner med mindre än 0,5 Tesla, mittfältsmaskiner med 0,5-1,0 Tesla och högfältsmaskiner med fältstyrkor starkare än 1,0 Tesla. För att åstadkomma ett starkt magnetfält kan man antingen generera magnetfält genom att sända in ström i en spole eller så kan man använda permanenta magneter vilket betyder att stora mängder magnetiskt material används. Spolen sänder ut RF-pulsar, vilket är radiofrekvent strålning som används för att excitera vätekärnorna i patienten, som genereras med hjälp av en kraftig RF-generator. Denna är gjord så att RF-pulsen skall kunna varieras i längd och form, vilket görs automatiskt utifrån de parametrar som röntgensjuksköterskan väljer. De mottagna signalerna från spolen avkodas och ger information angående protontätheten i olika delar av skikten samt även rörande den typ av vävnad som finns där. Spolen som detekterar signalerna från patienten är kopplad till flera förstärkare för att lättare kunna vidare behandla MRT signalen (Jacobsson, 1995; Thelander, 2000).

Nuförtiden används främst MRT maskiner med supraledande teknologi eftersom det krävs mycket ström i spolarna för att generera magnetfält över 0,5 Tesla. Vid supraledande

teknologi så är strömspolen omgiven av flytande helium med en temperatur på -269˚C vilket är 4˚C över den absoluta nollpunkten. Det gör att inget elektriskt motstånd finns i spolen vilket också gör det möjligt att sända mycket starka strömmar genom spolen utan att det bildas någon värme (Thelander, 2000).

Fysikaliska aspekter på magnetisk resonanstomografi

Att veta hur radiofrekvent energi kan upptas och avges av spinnande atomkärnor är viktigt för förståelsen av MRT. Grundämnet i människokroppen som normalt utnyttjas för att få en signal i MRT bilden är väte. Väteatomens kärna har en proton (+) och neutron (0), samt ett skal bestående av en elektron (-). Ett udda antal av protoner och/eller neutroner gör att ett spinn sker hos en atomkärna. Ett spinn betyder atomkärnan roterar runt sin egen axel, vilket urskiljs i figur 7. Eftersom vätekärnan då även har en laddning, bildar spinnet ett eget magnetiskt moment. Spinnet strävar i ett yttre magnetfält efter att få ställa in sig i magnetfältets riktning som en stavmagnet. Istället reagerar spinnet mot denna kraft som försöker ställa in det parallellt med det yttre magnetfältet. Det resulterar i att spinnet vrider sig vinkelrätt mot denna kraft och rör sig i en konformig bana runt magnetfältets riktning. Denna rörelse kallas för precession (Jacobson, 1995; Thelander, 2000).

Figur 7. Kärnspinn, källa: http://cal.man.ac.uk.

Vanligen är vektorerna som representerar de spinnande atomkärnornas magnetiska moment riktade åt alla håll vilket resulterar i att magnetiseringsvektorn därför blir noll. Genom att anbringa ett starkt yttre magnetfält påverkas atomkärnorna antingen med eller mot det yttre magnetfältets riktning vilket gör att magnetiseringsvektorn får ett värde skilt från noll.

Hastigheten för precessionen kallas för Larmorfrekvensen ω. Denna beror inte enbart på magnetfältsstyrkan Β0, utan också på en för varje kärna typisk konstant, den Gyromanetiska konstanten γ (42,6 MHz/T för vätekärnor) som talar om vilken resonansfrekvens som atomen får vid ett givet magnetfält. Den är olika för varje grundämne. Larmorfrekvensen (MHz)

ω = γ * Β0, (11)

anger relationen mellan precessionsfrekvensen och styrkan på magnetfältet (Jacobson, 1995).

