Potilaan sateilyaltistus luun mineraalipitoisuuden mittauk… - STUK

TEKNILLINEN KORKEAKOULU 

Sähkö- ja tietoliikennetekniikan osasto 

Siiri-Maria Aallos 

POTILAAN SÄTEILYALTISTUS LUUN 

MINERAALIPITOISUUDEN MITTAUKSISSA 

Diplomityö, joka on jätetty opinnäytteenä tarkastettavaksi diplomi-insinöörin 

tutkintoa varten Espoossa 7.6.2005 

Työn valvoja Professori Raimo Sepponen 

Työn ohjaajat Toimistopäällikkö Ritva Parkkinen 

Erikoistutkija Markku Tapiovaara

ALKUSANAT 

Tämä diplomityö tehtiin Säteilyturvakeskuksessa Säteilyn käyttö 

terveydenhuollossa-yksikössä. Säteilyturvakeskus tarjosi mielenkiintoisen aiheen 

lisäksi myös taloudellisen tuen tämän työn tekemiseen. 

Työtä valvoi Teknillisen korkeakoulun sovelletun elektroniikan laboratorion 

professori Raimo Sepponen. Tutkimustyötä Säteilyturvakeskuksessa ohjasivat 

toimistopäällikkö Ritva Parkkinen ja erikoistutkija Markku Tapiovaara. Häneltä 

saatu kannustus ja neuvot olivat ensiarvoisen tärkeitä tämän työn 

loppuunsaattamisessa. Erityiskiitoksen ansaitsee myös Tuomo Komppa, joka neuvoi 

auliisti tulosten epävarmuuksien käsittelyssä. 

Lopuksi haluaisin kiittää vanhempiani, jotka tekivät kaikkensa, että valmistuisin 

ajallaan. 

Helsingissä 7.6.2005 

Siiri-Maria Aallos 

2

TEKNILLINEN KORKEAKOULU DIPLOMITYÖN 

TIIVISTELMÄ 

Tekijä: Siiri-Maria Aallos 

Työn nimi: Potilaan säteilyaltistus luun mineraalipitoisuuden mittauksissa 

Päivämäärä: 7.6.2005 Sivumäärä: 80 

Osasto: Sähkö- ja tietoliikennetekniikka 

Professuuri: S-66 Sovellettu elektroniikka 

Työn valvoja: Raimo Sepponen 

Työn ohjaajat: Ritva Parkkinen ja Markku Tapiovaara 

Diplomityön tarkoituksena on selvittää potilaan säteilyaltistus röntgensäteilyn 

käyttöön perustuvissa luun mineraalipitoisuuden mittauksissa Suomessa. Lisäksi 

tarkoituksena on tutkia käytössä olevien luun mineraalipitoisuuden mittalaitteiden 

toimintaperiaatteet. Työn perusteella saadaan alustavaa tietoa 

Säteilyturvakeskukseen perustettavaan valtakunnalliseen potilasannosrekisteriin. 

Luun mineraalipitoisuuden mittaaminen perustuu yleisimmin menetelmään, jossa 

tutkitaan kahden spektriltään erilaisen röntgensäteilyn tuottamista ja niiden 

vaimenemisen mittaamiseen röntgensäteilyn lävistäessä mittauskohteen. Tässä 

työssä potilaan säteilyaltistus luun mineraalipitoisuuden mittauksissa selvitettiin 

mittaamalla 17 Suomessa käytettävän luun mineraalipitoisuuden mittalaitteen 

potilaalle aiheuttama säteilyaltistus tavallisimmissa tutkimuskohdissa (lanneranka, 

reisiluun kaula ja käsivarsi). Mitatut ilmakerma-arvot muutettiin Monte Carloannoslaskentaohjelmalla 

efektiivisiksi annoksiksi, jolloin potilaan säteilyaltistusta 

eri laitteilla tehdyissä mittauksissa voidaan verrata toisiinsa. 

Röntgensäteilyn erilaisen tuottomekanismin, käytettyjen putkijännite-erojen ja 

käytössä olevien erilaisten mittausohjelmien takia mittaustulokset eri valmistajien 

välillä eroavat toisistaan. Potilaan säteilyaltistusta voidaan kuitenkin alentaa 

kolmanneksella, mikäli tutkimuksia optimoidaan ja kuvattavien tutkimuskohteiden 

määrää vähennetään nykyisestä. 

Avainsanat: luun mineraalipitoisuus, kaksienerginen röntgenabsorptiometria, 

DXA, potilaan säteilyaltistus, efektiivinen annos 

3

HELSINKI UNIVERSITY OF TECHNOLOGY ABSTRACT OF THE 

MASTER’S THESIS 

Author: Siiri-Maria Aallos 

Name of the Thesis: Radiation exposure in bone mineral density measurements 

Date: 7.6.2005 Number of pages: 80 

Department: Electrical and Communications Engineering 

Professorship: S-66 Applied Electronics 

Supervisor: Raimo Sepponen 

Instructors: Ritva Parkkinen ja Markku Tapiovaara 

The aim of this project is to find out the radiation exposure for patients in bone 

mineral density measurements. The aim is also to find out the variety of radiological 

bone mineral density scanners in Finland. The results of this Master’s Thesis will be 

used when developing a national dose register. 

The measurements of bone mineral density are mainly based on a method called 

dual X-ray absorptiometry where the transmission of X-rays with high and low 

photon energies in the tissue is studied. In this research the radiation exposure for 

patients was measured with 17 different kinds of bone mineral density scanners in 

the main anatomic sites (lumbar spine, proximal femur and arm). The measured airkerma 

was then transformed into an effective dose using a pc based Monte Carlo 

dose measurement program to compare the radiation exposure from the different 

kinds of scanners. 

Because of the variety of methods used to produce the dual-energy X-rays, the 

different tube voltages, and the variety of different kinds of measurement programs, 

the results between different producers differ from each other. However, the 

radiation exposure can be diminished with one third if the performed measurements 

are optimized and the measurement sites are reduced. 

Keywords: bone mineral density, dual energy x-ray absorptiometry, DXA, radiation 

exposure, effective dose 

4

SISÄLLYSLUETTELO 

Symbolit ja lyhenteet 

1. JOHDANTO 11 

1.1 LUUN MINERAALIPITOISUUS JA OSTEOPOROOSI 11 

1.2 TUTKIMUKSEN TAVOITTEET 12 

2. LUUN MINERAALIPITOISUUDEN MITTAAMINEN 13 

2.1 PERIFEERISEN LUUSTON MINERAALIPITOISUUDEN 

MITTALAITTEET 13 

2.1.1 Röntgenabsorptiometria, RA 13 

2.1.2 Perifeerinen kaksienerginen röntgenabsorptiometria, pDXA 14 

2.1.3 Perifeerinen kvantitatiivinen tietokonetomografia, pQCT 16 

2.2 SENTRAALISEN LUUSTON MINERAALIPITOISUUDEN 


2.2.1 Kaksienerginen röntgenabsorptiometria, DXA 18 

2.2.2 Kvantitatiivinen tietokonetomografia, QCT 30 

2.3 POTILAAN SÄTEILYALTISTUKSEN PIENENTÄMINEN 32 

2.4 LUUN MINERAALIPITOISUUDEN MITTAUKSET SUOMESSA 33 

3. SÄTEILYALTISTUKSEN MÄÄRITTÄMINEN 35 

3.1 SÄTEILYN SUUREET JA MITTAYKSIKÖT 35 

3.1.1 Absorboitunut annos, D 35 

3.1.2 Kerma, K 36 

3.1.3 Ilmakerma, Ka ja ilmaan absorboitunut annos, Da 37 

3.1.4 Ekvivalenttiannos, HT 38 

3.1.5 Efektiivinen annos, E 39 

3.1.6 Henkilöannos, Hp(x) 41 

3.1.7 Pinta-annos, ESD 42 

3.1.8 Annoksen ja pinta-alan tulo, DAP 43 

3.1.9 Annoksen ja pituuden tulo, DLP 44 

5

3.2 HENKILÖKUNNAN SÄTEILYALTISTUS 46 

3.3 SÄTEILYMITTARIT 46 

3.3.1 Ionisaatiokammio 46 

3.3.2 Termoloistedosimetri, TLD 47 

3.3.3 Direct ion storage-dosimetri, DIS 48 

4. MITTAUKSET 50 

4.1 POTILAAN SÄTEILYALTISTUKSEN MITTAAMINEN 50 

4.2 EFEKTIIVISEN ANNOKSEN LASKEMINEN 42 

4.3 HENKILÖKUNNAN SÄTEILYALTISTUKSEN MÄÄRITTÄ- 

MINEN 54 

5. TULOKSET 56 





6. TULOSTEN POHDINTA 59 

6.1 MITATTU ILMAKERMA 59 

6.2 EFEKTIIVINEN ANNOS 62 

6.3 TULOSTEN EPÄVARMUUDEN ARVIOINTI 64 

6.3.1 Annosnopeusmittarin ja ionisaatiokammion epävarmuus 66 

6.3.2 Ympäristöolojen vaikutus 68 

6.3.3 Ilmakermamittauksien epävarmuus 68 

6.3.4 Efektiivisen annoksen epävarmuus 69 

6.3.5 Potilaan säteilyaltistuksen määrityksen kokonaisepävarmuus 71 

7. YHTEENVETO 72 

8. LÄHDELUETTELO 75 

6

LIITTEET 

Liite 1: Suomessa käytössä olevat perifeerisen luuston mineraalipitoisuuden 

mittalaitteet 

Liite 2: Suomessa käytössä olevat sentraalisen luuston mineraalipitoisuuden 

mittalaitteet 

Liite 3: Efektiivisen annoksen määrityksen epävarmuus käytettäessä perifeerisen 

luuston mineraalipitoisuuden mittalaitteita 

Liite 4: Efektiivisen annoksen määrityksen epävarmuus käytettäessä sentraalisen 

luuston mineraalipitoisuuden mittalaitteita 

7

SYMBOLIT JA LYHENTEET 

AP anterior-posterior, edestä taakse 

BMC bone mineral content, luun mineraalimäärä grammoina, 

[BMC] = [?ROIBMD(x,y)dxdy]= [g/cm² x cm²] = g 

BMD bone mineral density, luun mineraalipitoisuus, [BMD] = g/cm 2 

CT-luku tietokonetomografiakuvauksissa käytetty säteilyn vaimenemista 

kuvaava luku, yksikkö HU (Hounsfield unit) 

CTDI computed tomography dose index, TT-annosindeksi, [CTDI] = Gy 

E efektiivinen annos, [E] = Sv 

ESD entrance surface dose, entrance skin dose, pinta-annos, [ESD] = Gy 

D absorboitunut annos, [D] = Gy 

Da 

ilmaan absorboitunut annos, [Da] = Gy 

DAP dose area product, annoksen ja pinta-alan tulo, [DAP] = Gy·m 2 

Etr 

varattujen hiukkasten saama energia, [Etr] = J 

DIS direct ion storage, puolijohdehilaan tallennettuun sähkövaraukseen 

perustuva passiivinen säteilyaltistusta mittaava dosimetri 

DLP dose length product, annoksen ja pituuden tulo, [DLP] = Gy·m 

DPA dual energy photon absorptiometry, kaksienerginen 

DT,R 

fotoniabsorptiometria 

elimeen T säteilystä R absorboitunut annos, [DT,R] = Gy 

DXA dual energy X-ray absorptiometry, kaksienerginen 

röntgenabsorptiometria 

g sekundäärielektronien energiasta jarrutussäteilyksi siirtyvä suhteellinen 

osuus 

Gy gray, absorboituneen annoksen yksikkö; iso suure, joten yleisimmin 

HT 

käytetään joko milli- tai mikrograytä (mGy tai µGy); 1 Gy = 1 J/kg 

kudoksen T ekvivalenttiannos, [HT] = Sv 

k kattavuuskerroin 

K kerma (kinetic energy released in matter), [K] = Gy 

Ka 

Mb 

ilmakerma, [Ka] = Gy 

luun pinta-alamassa, [Mb] = g/cm 2 

8

Ms 

pehmytkudoksen pinta-alamassa, [Ms] = g/cm 2 

PA posterior-anterior, takaa eteen 

PCXMC PC program for X-ray Monte Carlo, Säteilyturvakeskuksen kehittämä 

Monte Carlo-menetelmään perustuva laskennallinen laskennallinen 

annosmääritysohjelma 

pDXA periferal DXA, perifeerinen DXA 

pQCT periferal QCT, perifeerinen QCT 

QCT quantitative computed tomography, kvantitatiivinen 

tietokonetomografia 

RA radiographic absorptiometry, röntgenabsorptiometria 

Rin 

Rout 

varauksettomien ja varauksellisten ionisoivien hiukkasten tuoma 

säteilyenergia, [Rin] = J 

poistuvien hiukkasten viemä säteilyenergia, [Rout] = J 

ROI region of interest, tutkimusalue 

SD standard deviation, keskihajonta 

SPA single photon absorptiometry, yksienerginen fotoniabsorptiometria 

SXA single x-ray absorptiometry, yksienerginen röntgenabsorptiometria 

STUK Säteilyturvakeskus 

Sv sievert, ekvivalenttiannoksen, annosekvivalentin ja efektiivisen 

annoksen yksikkö; iso suure, joten yleisimmin käytetään joko milli- tai 

mikrosievertiä (mSv tai µSv); 1 Sv = 1 J/kg 

T-arvo mittaustuloksen poikkeama nuorten aikuisten muodostaman viitearvon 

keskiarvosta jaettuna keskihajonnalla, käytetään DXA-mittauksissa 

TLD thermoluminescent dosimeter, termoloistedosimetri 

T nimellinen leikepaksuus 

U kokonaisepävarmuus 

uA 

uB 

uC 

A-tyypin epävarmuus 

B-tyypin epävarmuus 

yhdistetty epävarmuus 

W ioniparin muodostamiseen tarvittava energia, [W] = J 

wR 

wT 

x keskiarvo 

X säteilytys 

säteilyn painotuskerroin 

kudoksen säteilyaltistuksen painotuskerroin 

9

Z-arvo mittaustuloksen poikkeama oman ikäluokan muodostaman viitearvo 

keskiarvosta jaettuna keskihajonnalla, käytetään DXA-mittauksissa 

ε aineeseen siirtynyt energia, [ ε ] = J 

µ/? massavaimennuskerroin, [µ/?] = cm 2 /g 

sx keskihajonta 

10

1 JOHDANTO 

1.1 LUUN MINERAALIPITOISUUS JA OSTEOPOROOSI 

Osteoporoosi on yleisin luun aineenvaihdunnallinen häiriö (Adams, 1997) ja 

osteoporoosi onkin suurin luun murtumariskiä lisäävä tekijä (NIH, 2000). 