Relaxation

När en puls läggs på ett objekt i vinkelrät riktning mot magnetfältet i det radiofrekventa fältet, sker två saker. Först kommer vissa atomkärnor att ta upp energi under ändring av

spinnvektorernas riktning, vilken är beroende av den radiofrekventa pulsens amplitud och längd. Sedan kommer spinnvektorerna, som tidigare roterat i stort sett oberoende av varandra, att röra sig mera faslikt och i takt med varandra. När det radiofrekventa fältet upphör fördelas kärnornas orientering till sitt ursprungsläge vilket leder till att den upptagna energin avges som radiofrekvent strålning. Hastigheten i relaxationen ger oss information om normal vävnad samt eventuell patologisk process i vävnaden. Relaxation indelas i två kategorier.

Dessa kallas vanligen för T1 och T2 relaxationer, När dessa två typer av relaxations

förändringar, T1 och T2, utsätts för radiofrekvensen utgör det grunden från hur MRT bilden är rekonstruerad (Jacobson, 1995; Webb, 2003).

Olika relaxationstider, vilka ses i tabell 3, ger olika kontrastskillnader i bilden. Vävnad med lång T1 och T2 som t.ex. vatten, ses mörk på T1 viktade bilder och ljus på T2 viktade bilder.

Vävnad med kort T1 och lång T2 som t.ex. fett, ses ljus på T1 viktade bilder och grå på T2

viktade bilder. Kontrastmedlet Gadolinium som används vid magnetkameraundersökningar, reducerar T1 och T2 tiderna vilket resulterar i en förhöjd signal i T1 viktade bilderna och en nedsatt signal i T2 viktade bilderna. TE = time to echo, TR = time to repeat. I praktiken är TE alltid kortare än TR.

- Kort TR har vanligtvis lägre värde än 500 ms - Lång TR har vanligtvis ett värde större än 1500 ms - Kort TE har vanligtvis ett värde lägre än 30 ms - Lång TE har vanligtvis ett värde större än 90 ms (e-mri, 2006; Webb, 2003).

Tabell 3. Exempel på relaxationstider för olika vävnader vid 1,5 Tesla.

T₁ (ms) T₂ (ms)

Cerebrospinal vätska 2400 160

Muskler 870 45

Grå hjärnsubstans 900 100

Vit hjärnsubstans 780 90

Lever 500 40 Fett 260 80

Gadolnium Reducerar T1 tider Reducerar T2 tider

Källa: http://www.e-mri.org, 2007; Webb, 2003.

T1-relaxation

T1-relaxation eller longitudinell relaxation beskriver protonernas vilja att återupprätta den skillnad mellan spinn upp och spinn ner tillstånd som är mest fördelaktigt energimässigt, se figur 8. Grunden för T1-relaxationen involverar att protonerna förlorar sin energi till

omgivande vävnader, därav namnet spin-vävnads relaxation. Olika vävnader har olika värden på T1, vilket leder till att skillnaderna i vävnaderna ger kontrasten i MRT bilden. Värdena på T1 är inte bara vävnadsberoende utan påverkas även av magnetfältstyrkan. T1-relaxationen förekommer när spinnet börjar precessera vid mindre och mindre vinklar, från en nästan horisontell eller transversell precession till en mer vertikal, vilket förtydligas i figur 8. Denna process gör att MRT signalen minskar i styrka. Vi definierar tiden det tar för signalen att minska till 37 % av sitt maximum värde som T1 (Bontrager, 2001; Webb, 2003).

T1 viktade bilder används för att visa anatomiska detaljer som nervrötter omgivna av fett, information om diskar, kotor, facett leder och intervertebrala foramen. Den är även användbar vid utredning av cystor, syrinx och lipom. Värdet för T1 mäts genom att använda sig av en

Figur 8. Schematisk bild av T1-realxation,källa:www.rad.rwth-aachen.de.

T₂-relaxation

Grunden till den transversella magnetiseringen skiljer sig från T1-realxationen. T2 involverar förlusten av fas-coherens då protonerna precesserar i transversal planet. Konceptet fas- coherens kan ses som ett försvar av en konstant fas relation mellan varje enskild protons magnetiserings moment. Även i ett perfekt homogent B^B0 magnetfält, precesserar olika protoner med olika frekvens i förhållande till variationerna hos närliggande atomkärnor. Det resulterar i att magnetiseringen avtar som en funktion av tiden. Precis som för T1-relaxationer ger olika vävnader i kroppen olika värden på T2, och dessa kan också användas för att åtskilja mjuk vävnad i MRT bilden (Webb, 2003). När spinnet börjar precessera ut fas med varandra, kallas resultatet för transversell eller spin-spin relaxation, T2-relaxation vilket ses i figur 9.

När T2-relaxation används så kommer MRT signalen att minska i styrka. Tiden det tar för MRT signalen att minska till 37 % av sitt maximum värde kallas för T2 (Bontrager, 2001).

Relaxationen är bra vid patologi samt onormala ödem. T2 viktade bilder används vid utredning av diskpatologi, märg avvikelser, tumörer och inflammatoriska förändringar.

Gradient-eko eller spinn-eko sekvenser vid T2 viktade bilder ger en myelografisk effekt som visar skarpa kontraster mellan märg och cerebrospinal vätska. För att mäta värden med T2

krävs att man använder sig av en spinn-eko sekvens, där en 90˚ puls efterföljs av en 180˚ puls med en signal detektering (Bontrager, 2001; Webb, 2003).

Figur 9. Schematisk bild av T2-relaxation, källa: http://www.rad.rwth-aachen.de.

Protondensitet

En starkare signal fås om en mängd väte kärnor, som är presenterad i en given volym vävnad, minskar. Denna metod kallas för proton densitet eller spin densitet, och är en mindre

bidragande faktor till framställningen av en MRT bild. Detta på grund av att vävnaden som är avbildad av protoner (väte kärnor) inte skiljer sig märkvärdigt i densitet. En viktigare

betydelse är att kärnorna som bygger upp olika vävnader i kroppen svarar vid olika relaxations tider T1 och T2 (Bontrager, 2001).

Pulssekvenser

Pulssekvenser beskriver tidsförloppet för RF-pulsers och gradienters påslag, amplitud och varaktighet samt när mottagaren är öppen för att registrera eko. Genom att använda sig utav olika pulssekvenser kan man få olika bilder av samma objekt beroende på vad man vill se av det undersökta organet. En pulssekvens är en sekvens av RF-pulser som upprepas lika många gånger som det finns faskodningssteg i bilden, normalt sett lika många som det finns rader i bilden dvs. 256 gånger för en 256 x 256 bild. Två parametrar som påverkar kontrasten på ett avgörande sätt är TE och TR. Dessa parametrar återkommer i de allra flesta sekvenser. Olika pulssekvenser är olika bra på att framhäva olika effekter i bilden som har stor betydelse för kontrasten. De vanligaste sekvenstyperna är Spinn-eko, Inversion Recovery och Gradient-eko (Thelander, 2000).

Spinneko

Spinneko (SE) är den mest användbara sekvensen, då man genom att välja TR och TE kan få T1-, T2- och PD-viktade bilder. SE-sekvensen utjämnar även inhomogenitet i magnetfältet. Då signalekot formas av en till RF-puls på 180˚, så påverkar konstanta variationer i magnetfältet signalen mycket lite. Effekten som inhomogenitet har på fasen för spinnen i ett

volymselement blir i och med 180˚ pulsen spegelvänd. Snabba spinn, vilka känner av något högre fält, kommer efter 180˚ pulsen att ligga efter de långsamma som känner ett svagare fält.