Osteoporoottinen murtuma on yleisin niissä luissa, jotka sisältävät eniten huokoista 

hohkaluuta (Njeh et al., 1999; Vogel et al., 1988) eli kyynärvarressa, ranteessa, 

selkänikamassa ja lonkassa (Adams, 1997; Limpaphayom, 2003). Luun 

mineraalipitoisuus on toistaiseksi ainoa osteoporoosin määritelmään kuuluva tekijä, 

jota voidaan konkreettisesti mitata. Luun mineraalipitoisuus selittää 80 - 90 % luun 

lujuusominaisuuksista. Kyseinen mineraalipitoisuus on luotettavasti mitattavissa 

oleva murtumaa hyvin ennustava tekijä siinä kohdassa, jossa mittaus on tehty. Luun 

mineraalipitoisuudella tarkoitetaan tässä pinta-alatiheyttä (bone mineral density, 

[BMD] = g/cm 2 ) ja luun mineraalitiheydellä todellista mineraalitiheyttä (g/cm 3 ). 

(Duodecim, 2000.) 

Osteoporoosin eli luukadon diagnoosin voi tehdä ennen murtumaa ainoastaan 

osoittamalla luun mineraalipitoisuuden vähentyneen joko sentraalisesta tai 

perifeerisestä luustosta. Luun mineraalipitoisuus kehon eri osissa vaihtelee ja siksi 

mittaustulos kertoo luun mineraalipitoisuuden ainoastaan mittauskohdassa. Mikäli 

siis halutaan ennustaa nimenomaan murtumariskiä lonkassa, luun mineraalipitoisuus 

täytyy mitata reisiluun kaulasta. (Blake et al., 1999; Cummings et al., 1993; 

Duodecim, 2000; Jurvelin & Kröger, 2003; Laskey, 1995; Njeh & Genant, 2000.) 

Maailman terveyssäätiö (WHO) on vakiinnuttanut käytännön luun 

mineraalipitoisuuden mittaamisesta osteoporoosin diagnosoimisessa (NIH, 2000). 

Luun mineraalipitoisuuden mittaus perustuu nykyään useimmiten menetelmään, 

jossa tutkitaan kahden erienergisen röntgensäteen absorptiota kudoksessa (Kormano, 

1998). Tutkimuksiin käytettävää kaksienergistä röntgenabsorptiometriaa (DXA) 

edelsivät mm. yksienerginen röntgenabsorptiometria (SXA) ja jo 1960-luvulla 

11

käytetyt gammasäteilyn vaimenemisen mittaamiseen perustuvat laitteet: 

yksienerginen fotoniabsorptiometria (SPA) ja kaksienerginen gammatransmissio 

(DPA) (Jurvelin & Kröger, 2003). Tavallinen röntgenkuvaus ei sovellu 

osteoporoosin tutkimiseen, sillä vasta yli 35 %:n lasku mineraalipitoisuudessa näkyy 

röntgenkuvassa (Njeh & Genant, 2000). 

1.2 TUTKIMUKSEN TAVOITTEET 

Kattavaa tutkimusta erilaisista luun mineraalipitoisuuden mittalaitteista ja mittausten 

aiheuttamasta säteilyaltistuksesta potilaille ei ole Suomessa aiemmin tehty. 

Muutamilla yksittäisillä laitteilla tehdyissä annosmäärityksissä luun 

mineraalipitoisuuden mittauksista potilaalle aiheutuneet pinta-annokset ovat olleet 

Suomessa enintään 0,3 mGy ja efektiiviset annokset enintään joitakin kymmeniä 

mikrosievertejä (µSv) yhden alueen mittausta kohti. (Anon., 2005; Duodecim, 2000.) 

Tämän diplomityön ensisijaisena tavoitteena on selvittää potilaan säteilyaltistus 

röntgensäteilyn käyttöön perustuvissa luun mineraalipitoisuuden mittauksissa 

Suomessa ja kehittää sopiva menetelmä potilaan säteilyaltistuksen määrittämiseksi 

erityyppisillä laitteilla tehtävissä tutkimuksissa käyttämällä jo olemassa olevia 

mittausmenetelmiä kyseisen altistuksen määrittämiseen. Mittausmenetelmää voidaan 

käyttää jatkossa rutiininomaisesti potilasannosten määrittämiseen, sillä sosiaali- ja 

terveysministeriön asetus velvoittaa määrittämään potilaan säteilyaltistuksen 

röntgentutkimuksissa (STMa 423/2000). Työn perusteella saadaan lisäksi alustavaa 

tietoa Säteilyturvakeskukseen tekeillä olevaan valtakunnalliseen 

potilasannosrekisteriin. Tarkoituksena on kartoittaa Suomessa käytössä olevien luun 

mineraalipitoisuuden mittalaitteiden toimintaperiaatteet. Lisäksi on tarkoitus selvittää 

tehtyjen mittausten lukumäärä potilasta kohti ja tutkimusmäärät. 

12

2 LUUN MINERAALIPITOISUUDEN MITTAA- 

MINEN 

Luun mineraalipitoisuus voidaan määrittää joko sentraalisesta eli aksiaalisesta 

luustosta tai perifeerisestä luustosta. Sentraalisen luuston mineraalipitoisuus mitataan 

useimmiten lannerangasta tai reisiluun kaulasta. Perifeerisen luuston 

mineraalipitoisuus voidaan sen sijaan mitata esim. kantaluusta, ranteesta, sormista, 

sääriluusta tai kyynärvarresta. Luun mineraalipitoisuutta voidaan tutkia edellisten 

lisäksi myös koko kehosta. (Huopio, 2004.) Sentraalisen luuston yleisimpiin 

ionisoivaa säteilyä käyttäviin mittausmenetelmiin kuuluvat kaksienerginen 

röntgenabsorptiometria (DXA) ja kvantitatiivinen tietokonetomografia (QCT). 

Perifeeristä luuta mitataan perifeerisellä kaksienergisellä röntgenabsorptiometria- 

(pDXA), perifeerisellä kvantitatiivisella tietokonetromografia- (pQCT) ja 

röntgenabsoptiometrialaitteella (RA). (Jurvelin & Kröger, 2003; Alara, 2004.) 


MITTALAITTEET 

2.1.1 Röntgenabsorptiometria (RA) 

Röntgenabsorptiometria oli ensimmäinen kvantitatiivinen tekniikka, jolla voitiin 

arvioida kuori- ja hohkaluun mineraalipitoisuutta (g/cm 2 ). RA-tekniikassa 

esimerkiksi sormista otetaan röntgenkuva, jonka tummuutta analysoidaan optisella 

tiheysmittarilla. Luun mineraalipitoisuus määritellään vertaamalla otettua 

röntgenkuvaa laitteessa olevan alumiinikiilan referenssipaksuuden sisältämiin 

tiheysarvoihin. 

13

Luun absorboima säteily riippuu kyseistä luuta ympäröivän pehmytkudoksen 

määrästä. RA-tekniikassa tätä pehmytkudoksen määrän vaihtelua ei ole otettu 

huomioon ja siksi kyseistä tekniikkaa voidaankin käyttää ainoastaan sellaisten luiden 

mineraalipitoisuuden mittaamiseen, joiden ympärillä on vain hieman pehmytkudosta. 

RA soveltuukin parhaiten luun mineraalipitoisuuden mittaamiseen esim. sormi-, 

varvas- tai kämmenluista. Röntgenabsorptiometriatekniikalla toteutettua luun 

mineraalipitoisuuden mittalaitetta edustaa mm. Alaran MetriScan (Alara Inc., USA), 

jossa luun mineraalipitoisuus mitataan kolmesta sormesta (kuva 2.1). (Alara, 2004; 

Njeh et al., 1999.) 

2.1.2 Perifeerinen kaksienerginen röntgenabsorptiometria, pDXA 

Perifeerisen luuston mittaamiseen tarkoitettua pDXA-laitetta (peripheral Dual energy 

X-ray Absorptiometry) käytetään mm. silloin, kun halutaan vähentää säteilyaltistusta 

tai kun halutaan alustavasti tietää potilaan luun mineraalipitoisuus. Potilaan 

säteilyaltistus on pDXA-laitteissa rajoitettu perifeeriselle alueelle, joka ei ole yhtä 

herkkä säteilylle kuin esimerkiksi keskivartalo, jossa sijaitsevat kaikki 

säteilyaltistuksen kannalta tärkeät elimet. 

Kuva 2.1. Röntgenabsorptiometriaan perustuva perifeeris en luun mineraalipitoisuuden mittalaite Alara 

MetriScan (Alara, 2004). 

14

Lunarin perifeerinen luun mineraalipitoisuuden laite PIXI (GE Lunar Corporation 

Inc., USA) eroaa mittaustavaltaan perinteisistä pDXA-laitteista (kuten Osteometerin 

DTX-200), sillä siinä koko tutkittava alue säteilytetään kerralla. Lunarin PIXI:ssä 

käytetään CCD-kennoa (80 mm x 100 mm), joka mittaa kennoon tulevan 

röntgensäteilyn intensiteetin. Laitteen kaksienergisyys toimii siten, että ensin 

tutkittava alue säteilytetään 55 kV:n ja sen jälkeen 80 kV:n jännitteellä tuotetulla 

röntgensäteilyllä. Molempien osuuksien kesto on noin 1 s, kokonaistutkimusajan 

ollessa noin 5 s. Luun mineraalipitoisuus voidaan mitata Lunarin PIXI-laitteella joko 

kantapäästä tai kyynärvarresta (kuva 2.2). Mittauksen jälkeen laite ilmoittaa mitatun 

mineraalipitoisuuden lisäksi tutkimuskohdan mineraalimäärän ja tutkitun alan, mutta 

näitä ei yleensä käytetä hyväksi kliinisessä työssä. 

Osteometerin DTX-200 (OSI Systems Inc., USA) toimii vakiojännitteellä 55 kV ja 

laitteen kaksienergisyys aikaansaadaan käyttämällä tinaa k-reunasuodattimena. 

Laitteen ilmaisin koostuu kahdesta päällekkäisestä tuikeilmaisimesta, joista toinen 

ilmaisee lähinnä röntgensäteilyn matalaenergistä osaa ja toinen jäljelle jäävää 

korkeaenergistä osaa. Laitteessa on sisäänrakennettuna kalibrointimenetelmä, joka 

vertaa mittauskohdan luun mineraalipitoisuusarvoa alumiinin referenssipaksuuteen. 

DTX-200 (kuva 2.3) mittaa luun mineraalipitoisuuden pyyhkäisevällä 

kuvanmuodostustavalla, jota käsitellään enemmän luvussa 2.2.1. Osteometerin 

perifeerisen laitteen mittausaika on 4.5 min ja sillä voidaan mitata ainoastaan kyynär- 

ja värttinäluun mineraalipitoisuutta (kyynärvarressa on 65 % hohkaluuta ja 35 % 

kuoriluuta). 

Kuva 2.2. Lunarin PIXI pDXA-laite (GE Lunar, 2001). 

15

Kuva 2.2. Osteometer DTX-200 pDXA-laite (Osteometer, 2004). 

Kantapään mineraalipitoisuuden mittaaminen tarjoaa hyvän vaihtoehdon luun 

mineraalipitoisuuden tutkimiseen, sillä kantapään hohkaluupitoisuus on kyynärluuta 

korkeampi (kantapäässä on 90 - 95 % hohkaluuta). Suurempi hohkaluupitoisuus 

ennustaa paremmin osteoporoottisen murtuman riskiä, koska hohkaluu on 

rakenteeltaan huokoista (ks. luku 1.1). (Cummings et al., 1993; GE Lunar, 2001; 

Njeh et al., 1999; Osteometer, 2004; Vogel et al., 1988.) 

2.1.3 Perifeerinen kvantitatiivinen tietokonetomografia, pQCT 

Perifeerisen luun mittaamiseen tarkoitettu pQCT-laite (peripheral Quantitative 

Computed Tomography) kehitettiin alun perin hohka- ja kuoriluupitoisen 

värttinäluun mineraalimäärän (BMC, bone mineral content) ja todellisen 

mineraalipitoisuuden (BMD, bone mineral density) mittaamiseen (Njeh & Genant, 

2000). Perifeerinen QCT-mittaus mahdollistaa luun todellisen mineraalitiheyden 

mittaamisen (g/cm 3 ) ja menetelmä on mittaustarkkuudeltaan ja toistettavuudeltaan 

hyvä. (Jurvelin & Kröger, 2003; Sievänen et al., 1998.) 

Yleisimmin pQCT-laitteella mitataan kantaluun, ranteen tai sormiluun 

mineraalitiheyttä. Mittauksen helppous ja mahdollisuus laskea kuori- ja hohkaluun 

16

mineraalitiheys ja -pitoisuus erikseen (Njeh et al., 1999), ovat tehneet pQCT- 

mittauksesta hyvän vaihtoehdon DXA-mittaukselle. Ennen varsinaisen mittauksen 

aloittamista pQCT-laitteella otetaan ns. karttakuva (scoutview). Karttakuvan avulla 

tarkistetaan tutkittavan alueen koko, esim. ranteen leveys, ja tämän perusteella 

päätetään varsinaisen tutkimuksen alue. Yleisimmissä pQCT-laitteissa mittaus 

tehdään yhdestä kohdasta kyynärluuta. Uusimmissa laitteissa voidaan ottaa myös 

monta saman paksuista leikettä. Stratecin XCT 3000-laite (Stratec/Norland Medical 

Systems Inc, USA) toimii 60 kV:n jännitteellä ja kapeaa röntgensädekeilaa 

suodatetaan alumiinilla (6 mm) ja kuparilla (0.5 mm) (kuva 2.4). Laitteen ilmaisin 

koostuu 12:sta kadmium-telluridi-rivi-ilmaisimesta. Potilaan ranteesta otetaan 

Stratecin XCT 3000-laittella yksi 2,5 mm paksuinen leike, jossa käytetään 15 

projektiota. Perifeerisen QCT-menetelmän etu DXA-menetelmään verrattuna on, 

että menetelmä kertoo luun mineraalipitoisuuden lisäksi mitatun alueen kuori- ja 

hohkaluupitoisuuksien suhteen toisiinsa. (Sievänen et al., 1998.) Perifeerisen luuston 

mineraalipitoisuuden laitteiden tarkempi esittely löytyy liitteestä 1. 

Kuva 2.4. Stratecin XCT-3000 pQCT-laite (Stratec, 2005). 

17


MITTALAITTEET 

2.2.1 Kaksienerginen röntgenabsorptiometria, DXA 

Luun mineraalipitoisuus määritetään yleisimmin ns. DXA-laitteella (Dual energy X- 

ray Absorptiometry), jota joskus kutsutaan myös DEXA-laitteeksi. DXA-laitteet ovat 

olleet kliinisessä käytössä 1980-luvun lopulta asti. DXA-laitteiden toiminta perustuu 

kahden spektriltään erilaisen röntgensäteilyn tuottamiseen ja niiden vaimenemisen 

mittaamiseen röntgensäteilyn lävistäessä mittauskohteen. Laitteissa käytetyillä 

matalilla fotonienergia-arvoilla (30 - 140 keV) vaimennuksen energiariippuvuudella 

on käytössä ainoastaan kaksi vapausastetta: vaimennus voidaan esittää hyvällä 

tarkkuudella kaikille biologisille kudoksille kahden erilaisen prosessin 

yhteisvaikutuksena. Toinen näistä prosesseista kuvaa likimain valosähköistä 

absorptiota ja toinen Comptonin sirontaa. Valosähköisen absorption ja Comptonin 

sironnan osuus röntgensäteilyn vaimenemisesta on erilainen luu- ja 

pehmytkudokselle ja siksi luu- ja pehmytkudoskomponenttien erottaminen kuvasta 

on mahdollista. Valosähköinen absorptio on verrannollinen atomin järjestysluvun 

neljänteen potenssiin ja on siksi hallitseva kalsiumissa. Comptonin sironta taas on 

elektronitiheyden funktio ja siksi vallitseva pehmytkudoksessa. (Blake et al., 1999; 

Genton et al., 2002; Jurvelin & Kröger, 2003; Kormano, 1998.) 

Mikäli samasta kohteesta otetaan kuva kahdella eri fotonienergialla, voidaan tulos 

esittää kahden eri materiaalin muodostamana kuvana, kuten tehdään luun 

mineraalipitoisuuden mittalaitteissa. (Tapiovaara et al., 2004.) Mikäli 

tutkimuskohdassa on kolmattakin kudosmateriaalia, näkyy se luu- ja 

pehmytkudoksen kombinaationa. Luun mineraalipitoisuuden mittalaitteissa ei käytetä 

kolmienergistä kuvaussysteemiä, sillä kolmas vapausaste ei toisi mittaukseen 

lisäinformaatiota. (Brody et al. 1981; Chuang & Huang, 1987; Tapiovaara et al., 

2004; Tothill et al., 1994.) 

18

Vaimenemisen riippuminen fotonienergiasta on eri materiaaleissa erilainen. 

Käyttämällä kahta fotonienergiaa ja vertaamalla matalamman ja korkeamman 

energian vaimenemista saadaan pehmytkudoksesta aiheutuvat virheet minimoitua. 

Röntgensäteilyn energiaspektri on jatkuva, mutta kuvan muodostamiseen vaikuttavat 

vain sellaiset suurienergiset fotonit, jotka pystyvät läpäisemään potilaan. 

Suodatuksen avulla röntgensäteilystä poistetaan pienempienergistä osaa, joka ei ole 

tarpeellista kuvauksen kannalta. Tarvittavan energian suuruus riippuu kuvattavan 

kohdan paksuudesta ja tiheydestä. Mitä paksumpaa kohtaa kuvataan, sitä isompi osa 

matalaenergisestä röntgenspektristä suodattuu pois. Suodatuksen avulla poistettu 

pienempienerginen röntgensäteilyn osa aiheuttaa säteen kovenemista. Tämä 

tarkoittaa sitä, että röntgensäteilyn spektri siirtyy korkeamman efektiivisen energian 

suuntaan. Röntgenspektrin efektiivinen energia ei siis pysy vakiona koko DXA- 

tutkimuksen ajan ja tämä aiheuttaa virhettä DXA-mittaustuloksiin. 

Yksinkertaistetussa mallissa, jossa lähde oletetaan monokromaattiseksi, voidaan 

DXA-laitteissa käytetyn röntgensäteilyn vaimeneminen luussa ja pehmytkudoksessa 

esittää yhtälöillä 2.1 ja 2.2 (Blake et al. 1992). 

⎛ μ ⎞ ⎛ μ ⎞ 

− M ⎜ ⎟ − M ⎜ ⎟ 

s b 

⎝ ρ ⎠ 

I 

s, 

1 ⎝ ρ ⎠b, 

1 

1 

= I 

01, 

e 

I 

2 

= I 

0, 

2 

e 

− 

⎛ μ ⎞ ⎛ μ ⎞ 

M ⎜ ⎟ − M ⎜ ⎟ 

s 

b 

⎝ ρ ⎠s, 

2 ⎝ ρ ⎠b, 

2 

missä I i = vaimennetun röntgensäteilyn intensiteetti energialla i 

I 0,i = vaimentamattoman röntgensäteilyn intensiteetti energialla i 

M j = aineosan j pinta-alamassa (g/cm 2 ) 

(µ/?) i,j = massavaimennuskerroin (cm 2 /g) aineosalle i energialla j 

(2.1) 

(2.2) 

19

Alaviitteet s ja b kuvaavat pehmytkudosta ja luuta vastaavasti. Yllä olevista 

yhtälöistä saadaan yhtälöt 2.3 ja 2.4 mineraalipitoisuuden Mj lausekkeille 

M 

s 

M 

b 

⎛ ⎛ μ ⎞ ⎞ 

⎜ ⎜ ⎟ ⎟ 

⎜ ⎝ ρ ⎠ ⎛ ⎞ ⎛ ⎞ 

b, 

1 ⎟ 

⎜ 

I 

⎜ ⎟ 

2 ⎟ ⎜ 

I 

ln −ln 

1 ⎟ 

⎜⎛ 

μ⎞ 

⎟ 

⎜ I ⎟ ⎜ ⎟ 

⎜ ⎟ ⎝ 0, 

2 

I 

⎠ ⎝ 0, 

1⎠ 

⎜ ⎟ 

⎝⎝ 

ρ ⎠b, 

2 

= 

⎠ 

⎛ ⎛ μ ⎞ ⎞ 

⎜ ⎜ ⎟ ⎟ 

⎛ μ ⎞ ⎛ μ ⎞ ⎜ ⎝ ρ ⎠b1, 

⎟ 

⎜ ⎟ −⎜ 

⎟ ⎜ ⎟ 

⎝ ρ ⎠s 

1, ⎝ ρ ⎠s, 

2⎜ 

⎛ μ ⎞ 

⎜ ⎟ 

⎟ 

⎜ ⎟ 

⎝⎝ 

ρ ⎠b, 

2 ⎠ 

⎛ ⎛ μ ⎞ ⎞ 

⎜ ⎜ ⎟ ⎟ 

⎜ ⎝ ρ ⎠ ⎛ ⎞ ⎛ ⎞ 

s, 

1 ⎟ 

⎜ 

I 

⎜ ⎟ 

2 ⎟ ⎜ 

I 

ln − ln 1 ⎟ 

⎜⎛ 

μ⎞ 

⎟ 

⎜ I ⎟ ⎜ ⎟ 

⎜ ⎟ ⎝ 0, 

2 

I 

⎠ ⎝ 01, 

⎠ 

⎜ ⎟ 

⎝⎝ 

ρ ⎠s, 

2 

= 

⎠ 

⎛ ⎛ μ ⎞ ⎞ 

⎜ ⎜ ⎟ ⎟ 

⎛ μ ⎞ ⎛ μ ⎞ ⎜ ⎝ ρ ⎠s, 

1 ⎟ 

⎜ ⎟ −⎜ 

⎟ ⎜ ⎟ 

⎝ ρ ⎠b, 

1 ⎝ ρ ⎠b, 

2⎜ 

⎛ μ ⎞ 

⎜ ⎟ 

⎟ 

⎜ ⎟ 

⎝⎝ 

ρ ⎠s, 

2 ⎠ 

missä M b on mitattu luun mineraalipitoisuus (BMD). 

20 

(2.3) 

(2.4) 

DXA-laitteissa on edeltäviä tekniikoita (DPA, dual photon absorptiometry; SPA, 

single photon absorptiometry) parempi röntgensäteen rajaus, mikä parantaa 

mittauksen paikkaerotuskykyä (Limpaphayom, 2003). Myös mittaustarkkuus on 

parempi, sillä DXA-laitteessa käytetään matalavirtaista röntgenputkea ja laitteella 

tuotettu fotonimäärä on suurempi kuin DXA:ta edeltävissä laitteissa. Kuvantamisaika

on DXA-laitteilla lyhyempi kuin DPA-laitteilla, joissa röntgenputken sijaan 

käytettiin radionuklidilähdettä. DXA-laitteet ovat myös stabiilimpia kuin 

radionuklidilähteellä toimivat DPA-laitteet, sillä DPA-laitteiden lähteen aktiivisuus 

laskee puoliintumisajasta riippuen. DXA-laitteiden kalibrointi taas on lähes 

muuttumaton pitkälläkin aikavälillä. (Blake et al., 1999; Laskey 1996; Njeh et al., 

1999.) 