Detta leder till att de snabba spinnen avancerar och är i fas vid ekotiden (TE). Detta

förhållande gäller för de spinn som fasar ur på grund av yttre omständigheter. De spinn som går ur fas på grund av materiens inneboende T2 relaxation kan ej återfasas. Därför ger

spinneko sekvensen en sann T2 viktning. Tre vanliga pulssekvenser här är därför T1 SE, T2 SE och PD SE samt även ibland Turbo-SE. Två av dessa spinn-eko sekvenser kan observeras i figur 10 (Thelander, 2000).

Figur 10. T1 och T2 viktade Spinn-eko sekvenser, källa: http://spinwarp.ucsd.edu.

Inversion Recovery

En Inversion Recovery (IR) sekvens är känslig för patologi med lång relaxationstid. Denna ger en mycket uttalad T1 kontrast. Namnet Inversion recovery anger hur kontrasten

åstadkommes genom återuppbyggnad efter invertering. IR sekvensen förstärker T1 kontrasten på grund av att man inverterar spinnen så att magnetiseringen pekar mot fältet. Olika

vävnaders signalintensitet separeras på grund av olika snabb T1-relaxation. Genom att välja en lämplig inversions tid, kan en efterföljande mätning för viss vävnad under relaxationen bli vid 0-linjen vilket är den tidpunkt då hälften av spinnen återgått till magnetfältets riktning. Det leder till att vävnaden i fråga inte avger någon signal och därför istället blir undertryckt i

bilden på grund av att det är lika många protoner parallella som antiparallella. Några exempel på pulssekvenser här är STIR (Short time inversion recovery), FLAIR (Fluid attenuated inversion recovery) samt även Turbo STIR (Thelander, 2000).

Gradienteko

För att skapa ett gradienteko (GRE) så används flipvinklar som är mindre än 90˚ för

excitation, samt en gradient istället för en refokuserad 180˚ puls för att skapa ett eko. Det som avgör hur bilden skall se ut är TE, TR och flipvinkel. Man kan få T1, T2 och PD viktade bilder.

Genom att fasa ihop spinnen så bygger gradienterna upp signalen. Efter excitationen så fasar spinnen ur på grund av snittvals och frekvenskodningsgradienten. För att undvika detta så läggs refokuseringsgradienter ut i snittvals och frekvenskodningsriktningarna precis före signalen skall registreras. Det leder till en ihop fasning som ger upphov till en signal liknande ekot. Därav namnet gradienteko. Olika pulssekvenser här är FLASH (Fast low angel shot), FISP (Fast imaging with steady precession), DESS (Dual in the steady state) och CISS (Constructive interference of steady state) (Thelander, 2000).

Bildframställning

Det enklaste sättet att framställa en MRT bild på är att anordna gradientfälten så att endast ett volymelement i patienten i taget har en Larmorfrekvens lika med den använda frekvensen.

Denna metod tar timmar att göra på grund av de långa relaxationstiderna. Idag är det

vanligaste sättet att framställa MRT bilder genom en så kallad spin wrap, vilket bygger på en faskodning av precessionsrörelserna. Detta sker genom en sekvens av pulser med olika magnitud på gradientfälten i exempelvis y-led. En frekvenskodning sker i x-led genom val av lämplig gradientfält styrka i denna riktning och snittets läge bestäms på samma med hjälp av gradientfältet i z-led. Bilden som genereras är ingen rekonstruktion utan en process som liknar ett potiskt hologram. Metoden har fördelar då den är förhållandevis okänslig för mindre inhomogeniteter i det statiska magnetfältet. För att minska undersökningstiderna som bestäms av relaxationstiderna, kan man undersöka flera snitt i en snabb följd. Metoden kallas för multislicing och ger protonerna tid att relaxera i de snitt som inte avbildas för tillfället (Jacobsson, 1995).