Markkinoilla olevien eri valmistajien DXA-laitteiden toteutus on yksilöllinen. Kaikki 

sentraaliset laitteet koostuvat kuitenkin generaattorista, röntgenputkesta, 

potilaspöydästä, ilmaisimesta ja tietokoneesta. Esimerkki DXA-laitteesta on esitetty 

kuvassa 2.5. Valmistajien väliset erot liittyvät korkea- ja matalaenergisen 

röntgensäteilyn tuottamiseen, rajaamiseen ja suodatukseen sekä itse 

säteilynilmaisimeen, kuvausgeometriaan ja kalibrointitekniikkaan. Kaikkien DXA- 

laitteiden toiminta perustuu pyyhkäisevään kuvausgeometriaan eli piste- tai 

viivapyyhkäisyyn, sillä sironneesta säteilystä ei ole juurikaan ongelmaa laitteissa, 

joissa kuva muodostetaan pyyhkäisemällä pientä säteilykeilaa käyttäen. 

Kuva 2.5. Yleiskuva DXA-laitteesta. Röntgenputki sijaitsee potilaan alapuolella ja ilmaisinrivi 

potilaan yläpuolella. (Hologic, 1999.) 

21

a) b) 

Kuva 2.6. Pyyhkäisevän kuvanmuodostuksen toimintaperiaate. Kuvassa a) pistepyyhkäisy ja kuvassa 

b) potilaan yli kerralla tapahtuva viivapyyhkäisy. (Kahlos, 2004.) 

Kuvaan tuleva sironnut säteily heikentäisi mittauksen tarkkuutta ja kuvakontrastia ja 

lisäksi potilaiden paksuuserot aiheuttaisivat sironnan kanssa oman virheensä 

mittaustulokseen. (Blake et al., 1999.) Yksityiskohtaisempi laitevertailu Suomesta 

käytetyistä sentraalisen luun mineraalipitoisuuden laitteista on esitetty liitteessä 2. 

Pistepyyhkäisyssä käytetään pientä säteilykeilaa, joka rajataan pienen, halkaisijaltaan 

millimetriluokkaa olevan reiän avulla pistemäiseksi. Kapea säteilykeila pyyhkii 

tutkittavan alueen yli ja säteilykeilan kokoinen tai hieman sitä suurempi 

säteilynilmaisin kulkee potilaan yläpuolella keilan mukana ja mittaa potilaan 

läpäisseen säteilyn intensiteetin. Pistepyyhkäisyn haittapuolena on röntgenputken 

suuri kuormitus ja pitkä kuvausaika, ja siksi kyseistä pyyhkäisytapaa käytetäänkin 

nykyään lähinnä vain luun mineraalipitoisuuden mittalaitteissa. (Tapiovaara et al., 

2004.) Pistepyyhkäisyynkin perustuvissa laitteissa on osittain siirrytty käyttämään 

lyhyttä viivamaista säteilykeilaa ja useita ilmaisimia, jolloin kuvausaika on 

huomattavasti aiempaa lyhyempi.. 

Viivapyyhkäisyyn perustuvat laitteet pyyhkäisevät potilaan yli kerran koko säteen 

leveydeltä (kuva 2.7) tai skannaamalla potilaan yli kapeammalla säteellä nopeuttaen 

mittaustapahtumaa (Njeh & Genant, 2000.) Viivapyyhkäisyssä käytetty viuhka 

saadaan aikaiseksi käyttämällä röntgensäteen rajaukseen kapeaa rakomaista aukkoa. 

Kapeammalla säteilykeilalla toteutettua viivapyyhkäisyä käyttää esimerkiksi Lunar 

22

Kuva 2.7. Viivapyyhkäisyssä käytetty rivi-ilmaisin. Tutkittava alue pyyhkäis tään kerralla kokonaan. 

(Hologic, 1999.) 

Prodigy-laite (GE Lunar Corp., USA), jossa tutkimusalue kuvataan suoraviivaisella 

rasteripyyhkäisyllä. Viivapyyhkäisystä voidaan saada lähes samanveroinen sironneen 

säteilyn poisto kuin pistepyyhkäisystä, mutta merkittävästi pienemmillä 

kuvausajoilla ja röntgenputken kuormituksella (Tapiovaara et al., 2004.) 

Kuvanlaadun parantaminen viuhkageometrian ja laitteissa käytettävien suurempien 

virta-arvojen avulla on kuitenkin lisännyt potilaan säteilyaltistusta. (Jurvelin & 

Kröger, 2003.) 

Pistepyyhkäisyä käyttävillä vanhemmilla DXA-laitteilla kuvaus kestää kahdesta 

kuuteen minuuttiin. Viuhkapyyhkäisyyn perustuvien DXA-laitteiden kuvausaika on 

10–90 s, sillä käytetyn säteen keila on alaltaan huomattavasti isompi ja kyseisissä 

laitteissa tehdään monta mittausta kerralla. Koko kehon kuvausaika on 4,5-6 min. 

(GE Lunar, 2003; Hologic, 1999.) 

Viuhkasäteeseen perustuvat DXA-laitteet ovat parantaneet kuvan laatua lähes 

diagnostisten, kuvantavien röntgenlaitteiden tasolle. DXA-kuva ei kuitenkaan ole 

diagnostinen, eikä sillä pitäisi vahvistaa tai poissulkea poikkeavuutta. Kuvan 

diagnostisuudella tarkoitetaan tässä sitä, että DXA-laitteilla saatava esim. reisiluun 

kaulan kuva esittää reisiluun kaulaa sillä tarkkuudella, että luun koko ja rajattava alue 

23

saadaan selville. Itse luun heikenneet kiinnityskohdat eivät kuitenkaan näy DXA- 

kuvassa. (Theodorou & Theodorou, 2002.) DXA-laitteiden paikkaerotuskyky ei 

nykyisellään myöskään ole riittävä esimerkiksi murtumien diagnosointiin 

(Tapiovaara et al., 2004). 

Kaksienerginen röntgensäde tuotetaan eri valmistajien laitteissa toisistaan 

poikkeavasti, mutta käytetyt energiat on valittu siten, että pehmytkudoksen ja luun 

erottaminen analysointikohdasta saadaan tehtyä (Adams, 1997). Lunarin ja 

Norlandin (Norland Medical Systems Inc., USA) röntgenputket toimivat 

vakiojännitteellä ja niiden aikaansaama röntgensäde saadaan jaettua korkea- ja 

matalaenergisen säteilyn alueeseen k-reunasuodattimella. (Adams, 1997; Genton et 

al., 2002; Laskey, 1996.) Markkinoilla olevista laitteista Hologicin (Hologic Inc., 

USA) laitteet käyttävät pulssaavan jännitteen toimintoa, joka vaihtaa 

röntgengeneraattorin jännitteen nopeasti korkeammasta matalammaksi ja päinvastoin 

korkea- ja matalaenergisemmän säteilyn aikaansaamiseksi. 

Lunarin DXA-laitteissa K-reunasuodattimena käytetään ceriumsuodatinta, jonka 

avulla (K-absorptioreuna on 40,45 keV) röntgensäteen jatkuva spektri (kuva 2.8a) 

suodatetaan kaksihuippuiseksi siten, että huippujen energiat ovat joko 38 keV tai 70 

keV. Valitut jännitteet perustuvat mm. siihen, että pehmytkudos ja luu on helpointa 

erottaa toisistaan mahdollisimman matalilla ja toisiaan lähellä olevilla jännitteillä 

(kuva 2.8b). (Kahlos, 2004.) Kuvassa 2.8c on tarkasteltu ceriumin paksuuden 

vaikutusta röntgensäteen spektrin suodatukseen, kun alumiinisuodatus pidettiin 

vakiona. Potilaan läpäissyttä säteilyä mitataan K-reunasuodatinta käyttävillä laitteilla 

kahdella päällekkäisellä säteilynilmaisimella, joista päällimmäinen ilmaisin havaitsee 

ja absorboi pääasiallisesti spektrin pienienergisempää (pehmeämpää) osaa ja 

alimmainen suurempienergisiä fotoneita (spektrin kovempi osa). Lunarin DXA- 

laitteissa käytetään kadmium-sinkki-telluridi-puolijohdedetektoreita. Kahdella 

päällekkäisellä säteilynilmaisimella toteutetun kaksienergiakuvauksen 

röntgensäteilyn spektri pysyy samana koko kuvauksen ajan. (Tapiovaara et al., 

2004.) 

24

a) b) 

c) 

d) 

Intensiteetti 

Intensiteetti 

1,40E+03 

1,20E+03 

1,00E+03 

8,00E+02 

6,00E+02 

4,00E+02 

2,00E+02 

0,00E+00 

5,00E+02 

4,50E+02 

4,00E+02 

3,50E+02 

3,00E+02 

2,50E+02 

2,00E+02 

1,50E+02 

1,00E+02 

5,00E+01 

0,00E+00 

0,00E+00 5,00E+01 1,00E+02 

0,00E 

+00 

Fotonienergia (keV) 

5,00E 

+01 

1,00E 

+02 

1,50E 

+02 

Fotonienergia (keV) 

2,00E 

+02 

suodatus: 0,2 mm Al 

+ 0,11 mm Ce 


+ 0,3 mm Ce 


+ 0,2 mm Ce 


+ 0,08 mm Cu 


+ 0,08 mm Cu 

Kuva 2.8. Jatkuva röntgenspektri (a), luun, pehmytkudoksen ja rasvan absorboituminen eri energioilla 

(b), luun mineraalipitoisuuden mittauksissa käytetty kaksihuippuinen ceriumsuodatettu röntgenspektri 

(c) ja pulssaavan jännitteen spektrit (d). (kuvat (a) ja (b): Blake et al., 1999; s. 58 ja 60.) 

25

Norlandin DXA-laitteissa on ceriumsuodattimen sijaan samariumsuodatin (K- 

absorptioreuna 46,85 keV). Norlandin DXA-laitteet toimivat samalla tavalla kuin 

Lunarin DXA-laitteet lukuun ottamatta potilaan paksuuden mittaavaa ominaisuutta. 

Potilaan paksuus mitataan Norlandin laitteissa lyhyellä röntgensäteilypulssilla ennen 

varsinaisen luun mineraalipitoisuuden mittauksen aloittamista. Norlandin DXA- 

laitteet valitsevat automaattisesti sopivan röntgensäteen suodatuksen mitatun 

potilaspaksuuden perusteella. Norlandin DXA-laitteissa käytetään kahta NaI- 

tuikeilmaisinta korkea- ja matalaenergisen röntgensäteen havaitsemiseksi. 

Lähempänä potilasta oleva ohut (0,3 mm) ilmaisin havaitsee matalaenergiset fotonit 

ja jälkimmäinen ilmaisin (paksuus 7 mm) korkeaenergiset fotonit. Norlandin 

laitteissa käytetty samariumsuodatin koostuu neljästä osasta, joista yksi on käytössä 

aina ja kolme muuta on valittavissa vapaasti. Aina käytössä olevan osa sisältää 0,6 

g/cm 2 samariumia. Vapaasti valittavissa olevat sisältävät vastaavasti joko 0,12 g/cm 2 , 

0,24 g/cm 2 tai 0,48 g/cm 2 samariumia. Tämän neliosainen suodattimen ansiosta 

suodatus voidaan optimoida kullekin potilaspaksuudelle putkijännitteen pysyessä 

vakiona. (Blake et al., 1999; Sievänen et al., 1992.) 

Kahden kuvausenergian aikaansaamiseksi jotkut laitteet säteilyttävät kunkin 

kuvauspisteen käyttämällä kahta eri jännitettä ja suodatusta. Esimerkiksi Hologicin 

laitteissa käytetty pulssaavan jännitteen tekniikka aikaansaadaan edellä mainitulla 

tavalla. Tälläkin tavalla toteutetun kaksienergisen röntgensäteen molemmat spektrit 

ovat jatkuvia, mutta ne muuttuvat säteilytyksen aikana jännitteen vaihtuessa. Myös 

röntgensäteen suodatus muuttuu jännitteen vaihtuessa. Kuvassa 2.8d on esitetty 100 

kV:n ja 140 kV:n spektrit vaihtuvilla suodatuksilla. Hologicin DXA-laitteissa 

käytetään perussuodattimena alumiinia ja lisäsuodatuksena kuparia. Laitteissa on 

säteilydetektorina puolijohdeilmaisin pistepyyhkäisylaitteissa tai 

puolijohdeilmaisinrivi viivapyyhkäisylaitteissa. Ilmaisin liikkuu samanaikaisesti c- 

kaaren toisessa päässä olevan röntgenputken kanssa. Röntgensäteilykeila suodatetaan 

pyörivällä suodatinkiekolla, jossa on tieto suodatuksen vaikutuksesta ilmassa, luussa 

ja pehmytkudoksessa. Röntgensäteen saapuessa ilmaisimelle säde sisältää tiedon 

röntgensäteen absorptio-ominaisuuksista potilaassa ja kalibrointimateriaalissa. 

Tulosten analysointiin riittää tällöin yksi ilmaisin (puolijohdeilmaisin tai – 

ilmaisinrivi). (Blake et al., 1999; Njeh et al., 1999; Tapiovaara et al., 2004.) 