Bildkvalitet

Precesseringsfrekvensen är direkt proportionell mot styrkan av det pålagda magnetfältet, dvs.

man vet kärnornas frekvens runt sin egen axel. Om man ändrar styrkan på magnetfältet så kan vi bestämma positionen om vi känner till frekvensen och fältgradienten för det linjärt ökande gradientfältet. Radiofrekvensen vi sänder kan anpassas till detta gradientfält så att kärnornas frekvens matchar en viss fältstyrka, vilket leder till att vi kan välja vilket snitt vi kommer att undersöka. Det här ger snitt i längsgående riktning, medan om jag vill få fram snitt även åt sidorna eller uppåt och nedåt så måste jag lägga på växelvis nya gradientfält för att underlätta lokalisationen. Till slut kan enskilda punkter bestämmas utifrån var signalen kommer ifrån (Fagerlund, 2003).

Med hjälp av det komplicerade förfaringssättet kallat tvådimensionell Fourier –analys (2DF) kan nu varje punkts lokalisation i det undersökta snittet bestämmas. Det ger oss ett

gråskalevärde motsvarande punktens egenskaper som datorn sedan kan använda för att bygga upp en bild som återger anatomin och patologiska processer med väldigt stor exakthet. I en 256 punkters matris görs stimulering och mätning om 256 gånger då en så kallad

faskodningsgradient måste ändras för varje punkt. Tiden som går mellan varje sådan mätning kallas för repetitions tid (TR). Längden på TR kan påverka bildens betoning i T1 eller T2

relaxationen. Utöver det så används även eko tiden (TE) vilken betyder tiden mellan korrektionspuls och mätning (Osterman, 2003). De faktorer som påverkar hur bra en MRT bild blir är signal, brus, samt förhållandet mellan signal/brus, upplösning och kontrast men även antal snitt, snittjocklek och snittavstånd (Thelander, 2000).

Signalen påverkas av densiteten och relaxationen i vävnaden. Även parametrar som till exempel TR, TE, flipvinkel, snitt, matrisstorlek och filter samt magnetfältsstyrkan och spol val kan komma att påverka signalen (Thelander, 2000).

Bruset orsakas bland annat av molekylers rörelse i kroppen, av spolstorlek samt av bandbredden. Med hjälp av en liten bandbredd så kodas de spatiella signalerna i ett smalt fönster av precessionsfrekvenser, vilket kan ge mindre brus men istället kräver längre tid för ekoinsamling (Thelander, 2000).

Förhållandet mellan signal och brus, SNR, (Signal to Noise Ratio)

Brus Signal

SNR= , (12)

kan mätas genom att en ROI (Region of Interest) läggs i den mest homogena delen av området med hög signal, det vill säga området av intresse.

En voxel är ett volymselement i objektet och en pixel är voxelns motsvarande bildelement.

Upplösningen påverkas av snittjockleken, FOV (Field of View), och av matris storleken och förhåller sig som

lek Matrisstor ek FOV

Pixelstorl = , (13)

vilket betyder att ett mindre FOV ger en högre bildupplösning med en mindre voxel storlek, och en oförändrad matrisstorlek. Ju mindre pixel storlek desto högre upplösning i bilden.

Matrisstorleken i bilden har inte bara verkan på undersökningstiden, utan även på

upplösningen och S/N. Detta leder till att snittjockleken räknas in i den spatiella upplösningen där

ek Snittjockl ek

Pixelstorl ek

Voxelstorl = × , (14)

vilket resulterar i att ju mindre voxel, desto högre spatiell upplösning men också en lägre signal. Genom att istället använda ett högre antal akvisitioner (acq. nr.) kan man kompensera för den förlorade signalen (Thelander, 2000).