26

DXA-laitteilla mitataan yleisimmin lannerangan (nikamat L1-L4) tai reisiluun kaulan 

mineraalipitoisuutta. Molemmat tutkimuskohdat mitataan siten, että potilas makaa 

tutkimuspöydällä selällään, röntgenputken sijaitessa potilaan alapuolella. Tämän 

takia lannerankatutkimus tehdään PA-kuvaussuunnassa, eikä AP-suunnassa, kuten 

usein sanotaan. DXA-laitteilla mitatut luun mineraalipitoisuuden tulokset ilmaistaan 

nk. pinta-alatiheyksinä ([BMD] = g/cm 2 ). Menetelmällä ei voi mitata luun todellista 

mineraalitiheyttä (g/cm 3 ). Joissain DXA-laitteissa (esim. Hologicin valmistama 

Discovery A) on kuitenkin nykyään lisäominaisuus, jonka avulla myös todellinen 

mineraalitiheys saadaan laskettua: Aluksi mitataan muutaman nikaman läpimitta 

etusuunnassa (PA-suunnassa) ja sen jälkeen lannerangan nikamien L1-L4 paksuus 

sivusuunnassa (lateraali-DXA). Mineraalitiheys saadaan jakamalla PA-DXA:n tulos 

nikaman sivusuunnan paksuudella. (Gugliemi, 1995.) 

Mittaustulosten tulkinnan yhtenäistämiseksi DXA-mittausten tuloksia on alettu 

vertailla toisiinsa nk. T- ja Z-arvojen avulla, koska eri mittalaitteilla saatavat 

absoluuttiset tiheysarvot vaihtelevat joskus suurestikin toisistaan. T-arvo kertoo luun 

mineraalipitoisuusarvon poikkeaman nuorten aikuisten viitearvosta ja Z-arvo taas 

poikkeaman oman ikäluokan viitearvosta. Viitearvot on yleensä jaettu ikäluokkiin 10 

vuoden välein siten, että esim. 30–39-vuotiaat kuuluvat samaan ikäluokkaan. 

Viitearvojen valintaan vaikuttaa myös tutkittavan etninen tausta ja sukupuoli. 

Viitearvot syötetään kaikkien mittalaitteiden tietokantoihin niin, että jokaiseen 

tutkimukseen voidaan valita potilaskohtaisesti oikea viitearvoryhmä. (Blake et al., 

1999.) 

Luun mineraalipitoisuuden mittaustuloksia voidaan luotettavasti verrata toisiinsa 

vain, mikäli tutkittavan luun mineraalipitoisuus on mitattu aiemmin samalla laitteella 

ja tutkimusohjelmalla. Potilastutkimuksissa käytetyn viitearvon pitäisi myös olla 

sama kuin aiemmalla kerralla, sillä kyseinen arvo voi vaihdella jopa laitekohtaisesti. 

Edellytyksenä diagnostiikan luotettavuudelle on laaja ja edustava vertailuaineisto. 

(Blake et al., 1999, s. 367–368.) Mittaustulokset eri valmistajien laitteiden välillä 

vaihtelevat suuresti, sillä DXA-laitteiden toimintamekanismi on kaikilla hieman 

erilainen. (Jurvelin & Kröger, 2003.) Mikäli DXA-tutkimuksia tehdään myös 

lapsipotilailla, tulokset käsitellään ilman viitearvoja, sillä vain harvassa 

27

tutkimuspaikassa oli käytössä viitearvoja lapsille. T-arvot voidaan esittää yhtälön 

2.10 avulla (Blake et al., 1999). 

T 

i 

x − x 

i 

= na 

(2.10) 

σ 

missä T i = mittaustuloksen poikkeama nuorten terveiden aikuisten viitearvosta 

x i = yksittäinen mittaustulos 

x na= nuorten terveiden aikuisten tulosten keskiarvo 

s = keskihajonta 

Z-arvoille saadaan vastaavasti yhtälö 2.11 (Blake et al., 1999). 

Z 

i 

x − x 

i 

σ 

= (2.11) 

missä Z i = mittaustuloksen poikkeama oman ikäluokan viitearvosta 

x i = yksittäinen mittaustulos 

x = oman ikäluokan tulosten keskiarvo 

s = keskihajonta 

T- ja Z-arvojen tulkinnassa käytetään kuvan 2.9 tapaista kuvaajaa. Mikäli mitattu 

luun mineraalipitoisuuden arvo on suurempi kuin keskiarvo, poikkeama on 

positiivinen ja tapauksessa, jossa mitattu mineraalipitoisuuden arvo on pienempi kuin 

keskiarvo, poikkeama on negatiivinen (Alara, 2004). Jos mittaamalla saadun luun 

mineraalipitoisuuden arvon poikkeama on yli 2.5 SD tai enemmän nuorten terveiden 

aikuisten suurimmasta saavutettavissa olevasta luun mineraalipitoisuuden arvon 

28

Kuva 2.9. DXA-mittauksien tulosten vertailussa käytettyjen T- ja Z-arvojen tulkitseminen. Sininen 

alue kuvaa normaalia luun mineraalipitoisuutta, keltainen osteopeniaa ja punainen osteoporoosia. 

(Kahlos, 2004.) 

keskiarvosta (T-arvo = -2.5), on kyse osteoporoosista. Mikäli luun mineraalipitoisuus 

on pienempi kuin 1 SD iänmukaisesta viitearvosta (Z-arvo = -1), voidaan muutosta 

pitää merkittävänä luun murtumariskin kannalta. Luun mineraalipitoisuuden 

huippuarvo saavutetaan 20–39-vuotiaana. Normaali luun mineraalipitoisuus ei takaa 

sitä, ettei tutkittava saa murtumaa, vaan sen, että murtumariski on pieni. (Duodecim, 

2000; Blake et al., 1999.) Edellä esitettyjä T- ja Z-arvoja käytetään myös 

perifeeristen DXA-laitteiden tulosten tulkinnassa. 

DXA-laitteilla tehtyjen mineraalipitoisuuden mittausten virhelähteet voidaan jakaa 

mittausperiaatteesta aiheutuviin, mittauksen suorituksen ja analysoinnin aikana 

syntyviin virheisiin. Mittauksissa tulisi ottaa huomioon potilaan oikeanlainen 

sijoittaminen (mm. asento ja etäisyys röntgenputkesta) ja oikean tutkimusalueen 

valinta (ROI, region of interest) ja sen rajaaminen tarvittaessa manuaalisesti, sillä 

nämä vaikuttavat mittauksen tarkkuuteen ja toistettavuuteen sekä tuloksien 

analysointiin. Myös potilaan liikkuminen mittauksen aikana vaikuttaa tulokseen. 

(Jurvelin & Kröger, 2003; Theodorou & Theodorou, 2002.) 

29

DXA-menetelmän ehdoton etu on sen mahdollisuus tutkia luun mineraalipitoisuutta 

paikallisesti eri puolilta kehoa. Lisäksi DXA-menetelmä on nopea, non-invasiivinen 

ja tarkka, vaikka mittausmenetelmä sisältääkin muutamia epätarkkuustekijöitä: 

DXA-analyysissä mittausalueen pehmytkudos mallinnetaan homogeeniseksi 

materiaaliksi ja koska esimerkiksi rasva- ja lihaskudoksen määrä mittausalueella ei 

ole vakio, aiheuttaa se virhettä mittaustuloksiin. Luun mineraalipitoisuusarvojen 

virheet saattavat kliinisissä tutkimuksissa olla jopa 20 % juuri pehmytkudoksen 

koostumuksen ja paksuuden aiheuttaman epähomogeenisuuden takia. Edellä 

mainitun virheen vaikutus tuloksiin voidaan kuitenkin minimoida, mikäli 

tutkimusalueen rasva- ja lihaskudosmäärän suhde toisiinsa tiedetään. Tässä 

tapauksessa tutkittavan alueen rasvaprosentti pitäisi kuitenkin mitata, eikä tällaisia 

laitteita tiettävästi ole. (Genton et al., 2002; Hakulinen et al., 2003; Jurvelin & 

Kröger, 2003; Laskey, 1996.) Epätarkkuustekijöistä huolimatta DXA-menetelmä on 

yksi käytetyimmistä luun mineraalipitoisuuden mittausmenetelmistä ja sen 

toistettavuus on hyvä (toistettavuusvirhe 0,5-2 %). Tutkimuksia verrattaessa tulee 

kuitenkin muistaa, että DXA-laitteiden mittaustulokset ovat laitekohtaisia. Edellä 

esitetty toistettavuusvirhe kuvaa toistettavuutta saman valmistajan samanlaisten 

laitteiden välillä. (Duodecim, 2000; Kormano, 1998.) 

2.2.2 Kvantitatiivinen tietokonetomografia, QCT 

Luuston mineraalipitoisuus voidaan määritellä myös käyttämällä kvantitatiivista 

tietokonetomografia- eli QCT-tutkimusta (Quantitative Computed Tomography). 

QCT-tutkimus on perinteisen tietokonetomografian laajennus, jolla voidaan mitata 

tutkimuskohdan hohkaluupitoisuus ympäröivän kuoriluun haittaamatta tutkimusta. 

QCT-mittauksessa kanturin (gantry) sisäpuolella, kuvausaukon eri puolilla on QCT- 

laitteen röntgenputki ja säteilyilmaisimet. Kuvauksen aikana mitataan 

röntgensäteilyn vaimeneminen ohuessa, potilaan pituussuuntaan nähden 

poikittaisessa tasossa. (Blake et al., 1999; Tapiovaara et al., 2004.) 

Kvantitatiivisen tietokonetomografian laitteet ovat olleet kliinisessä käytössä 1980- 

luvulta saakka. Sentraalinen QCT-mittaus tehdään tavallisella kliinisellä 

30

tietokonetomografialaitteella tai sellaisella, johon on lisätty ulkopuolinen luun 

mineraalipitoisuuden mittauksissa käytetty fantomi, jolla lasketut leikkeen CT-luvut 

saadaan kalibroitua luun mineraalipitoisuuden arvoiksi. Tämän mittausmenetelmän 

etu muihin mittausmenetelmiin verrattuna on kyky mitata todellista mineraalitiheyttä 

(g/cm 3 ) kuoriluusta tai hohkaluusta. Fantomilla tarkoitetaan tässä kappaletta, joka 

vastaa säteilyn vaimentumis- ja sirontaominaisuuksiltaan mahdollisimman hyvin 

potilasta. (Blake et al., 1999; Guglielmi, 1995; Njeh et al., 1999; Tothill, 1988.) 

Kvantitatiivisissa tietokonetomografiatutkimuksissa TT-kuvauksella saadaan aikaan 

kuva, jossa jokaisen pikseliä vastaavan vokselin lineaarinen vaimennuskerroin µ on 

esitetty Hounsfieldin yksiköissä (HU) ns. CT-lukuina (yhtälö 2.12). 

( μ − μ ) 

T 

W 

W 

CT − luku = 1000 HU ⋅ 

(2.12) 

μ 

missä CT-luku = säteilyn vaimenemista kuvaava luku (HU) 

µ T = kudoksen T lineaarinen vaimenemiskerroin (1/cm) 

µ W = veden lineaarinen vaimenemiskerroin (1/cm) 

Ennen varsinaisen mittauksen aloittamista tutkittavasta kohdasta otetaan karttakuva, 

jonka perusteella tehdään varsinainen QCT-mittaus, jossa leikkeen paksuus on 8- 

10mm (katso luku 2.1.3). Kukin leike otetaan nikaman keskikohdasta kääntämällä 

kanturia (gantry) nikamien suuntaisesti. Saatuja mittaustuloksia verrataan 

standardireferenssimateriaalilla (esim. K2HPO4) saatuihin 

mineraalipitoisuusarvoihin, joka sijoitetaan tutkimuksen ajaksi potilaan alapuolelle. 

Näitä tunnettuja mineraalipitoisuusarvoja verrataan laskemalla kuvan CT-lukuihin. 

Tämän luvun arvo riippuu käytetyn röntgensäteilyn energiasta. Hounsfieldin 

yksiköissä CT-luku on vedelle 0, ilmalle -1000 ja kuoriluulle n. 2000. Perifeeristen 

QCT-laitteiden tuloksien tulkinnassa käytetään samaa menetelmää kuin edellä. 

(Limpaphayom, 2003; Tothill, 1988.) 

31

QCT-laitteella tutkitaan useimmiten lannerangan mineraalipitoisuutta. 

Tutkimusalueeksi rajataan yleensä lannenikamat L1-L3. Menetelmä soveltuu 

mainiosti myös selkänikaman hohkaluun mineraalipitoisuuden mittaamiseen. 