Kontrasten är beroende av väteprotontätheten samt vävnadens relaxations tider T1 och T2 som är ett mått på vävnadens förmåga att avge den vid excitationen tillförda energin. T1 och T2 kan därför indirekt spegla vävnadens kemiska tillstånd och framför allt hur vatten är bundet i vävnaden. Eftersom värdefull information om det fysiologiska tillståndet i vävnaden kan fås från både T1 och T2 relaxationer, och kunskapen om dessa värden tillåter att sekvenser kan väljas för att få maximal kontrast i bilden, är det viktigt att kunna mäta värdena för T1 och T2 i olika vävnader. Det som påverkar kontrasten i MRT bilden är pulssekvenser som SE, IR och GRE, pulsparametrar som TR, TE samt eventuella kontrastmedel intravenöst till exempel Gadolinium. En hög kvalitet i bilden garanteras inte bara av en hög S/N utan även

vävnadsdifferensen, kontrasten mellan olika typer av vävnad, har stor betydelse. Förhållandet kontrast och brus är resultatet av skillnaden i S/N mellan två olika vävnader (Thelander, 2000;

skillnader i relaxations tider och proton densiteten samt av värdena på TR och TE som används i bildsekvensen (Webb, 2003).

Risker och kontraindikationer med magnetkameran

MRT anses inte vara förbunden med någon form av fara eller några biverkningar. Då man inte använder sig utav joniserande strålning, utan istället radiovågor och magnetfält, så kan

undersökningen upprepas utan några problem. Däremot så kan MRT apparatens statiska magnetfält ge påverkan på hjärtat vid höga magnetfältstyrkor. Det på grund av att det rörliga blodet i kroppen är elektriskt laddat vilket kan leda till att MRT apparaten bygger upp en elektrisk potential i t.ex. hjärtat. Därför kräver högfältsmaskiner över 2 Tesla tillstånd för användning. Hjärtat kan även påverkas av gradientfältet, eftersom gradienterna ändras i tiden och därmed kan skapa elektriska strömmar. Det finns därför gränser för hur snabbt

gradienterna får sättas på och av. På grund av att RF-fälten kan ge en värme utveckling i kroppen, så finns en gränsvärden för hur mycket radiovågor som får ”pumpas” in. De moderna MRT apparaterna som används nu förtiden stänger av effekten om den överstiger 1˚C värmeökning av kroppen motsvarande 2W/kg i människan. Patientens vikt registreras därför alltid i undersökningsparametrarna inför en MRT undersökning (Thelander, 2000).

Absoluta kontraindikationer vid MRT är pacemaker, ferromagnetiska aneurysm clips, metallsplitter i ögonen, cochlearimplantat, intravenösa infusionspumpar, nervstimulatorer med mera. Patienterna får då överhuvudtaget inte undersökas med MRT då det starka pålagda magnetfältet drar till sig den magnetiserande metallen i kroppen och kan skada vävnaderna runt omkring. Det kan vara svårt att undersöka patienter i narkos då det krävs en speciell utrustning för detta samt att övervakningsutrustningen kan störa magneten och tvärtom.

Även graviditet måste uteslutas innan undersökning, då en eventuell ökning av fostrets temperatur kan vara skadlig och effekten av detta inte finns dokumenterat. Dessutom kan det för patienter med klaustrofobi vara svårt att utföra undersökningen på grund av det smala utrymmet i tunneln. De kan få lugnande läkemedel innan undersökning för att lindra oron.

Undersökningstiderna är ofta långa och kräver att patienten måste ligga helt stilla, vilket kan var svårt för patienter med smärtor i kroppen. Detta kan leda till rörelse artefakter, störningar i bilden, om patienten rör sig under bildtagningen. Därför måste patienten vara ordentligt smärtlindrad innan undersökningen för att orka ligga alldeles stilla under varje sekvens.

Viktigt är att patienten alltid tar av sig alla smycken samt metall föremål innan de går in i

undersökningsrummet, då dessa kan åka som projektiler in i magnet tunneln och skada både patient samt personal. Före en undersökning med MRT måste alltid patientens hälsohistoria kontrolleras. Ett frågeformulär fylls i av patienten samt gås igenom med

röntgensjuksköterskan på plats för att se om eventuella metallföremål med mera, finns i patienten. Om det finns okända implantat måste undersökningen skjutas upp tills en exakt beskrivning av föremålet finns (Bontrager, 2001; Fagerlund, 2003).