Reisiluun kaulaa QCT-laitteilla ei sen sijaan voi mitata, sillä reisiluun kaula on 

rakenteeltaan liian monimutkainen. DXA- ja QCT-menetelmällä saadut 

mineraalipitoisuuden arvot eroavat toisistaan, sillä DXA-menetelmä arvioi 

mineraalipitoisuuden arvon koko röntgensäteen matkalta. QCT-menetelmä sen sijaan 

arvioi ainoastaan hohkaluun tiheyden tutkittavassa selkänikaman osassa, sillä 

menetelmä osaa erottaa hohkaluun kuoriluusta. Mineraalipitoisuuden arvot eroavat 

toisistaan myös siksi, että DXA-menetelmällä on perinteisesti mitattu pinta- 

alatiheyttä ja QCT:llä todellista tilavuustiheyttä. Nykyään uusimpien DXA-laitteiden 

kallistuva c-kaari mahdollistaa mineraalipitoisuuden mittaamisen luotettavasti myös 

lateraalisuunnassa ilman, että potilaan täytyy mittauksien välillä liikkua ja näin myös 

DXA-laitteilla saadaan arvioitua todellinen tilavuustiheys (ks. luku 2.2.1), jota sitten 

voidaan verrata QCT-laitteella mitattuihin arvoihin. 

Potilaan säteilyaltistus QCT-tutkimuksissa riippuu laitteen rakenteesta, 

skannausparametreistä ja potilaan koosta. Leikepaksuus on 8-10 mm QCT- 

tutkimuksissa eli säteilykeila on rajattu laitteissa kapeaksi. QCT-tutkimuksen 

yleistymistä rajoittaa menetelmän kalleus. Lisäksi QCT-tutkimuksen potilaalle 

aiheutunut säteilyaltistus on DXA-menetelmää suurempi. (Cann, 2001; Guglielmi, 

1995; Jurvelin & Kröger, 2003; Kormano, 1998; Limpaphayom, 2003; Njeh et al., 

1999; Sievänen et al., 1998.) 

2.3 POTILAAN SÄTEILYALTISTUKSEN PIENENTÄMINEN 

Säteilyn käytöstä aiheutuva potilaan säteilyaltistus on pidettävä niin pienenä kuin 

kohtuudella on mahdollista (säteilysuojelun optimointiperiaate) ja säteilyn käytöstä 

saatavan hyödyn on oltava suurempi kuin siitä aiheutuvan haitan (säteilysuojelun 

oikeutusperiaate) (STUK, 2005a). Jokaisen tutkimuksen oikeutuksen arvioi lähettävä 

lääkäri. Luun mineraalipitoisuuden mittauksissa potilasannoksia voitaisiin pienentää 

32

vähentämällä turhien mitattavien luuston kohtien määrää ja varmistamalla, että 

mittaus onnistuu ensimmäisellä kerralla eikä uusintamittauksia tarvita. Tähän 

vaikuttaa mm. potilaan oikea sijoittaminen tutkimuksen aikana ja oikean 

tutkimusalueen valinta. Potilaan säteilyaltistusta luun mineraalipitoisuuden 

mittauksissa voitaisiin pienentää myös valitsemalla tutkimusalue mahdollisimman 

pieneksi. Käytetty röntgenputken jännite, mittausvirta, suodatus ja kollimointi 

vaikuttavat myös omalta osaltaan potilaan säteilyaltistukseen, mutta näitä arvoja 

laitteen käyttäjä pääsee vain harvoin muokkaamaan, sillä luun mineraalipitoisuuden 

mittalaitteiden tutkimusohjelmat ovat usein valmiiksi määriteltyjä ja vain 

huoltohenkilöstöllä on mahdollisuus muuttaa niitä. (Blake et al., 1999.) 

Potilaan ruumiinrakenteeseen tulisi kiinnittää huomiota luun mineraalipitoisuuden 

mittauksia suunnitellessa, sillä kun tutkimus tehdään reisiluun kaulasta tai 

lannenikamista, erityisesti lantion paksuudella on merkitystä. Useimmissa luun 

mineraalipitoisuuden mittalaitteissa on mahdollisuus valita erikokoisille potilaille eri 

tutkimusparametrit. Näitä ei kuitenkaan ole käytössä kaikissa tutkimuspaikoissa. 

Mikäli tukeville ja hoikille on olemassa oma tutkimusohjelmansa, laitetta käyttävän 

tulisi varmistaa, ettei liian hoikkaa (normaalivartaloista) tutkita tukevien ohjelmalla. 

Tällöin potilaan tutkimuksesta saama säteilyaltistus kasvaa tarpeettomasti (tukevien 

ohjelmassa mittausaika ja annos ovat liki kaksinkertaisia normaaliohjelmaan 

verrattuna). Hoikkavartaloisille suunniteltu mittausohjelma sen sijaan laskee potilaan 

säteilyaltistusta, sillä useimmissa laitteissa hoikkien ohjelmassa käytetty virta on 

pienempi kuin normaalivartaloisten tai tukevien mittausohjelmassa. Laitteen 

pyyhkäisynopeus saattaa myös olla erisuuruinen riippuen valitusta 

mittausohjelmasta. 

2.4 LUUN MINERAALIPITOISUUDEN MITTAUKSET 

SUOMESSA 

Luun mineraalipitoisuuksien mittalaitteita on nykyään ympäri Suomea sairaaloissa, 

terveyskeskuksissa ja yksityisillä lääkäriasemilla. Suomessa on tällä hetkellä 83 

33

ekisteröityä mineraalipitoisuutta mittaavaa DXA-, pDXA- ja pQCT-laitetta (STUK, 

2005b). Näistä 26 on pistepyyhkäiseviä ja 39 viivapyyhkäiseviä sentraalisia DXA- 

laitteita ja 18 pDXA- ja pQCT-laitteita. Vuonna 2000 Suomen terveydenhuollon 

yksiköissä tehtiin yht. 22660 luun mineraalipitoisuuden mittausta. Näistä 156 oli 

kvantitatiivisia tietokonetomografiatutkimuksia ja 22504 kaksienergisiä 

röntgenabsorptiometriatutkimuksia. (Hakanen, 2002.) Tässä tutkimuksessa 

keskitytään tarkastelemaan DXA-mittauksista potilaalle aiheutuvaa säteilyaltistusta, 

sillä niiden määrä on huomattava verrattuna tehtyihin QCT-tutkimuksiin. Taulukossa 

2.1 on esitetty erilaisten luun mineraalipitoisuuden mittalaitteiden lukumäärät 

Suomessa. 

Väestöön kohdistuvaa osteoporoosin seulontaa ei ole vielä nähty tarpeelliseksi 

Suomessa. Osteoporoosin diagnosoimiseksi tehtävät luun mineraalipitoisuuden 

mittaukset tulisikin suunnata riskiryhmiin ja päättää mittauksen tarpeesta 

potilaskohtaisesti. (Duodecim, 2000.) 

Taulukko 2.1. Luun mineraalipitoisuuden mittalaitteet Suomessa (STUK, 2005b). 

Laitevalmistaja DXA pDXA pQCT RA YHT. 

GE Lunar Corp., USA 47 12 59 

Hologic Inc., USA 17 17 

Alara Inc., USA 1 1 

Osteometer, OSI Systems Inc., USA 2 2 

Stratec/Norland Medical Systems 

Inc., USA 3 3 

Norland Medical Systems Inc, USA 1 1 

YHT. 65 14 3 1 83 

34

3 SÄTEILYALTISTUKSEN MÄÄRITTÄMINEN 

3.1 SÄTEILYN SUUREET JA MITTAYKSIKÖT 

3.1.1 Absorboitunut annos, D 

Absorboitunut annos on säteilyaltistuksen mittaamisen fysikaalinen perussuure, 

ionisoivasta säteilystä aineeseen siirtynyt keskimääräinen energia jaettuna 

tarkasteltavan ainemäärän massalla. Keskimääräinen aineeseen siirtynyt energia (ε ) 

saadaan laskemalla yhteen kaikkien tarkastelukohteeseen osuvien varauksellisten ja 

varauksettomien ionisoivien hiukkasten yhteensä tuoma säteilyenergia Rin ja 

vähentämällä edellisestä kyseisestä kohteesta poistuvien ionisoivien hiukkasten 

yhteensä viemä säteilyenergia Rout. Lisäksi on huomioitava vuorovaikutukseen 

osallistuvien hiukkasten ja atomiytimien lepoenergian muutos. Tulevan ja lähtevän 

säteilyenergian erotukseen on siis lisättävä vapautuneiden sidosenergioiden summa 

ja vastaavasti vähennettävä sitoutuneiden energioiden summa. Keskimääräinen 

aineeseen siirtynyt energia voidaan esittää summana 

ε = R 

in 

− R 

out 

+ ∑Q 

(3.1.) 

missä R in = varauksellisten ja varauksettomien ionisoivien hiukkasten 

tarkasteltavaan tilavuusalkioon tuoma säteilyenergia (J) 

R out = varauksellisten ja varauksettomien ionisoivien hiukkasten 

tarkasteltavasta tilavuusalkiosta viemä säteilyenergia (J) 

?Q = lepomassamuutosten summa (J) 

35

Absorboitunut annos voidaan tämän jälkeen esittää yhtälön 3.2 mukaisesti. 

Absorboituneen annoksen tunnus on D ja yksikkö J/kg, josta käytetään erityisnimeä 

gray, Gy. (ICRU, 1998; Komppa, 2004; Marttila, 2002; STUK, 2004a.) 

D 

dε 

= (3.2) 

dm 

missä d ε = säteilystä tarkasteltavaan tilavuuteen siirtynyt keskimääräinen energia (J) 

dm = tarkasteltavan ainemäärän massa (kg) 

3.1.2 Kerma, K 

Toinen säteilyaltistuksen laskennallinen fysikaalinen perussuure on kerma (tunnus 

K), joka soveltuu varauksettoman ionisoivan säteilyn (röntgen-, gamma- tai 

neutronisäteilyn) mittaamiseen. Kerma ilmaisee varauksettomilta hiukkasilta 

varatuille sekundaarihiukkasille siirtyvän kineettisen energian massayksikköä kohti. 

Varauksettomat hiukkaset tuottavat varattuja hiukkasia säteilykentän tiettyä pistettä 

ympäröivässä massa-alkiossa dm. Kerma on näiden varattujen hiukkasten saama 

vapautumishetken liike-energia jaettuna kyseisen alkion massalla (yhtälö 3.3). 

Kerman yksikkö on sama kuin absorboituneella annoksellakin eli J/kg (gray). (ICRU, 

1998; Komppa, 2004; Marttila, 2002; STUK, 2004a.) 

dEtr 

K = (3.3) 

dm 

missä dE tr = varattujen hiukkasten saaman vapautumishetken liike-energian 

summa (J) 

dm = materiaalin massa (kg) 

36

Edellä määritelty kerma mittaa energiaa, jonka ionisoiva säteily luovuttaa 

ionisoidessaan väliainetta. Absorboitunut annos taas mittaa energiaa, joka 

absorboituu säteilyn kohteena olevaan massa-alkioon. Nämä suureet ovat harvoin 

keskenään samansuuruisia, sillä kermaan kuuluu myös se energia, jonka nopeat 

sekundaarielektronit ja niiden tuottama jarrutussäteily kuljettavat ulos 

tarkastelualueesta. Kyseinen energia ei tällöin tule lasketuksi absorboituneeseen 

energiaan. Diagnostisessa radiologiassa jarrutussäteilyn tuotto on olematon alle 300 

keV:n fotonienergioilla. Tästä seuraa, että annetulla materiaalilla ja säteilykentällä 

absorboitunut annos ja kerma ovat numeerisesti yhtä suuria, kun varattujen 

hiukkasten elektronitasapaino on saavutettu. Varattujen hiukkasten tasapaino 

vallitsee tilanteessa, jossa varauksettomien fotonien vuorovaikutusten seurauksena 

tarkasteltavaan alueeseen saapuvien elektronien lukumäärä, energia ja 

suuntajakauma ovat samat kuin sieltä poistuvilla elektroneilla. Silloin kun 

sekundaarielektronitasapainoa ei ole (esim. lähellä kahden materiaalin rajapintaa tai 

säteilylähdettä tai mikäli säteilyn energia on korkea) edellä mainittujen suureiden 

välillä on suuri numeerinen ero. (Järvinen, 2002.) 

3.1.3 Ilmakerma, Ka ja ilmaan absorboitunut annos, Da 

Jos kerman tai absorboituneen annoksen määritelmässä tarkoitetaan aineella ilmaa, 

on suure nimeltään ilmakerma (Ka) tai ilmaan absorboitunut annos (Da). Nämä 

perussuureet soveltuvat mitattaviksi vapaan röntgensäteilykeilan lisäksi myös 

potilaan tai fantomin pinnalla. 

Ilmakerma voidaan esittää säteilytyksen X avulla seuraavasti (Järvinen, 2002) 

K 

a 

X ⋅W 

= 

e 

1 − g 

missä X = säteilytys 

37 

(3.4)

W/e = ioniparin muodostamiseen tarvittava energia jaettuna elektronin varauk- 

sella 

g = jarrutussäteily 

Elektronitasapainon vallitessa massa-alkioon tulee sama energia kuin mikä siitä 

poistuu, jolloin absorboitunut annos ilmaan Da voidaan esittää säteilytyksen avulla 

seuraavasti 

D X W 

a 

= ⋅ 

(3.5) 

e 

missä X = säteilytys 

W/e = ioniparin muodostamiseen tarvittava energia jaettuna elektronin varauk- 

sella 

Sijoittamalla absorboituneen annoksen edellä esitetty lauseke yhtälöön 3.4, saadaan 

ilmakerman ja absorboituneen annoksen ilmaan välille yhtälö 

( − g) 

Da = K a 1 (3.6) 

3.1.4 Ekvivalenttiannos, HT 

Elimen ekvivalenttiannos (yksikkö Sv) on laskennallinen annossuure. Elimen 

ekvivalenttiannos saadaan, kun elimeen T säteilystä R keskimäärin absorboitunut 

annos DT,R (yksikkö Gy) kerrotaan säteilyn R laadusta riippuvalla säteilyn 

painotuskertoimella wR. Elimeen T keskimäärin absorboitunut annos saadaan 

integroimalla paikalliset annokset DR piste pisteeltä koko elimen tai kudoksen yli ja 

jakamalla tulos kyseisen elimen massalla (yhtälö 3.7). 

38

D 

T 

1 

, R 

= ∫ D 

R 

dm 

m 

T m 

T 

missä m T = elimen tai kudoksen massa (kg) 

D R = paikallinen annos (Gy) 

39 

(3.7) 

Ekvivalenttiannoksen määrittämisessä käytetty säteilyn painotuskerroin riippuu 

käytetyn säteilylaadun lisäksi säteilyn energiasta, muttei kyseessä olevasta 

kudoksesta tai elimestä. Ekvivalenttiannos HT saadaan määrittelyn mukaisesti 

seuraavasti (ICRP, 1991) 

H T = ∑ wR 

⋅ DT 

, R 

R 

(3.8) 

missä w R = säteilyn painotuskerroin (Sv/Gy) 

D T,R = absorboitunut annos kudoksessa tai elimessä T (Gy) 

Taulukosta 3.1. nähdään, että röntgensäteilyllä absorboitunut annos ilmaisee suoraan 

ekvivalenttiannoksen, sillä röntgensäteilyn painotuskerroin on 1Sv/Gy. 

3.1.5 Efektiivinen annos, E 

Säteilyn aiheuttamien satunnaisten eli stokastisten haittavaikutusten ja 

ekvivalenttiannoksen suhde riippuu kudoksesta, johon säteily kohdistuu, sillä 

erilaiset kudokset sietävät säteilyä eri tavalla. Efektiivinen annos on laskennallisesti 

saatava suure, jota käytetään mm. erilaisten tutkimusten välisten annosten ja 

stokastisten riskien, kuten syövän ja perinnöllisten vaurioiden, vertailuun, sillä pinta-

annosten toisiinsa vertaaminen eri tutkimustyypeissä ei ole riittävää potilaan 

säteilyaltistuksen arvioimiseksi. (Pirinen, 2004.) Efektiivinen annos (yksikkö Sv) on 

eri elinten ja kudosten ekvivalenttiannosten painotettu keskiarvo (yhtälö 3.9), jolla 

pyritään kuvaamaan koko elimistön säteilystä saamaa haittaa. 

E (3.9) 

= ∑ w 

T 

⋅ H 

T 

T 

missä w T = kudoksen T säteilyaltistuksen painotuskerroin 

H T = kudoksen tai elimen ekvivalenttiannos (Sv) 

Kudosten painotuskertoimet wT (taulukko 3.1) kuvaavat kyseessä olevan elimen tai 

kudoksen suhteellisen osuuden säteilyhaitasta, silloin kun koko keho on altistunut 

säteilylle tasaisesti. Painotuskertoimien summa on siis yksi. (ICRP, 1991; Tapiovaara 

et al., 2004.) Efektiivisen annoksen mittaaminen potilaasta on mahdotonta ja työlästä 

fantomeilla ja siksi se lasketaankin useimmiten Monte Carlo-menetelmään 

perustuvilla laskentaohjelmilla. Efektiivisen annoksen laskemista käsitellään 

tarkemmin luvussa 4. 

Taulukko 3.1. Säteilyn painotuskertoimet wR eri säteilylaaduille (ICRP, 1991; s. 68). 

Säteilylaji ja energia-alue Säteilyn painotuskerroin wR 

Fotonit, kaikki energiat 1 

Elektronit ja myonit, kaikki energiat 1 

Neutronit, energia < 10 keV 5 

10 keV - 100 keV 10 

100 keV - 2 MeV 20 

2 MeV - 20 MeV 10 

> 20 MeV 5 

Protonit, energia > 20 MeV 5 

Alfa-hiukkaset, fissiofragmentit, raskaat 

ytimet 20 

40

Taulukko 3.2. Kudosten painotuskertoimet wT (ICRP, 1991; s. 68). 

Kudos tai elin Kudoksen painotuskerroin wT 

Sukurauhaset 0,20 

Punainen luuydin 0,12 

Paksusuoli 0,12 

Keuhkot 0,12 

Mahalaukku 0,12 

Virtsarakko 0,05 

Rintarauhaset 0,05 

Maksa 0,05 

Ruokatorvi 0,05 

Kilpirauhanen 0,05 

Iho 0,05 

Luun pinta 0,01 

Muut kudokset tai elimet 0,05 

3.1.6 Henkilöannosekvivalentti, Hp(x) 

Arvioitaessa kovan säteilyn vaikutusta syvällä kehossa oleviin elimiin käytetään 

henkilöannosekvivalenttia Hp(x) syvyydellä 10 millimetriä, Hp(10). Ihon 

annosekvivalenttia määritettäessä käytetään henkilöannosekvivalenttia Hp(0,07) 

syvyydellä 0,07 millimetriä riippumatta siitä, onko kyseessä pehmeä vai kova säteily. 

Henkilöannosekvivalentit Hp(10) ja Hp(0,07) voidaan mitata ihon pinnalle asetetulla 

anturilla, joka peitetään vastaavan paksuisella kerroksella kudosekvivalenttia ainetta. 

Henkilöannosekvivalentti Hp(10) on tapana lyhentää muotoon syväannos. Pinta- 

annos tarkoittaa vastaavasti henkilöannosekvivalenttia Hp(0,07). 

Henkilöannosekvivalentin yksikkö on sievert. (Marttila, 2002.) 

41

3.1.7 Pinta-annos, ESD 

Pinta-annos (ESD, entrance surface dose) on potilasannoksen suure potilaan iholla tai 

fantomin pinnalla. Pinta-annos mitataan ilmaan absorboituneena annoksena tai 

ilmakermana säteilykeilan keskiakselin ja potilaan etupinnan leikkauspisteessä. 

Kuvassa 3.1. on esitetty pinta-annoksen ja pinta-alan tulon mittausjärjestely. Pinta- 

annos (yksikkö Gy) sisältää potilaasta edellä mainittuun mittauspisteeseen siroavan 

säteilyn. 

Joskus puhutaan myös potilaan ihoon absorboituneesta annoksesta eli ihoannoksesta, 

jolle käytetään samaa lyhennettyä merkintää (ESD, entrance skin dose). Tämäkin 

pinta-annos mitataan säteilykeilan keskiakselin ja potilaan etupinnan 

leikkauspisteessä ja se sisältää potilaasta takaisin siroavan säteilyn. Ihoannoksesta 

puhuminen saattaa kuitenkin aiheuttaa sekaannusta, sillä ihon annoksella tarkoitetaan 

yleensä keskimääräistä annosta koko ihokudoksessa, eikä vain primäärikeilassa 

olevassa ihon osassa. Käytännössä edellä mainittuja pinta-annoksia voidaan pitää 

lukuarvoiltaan yhtä suurina (muuntokerroin 1,0 ± 0,05) röntgendiagnostiikan 

energia-alueella (STUK, 2004a; Seuntjens et al. 1987). Muuntokertoimen tarkka 

arvo määräytyy kuitenkin käytetyn säteilyn spektristä ja pehmytkudoksen 

koostumuksesta. Pinta-annoksen mittaaminen on hyödyllistä, kun halutaan vertailla 

eri aikoina tai eri röntgentutkimuspaikoissa otettujen röntgenkuvien annostasoa. 

Joskus mittaus voidaan tehdä samassa kohdassa säteilykeilaa ilman potilasta tai 

fantomia, jolloin mitattu annos on ESD:tä pienempi, sillä potilaasta takaisin sironnut 

säteily ei silloin sisälly annosmittauksen tulokseen. Pinta-annoksella saatetaan siis eri 

teksteissä tarkoittaa ilmaan tai kudokseen absorboituvaa annosta joko 

takaisinsironnan kanssa tai ilman sitä. (STUK, 2004a; Tapiovaara et al., 2004.) 

Tässä tutkimuksessa pinta-annoksella tarkoitetaan ilman takaisinsirontaa mitattua 

ilmakerma-annosta. 

42

Kuva 3.1. Pinta-annoksen (ESD) ja annoksen ja pinta-alan tulon (DAP) määrittely ja 

mittausperiaatteet (STUK, 2004a). 

3.1.8 Annoksen ja pinta-alan tulo, DAP 

Annoksen ja pinta-alan tulo (DAP, dose area product) mitataan röntgenputken 

kaihtimiin kiinnitetyllä tasomaisella ionisaatiokammiolla, jolla on tasainen vaste 

koko alueella (kuva 3.1). Annoksen ja pinta-alan tulo määritellään integraalina 

(yhtälö 3.10) 

DAP = ∫ D x, 

y) 

dxdy 

A 

M 

( (3.10) 

missä D(x,y) = ilmaan absorboitunut annos 

A M = DAP-mittarin pinta-ala 

43

DAP-mittarin ionisaatiokammion säteilyherkän osan pinta-ala tulee olla suurempi 

kuin säteilykeilan poikkileikkauspinta-ala. Koska säteilyn voimakkuus heikkenee 

fokusetäisyyden kasvaessa, tietyllä kenttäkoolla saatava DAP-arvo (yksikkö Gy·cm 2 ) 

on riippumaton kammion paikasta säteilykeilan akselilla, sillä ionisaatiokammion 

säteilytetty pinta-ala kasvaa samassa suhteessa kuin säteilyn voimakkuus heikkenee. 

Annoksen ja pinta-alan tuloa kuvaavan annoksen mittaamiseen käytettävä DAP- 

mittari on kalibroitava säännöllisesti, jotta voidaan varmistua tulosten 

oikeellisuudesta. (STUK, 2004a.) DAP-mittaria ei voida käyttää luun 

mineraalipitoisuuden mittaamiseen, sillä tutkittava DAP-nopeus on liian pieni. 

3.1.9 Annoksen ja pituuden tulo, DLP 

Annoksen ja pituuden tulo (DLP, dose length product) määritellään integraalina 

(yhtälö 3.11) (STUK, 2004a) 

∞ 

DLP = ∫ D z) 

dz = D ⋅ L 

− ∞ 

( (3.11) 

missä D(z) = tutkimuksen annosprofiili röntgenputken pyörähdysakselia vastaan 

kohtisuorassa suunnassa (z-akseli) 

Absorboitunut annos D(z) mitataan ilmaan absorboituneena annoksena joko fantomin 

kanssa tai ilman. Tietokonetomografiassa säteily kohdistuu pääasiassa kuvattavan 

leikkeen alueelle ja absorboitunut annos pienenee nopeasti leikealueelta 

etäännyttäessä (kuva 3.2). Yksittäisen aksiaalikuvauksen annosprofiilille käytetään 

usein merkintää D1(z) ja annoksen ja pituuden tulolle merkintää DLP1. 

44

Tietokonetomografian annosindeksi eli TT-annosindeksi (CTDI, computed 

tomography dose index) määritellään aksiaalisessa kuvauksessa seuraavasti (yhtälö 

3.12) 

CTDI 

1 ∞ DLP 

D z dz 1 

∫ ( ) 

T 1 

= 

T − ∞ 

T 

T 

= (3.12) 

missä T T = nimellinen leikepaksuus (cm) 

D 1(z) = annoksen ja pituuden tulo (mGy · cm) 

Kuva 3.2. Yhden TT-leikkeen annosprofiili, missä DLP on käyrän alle jäävä pinta-ala (Tapiovaara et 

al., 2004; s. 131). 

45

3.2 HENKILÖKUNNAN SÄTEILYALTISTUS 

Pistepyyhkäisyyn perustuvia luun mineraalipitoisuuden mittalaitteita (katso luku 

2.2.1) käytettäessä henkilökunnan säteilyaltistus jää pieneksi, vaikka laitetta käyttävä 

istuisi vain 1 metrin päässä potilaasta. Viivapyyhkäisyä käyttävissä laitteissa 

henkilökunnan säteilyaltistus on suurempi, sillä laitteiden annosnopeus on suurempi 

ja samalla myös potilaan säteilyaltistus kasvaa. Sironta yhtä fotonia kohti on sama 

pistepyyhkäisy- ja viivapyyhkäisylaitteissa, mutta jälkimmäisissä laitteissa käytetään 

enemmän säteilyä. 