Ett av magnetkamerans viktigaste områden är diagnostik av sjukdomar i ryggraden och spinalkanalen. Metoden har stora diagnostiska fördelar inom neuroradiologin där bland annat störande benartefakter undviks. MRT har till stor del ersatt myelografier, då denna metod är non-invasiv, utan komplikationer och prismässigt konkurrens kraftig med myelografi. Med MRT kan man framställa spinalkanalens innehåll i långa avsnitt med hjälp av sagitella snitt.

Ett extra viktigt område inom MRT är för den patientgrupp som efter en diskbråcksoperation inte blivit bättre eller som fått recidiverande smärtor. Med hjälp av tillförsel av kontrastmedel innehållande Gadolinium kan då ärrvävnad skiljas från ett recidiverat bråck. Vid såväl tumör tillstånd som bakteriella infektioner, som spondylit, kan MRT ännu tidigare än scintigrafi demonstrera sjukdomen alternativt förklara ett positivt scintigrafifynd. MRT är klart överlägsen alla andra diagnostiska metoder vid intraspinala tumörer. Även vid trauman är MRT en mycket värdefull kompletterande metod till visualisering av blödning och medulla lesioner hos patienter med neurologiska symptom (De Carvalho, Egund, Holtås & Skalpe, 1993).

VANLIGT FÖREKOMMANDE LÄNDRYGGSSJUKDOMAR

Ryggens tre mekaniska funktioner är att hålla kroppen upprätt, att skydda ryggmärgen samt att tillåta rörelse i alla plan för kroppen och huvudet (Juel, 2003). Människans ryggrad består av 24 kotor. Överst ligger halsryggen, sedan bröstryggen och längre ned ländryggen. Längst ner i bäckenet finns kotor som tillsammans bildar korsbenet och svansbenet. Ryggraden måste hänga ihop men ändå vara rörlig. Därför finns det leder mellan kotorna som hålls samman av ledband och korta muskler. Eftersom ryggraden skall vara rörlig är finns det diskar mellan kotorna som även fungerar som stötdämpare i ryggen (Sjukvårdsrådgivningen, 2005).

Disken består av en kärna, nucleus pulposus, och av ett yttre hölje, anulus fibrorus. Inuti ryggraden löper ryggmärgen innesluten i ryggmärgskanalen. Ryggmärgen fungerar som en viktig omkopplingsstation för de nervbanor som är på väg till och från hjärnan. Mellan varje kota löper nervrötter ut från ryggmärgen genom små hål på båda sidorna. I varje nervrot finns både nervtrådar med känselinformation från kroppen till hjärnan samt nervtrådar som leder information från hjärnan och ryggmärgen ut i kroppen (Sjukvårdsrådgivningen, 2005).

Spondylit

Spondylit betyder att det blivit en infektion i en kota. Sjukdomen är mycket ovanlig och spridningen av bakterier till kotan sker via blodet. Symptomen för spondylit är svår värk i ryggen, dunkömhet i engagerad kota, feber, sjukdomskänsla och eventuell viktminskning (Sjukvårdsrådgivningen, 2005). Patienter som nyligen haft sepsis, annan svår infektion, immunosuppression eller nedsatt allmäntillstånd på grund av t.ex. narkotikamissbruk har lättare att få en bakteriell spondylit än andra. Om patienten har ett ursprung i en region där tbc fortfarande är vanligt förekommande bör även tbc-spondylit beaktas. Spondylit kan även uppträda som en senkomplikation efter diskbråckskirurgi. Vid psoriasis eller autoimmuna tarmsjukdomar t.ex. Mb Chron, kan icke-bakteriella spondyliter med smygande debut ses (Akademiska sjukhuset, 2005).

Diagnostik av spondylit

Datortomografi ger en god framställning av destruktion av skelettet samt även av den extraosseösa paraspinala utbredningen av infektionen. För att framställa samt för att kunna