Jotta henkilökunnan säteilyaltistus olisi mahdollisimman pieni myös 

viivapyyhkäisyyn perustuvilla laitteilla, tutkimushuoneen suunnitteluun on 

kiinnitettävä huomiota. Henkilökunta pitäisi suojata säteilyltä joko liikuteltavalla 

lyijy- tai lyijylasiseinällä tai sijoittamalla työntekijä vähintään 2-3 metrin päähän 

potilaasta. (Blake et al., 1999.) Henkilökunnan säteilyaltistuksen mittaamista 

käsitellään enemmän luvussa 4.3. 

3.3 SÄTEILYMITTARIT 

3.3.1 Ionisaatiokammio 

Ionisaatiokammio (kuva 3.3) on kaasutäytteinen säteilyn ilmaisin, jossa kammion 

jännite on valittu niin, että elektronivyöryä ei tapahdu. Ionisaatiokammion toiminta 

perustuu röntgensäteilyn kykyyn ionisoida kaasuja ja sen avulla voidaan määrittää 

säteilytys tai absorboitunut annos ilmassa tai kudoksessa. (Klemola, 2002.) 

Ionisaatiokammiota käytetään yleensä mittaamalla ionisaatiosta aiheutuvaa 

keskimääräistä virtaa, joka on verrannollinen syntyvien ioniparien lukumäärään. Kun 

röntgensäteilyn lähettämä elektroni osuu mittauskammion väliaineeseen, se 

46

Kuva 3.3. Sylinteri-ionisaatiokammion rakenne. Tuleva säteily ionisoi sylinterin sisällä olevaa ilmaa 

ja elektrodien välinen sähkökenttä kerää syntyneet varaukset. Varausten synnyttämä sähkövirta on 

verrannollinen absorboituneeseen annokseen. (Attix, 1986; s. 310.) 

synnyttää ratansa varrella ioneja. Syntyneiden ioniparien lukumäärä ja edelleen virta 

on suoraan verrannollinen kammion täyttävän kaasun massaan ja tiheyteen. 

(Klemola, 2002.) 

Kammion antama virta on yleensä hyvin pieni, joten sen mittaamiseen tarvitaan 

erittäin herkkä elektrometri. Kammio on yleensä stabiili jopa vuosia, ja se tarvitsee 

uudelleen kalibrointia vain harvoin. Ionisaatiokammio soveltuu hyvin röntgen- ja 

gammasäteilyn mittaamiseen. 

3.3.2 Termoloistedosimetri, TLD 

Termoloistedosimetri eli termoloisteannosmittari (TL-dosimetri) on passiivinen 

mittalaite, jossa käytetään termoloistekidettä (TL-kide) säteilyn ilmaisimena. Yleensä 

termoloisteannosmittarissa käytetään muutamia mittakiteitä. TL-dosimetrin toiminta 

säteilymittarina perustuu termoloisteilmiöön. TL-dosimetrin säteilyä absorboivan 

kiteen (esim. LiF, Li2B4O7 ja CaSO4) elektronit virittyvät ionisoivan säteilyn 

vaikutuksesta valenssivyöltä johtavuusvyölle. Suurin osa johtavuusvyölle 

virittyneistä elektroneista ja valenssivyölle syntyneistä elektroniaukoista jää kiinni 

energialoukkuihin vöiden välisille energiatiloille. Kidettä lämmitettäessä viritystilat 

47

purkautuvat valona, joka voidaan havaita valomonistinputkella. Valon intensiteetti 

on verrannollinen virittyneiden elektronien ja aukkojen lukumäärään ja siten TL- 

dosimetriin absorboituneeseen säteilyannokseen. (Klemola, 2002.) 

Termoloistedosimetrit soveltuvat hyvin potilasannosten mittaukseen, sillä ne eivät 

häiritse röntgentutkimuksen suorittamista. Pienten annosten mittaaminen on 

kuitenkin TL-dosimetrillä vaikeampaa kuin esimerkiksi DIS-dosimetrillä ja siksi TL- 

dosimetriä ei valittu tämän tutkimuksen säteilymittariksi. Mittaustulosta ei myöskään 

saada välittömästi säteilytyksen jälkeen tutkimuspaikassa. (Klemola, 2002; 

Vartiainen, 2000.) 

3.3.3 Direct ion storage-dosimetri, DIS 

DIS-dosimetri (direct ion storage) on passiivinen säteilyaltistusta mittaava 

annosmittari (kuva 3.4). Luettu annos Hp(d) säilyy mittarin muistissa siihen asti, kun 

kertyneen kokonaisannoksen nollaa. DIS mittaa kahdella dosimetrillä 

samanaikaisesti syväannosta Hp(10) ja pinta-annosta Hp(0,07). Pinta-annos on 

likiarvo ihon ekvivalenttiannokselle ja syväannos efektiiviselle annokselle, kun 

oletetaan, että koko keho on altistunut röntgensäteilylle samalla tavalla. Tässä työssä 

verrataan DIS-dosimetrillä mitattua syväannosta samassa paikassa saatuihin 

ionisaatiokammiolla mitattuihin ilmakerma-arvoihin. Näin voidaan tehdä, koska 

säteilylle on altistunut vain pieni kehon osa, eikä syväannos tässä tapauksessa vastaa 

efektiivistä annosta. 

DIS-dosimetrin toiminta-alue on lineaarinen välillä 1µSv/h-40 Sv/h. Säteilyannoksia 

voidaan mitata laajalla energia-alueella ja dosimetri toimii myös pulssitetuissa 

kentissä (kiihdyttimet). DIS-dosimetrin toiminta perustuu puolijohdehilaan, jonka 

muistiin on tallennettu sähkövaraus. Kokonaisuudessaan DIS-dosimetri voi koostua 

useista itsenäisistä ionisaatiokammioista. Työssä käytetty DIS-100-dosimetri (Rados 

Technology, USA) koostuu kolmesta itsenäisestä ionisaatiokammiosta: kaksi niistä 

on syväannoksen mittaamista ja kolmas pinta-annosta varten. Nämä kammiot 

kattavat matalan ja keskimatalan annoksen mittaamiset. Lisäksi DIS-dosimetrissa on 

48

kaksi MOSFET-transistoria, joita käytetään erittäin korkean säteilyannoksen 

mittaamiseen (esim. onnettomuustilanteessa). (Klemola, 2002; Rados, 2005a; Wernli 

et al., 2000.) 

DIS-dosimetrin rakenne on esitetty kuvassa 3.5. Siinä informaatio tallennetaan 

haihtumattomaan muistisoluun MOSFET-transistorin kelluvaan hilaan (anodi) 

kertyneinä elektroneina. Kelluvaa hilaa ympäröivään oksidikerrokseen tehtävä aukko 

mahdollistaa hilan suoran kosketuksen ympäröivän ilman kanssa. Hilalla oleva 

varaus muodostaa sähkökentän kelluvan hilan ympärille, joka aiheuttaa ilmatilassa 

olevien varauksen kantajien siirtymisen hilaan ennen rekombinaation tapahtumista. 

Avoimen hilarakenteen ympärille tehdään johtava seinämä, joka muodostaa kelluvan 

hilan pinnan kanssa ionisaatiokammion. Fotonisäteilyn seinämateriaalissa tapahtuvan 

vuorovaikutuksen synnyttämät sekundääriset elektronit ionisoivat ilman, joka on 

seinän ja hilan välissä. Tämän jälkeen sekundääriset elektronit kulkeutuvat hilalle 

muuttaen sen potentiaalia. (Knoll, 2000; Rados, 2005a; Rados, 2005b; Wernli et al., 

2000.) 

Kuva 3.4. DIS-dosimetri. 

a) b) 

Kuva 3.5. DIS-dosimetrin rakenne (Wernli et al., 2000). 

49

4 MITTAUKSET 

Potilaan säteilyaltistus luun mineraalipitoisuuden mittauksissa selvitettiin 

mittaamalla 17 erilaisen Suomessa käytettävän luun mineraalipitoisuuden 

mittalaitteen potilaalle aiheuttama säteilyaltistus tavallisimmissa tutkimuskohdissa 

(lanneranka, reisiluun kaula ja käsivarsi). Mittaukset tehtiin ilman potilasta ja 

fantomia ionisaatiokammion ja annosmittarin avulla vapaassa säteilykeilassa. Saadut 

ilmakerma- ja ilmaan absorboituneet annokset muutettiin Monte Carlo- 

annoslaskentaohjelman avulla efektiivisiksi annoksiksi. 

4.1 POTILAAN SÄTEILYALTISTUKSEN MITTAAMINEN 

Paikan päällä sairaaloissa ja terveyskeskuksissa tehdyissä mittauksissa tutkittiin luun 

mineraalipitoisuusmittauksien ilmakerma-arvoja kussakin paikassa käytössä olleilla 

mittausohjelmilla. Mittaukset DXA-laitteilla tehtiin sijoittamalla ionisaatiokammio 

poikittain mittauskentän keskelle kuvan 4.1. esittämällä tavalla. Ionisaatiokammion 

mittausherkkä alue oli kaikissa mittauksissa 2,5 cm korkeudella potilaspöydän 

pinnasta. 

Ilmakermamittauksissa käytettävän ilmaisimen eli tässä tapauksessa 

ionisaatiokammion täytyy olla niin pienikokoinen, että se mahtuu kokonaan 

tutkittavalle alalle. Mittaustulos vastaa ilmaisimen alueelta mitatun ilmakerman 

keskiarvoa. Luun mineraalipitoisuuden mittauksista aiheutuva potilaan pinta-annos 

mitattiin RADCALin (Radcal Corp., USA) 6 cm 3 :n kokoisella ionisaatiokammiolla 

(6cc). Ionisaatiokammio on kiinnitetty kannettavaan elektrometriin ja 

jännitelähteeseen, jotka siis yhdessä muodostavat annosmittarin. Annosmittari on 

esitetty kokonaisuudessaan kuvassa 4.2. Annosmittariksi valittiin RADCAL 9015- 

mittari (Radcal Corp., USA), sillä sen annosnopeusherkkyys oli sopiva myös luun 

mineraalipitoisuusmittauksiin. 

50

Kuva 4.1. Mittausjärjestely. 

Kuva 4.2. RADCAL 9015-mittari ja mittauksissa käytetty 6 cm 3 :n ionisaatiokammio. 

Vanhempaa RADCAL MDH 1015-mittaria (Radcal Corp., USA) ei voitu käyttää 

mittauksissa riittämättömän annosnopeusherkkyyden takia. Kummankin mittarin 

annosnopeusherkkyys käytetylle ionisaatiokammiolle tarkistettiin mittarin 

51

käyttöohjeesta. RADCAL 9015-mittarilla voidaan mitata annosnopeuksia välillä 0,9 

µGy/min-7,4 Gy/min (Radcal, 1999). Radcal MDH 1015-mittarilla sen sijaan 

voidaan mitata annosnopeuksia 8,8 µGy/min-5,7 Gy/min (Radcal, 1988). 

Ensimmäisessä tutkimuspaikassa säteilyannosta mitattiin myös DIS-dosimetrilla ja 

tuloksia verrattiin samassa paikassa saatuihin ionisaatiokammiolla mitattuihin 

ilmakerma-arvoihin. 

Perifeeristen laitteiden mittaukset pDXA-laitteilla toteutettiin yllä esitetyllä tavalla 

sijoittamalla ionisaatiokammio säteilykeilaan. Perifeeriset QCT-mittaukset sen sijaan 

tehtiin käyttämällä sylinterimäisen ionisaatiokammion sijaan 10 cm:n pituista 

kynämäistä ionisaatiokammiota. Annosmittarina käytettiin samaa RADCAL 9015- 

mittaria. Perifeerisissä QCT-mittauksissa ionisaatiokammio sijoitettiin keskelle 

kanturia kuvan 4.3. esittämällä tavalla. 

Kuva 4.3. Mittausjärjestely pQCT-laitteelle. 

Kun mittaus tehdään kynämäisellä ionisaatiokammiolla, mitattu ilmaan 

absorboitunut annos Da ilmaisee keskimääräisen annoksen koko ionisaatiokammion 

52

tilavuudessa. Kun kyseinen annos kerrotaan kammion säteilyherkän osan pituudella 

L, saadaan annoksen ja pituuden tulo DLP (katso luku 3.1.8). Jakamalla saatu DLP- 

arvo leikepaksuudella TT saadaan TT-annosindeksi (CTDI), joka siis tässä 

tapauksessa ilmaisee keilassa leikkeen T alueella mitatun ilmakerman. (Komppa, 

2004; STUK, 2004a.) Annoksen ja pituuden tulolle ja efektiiviselle annokselle on 

olemassa erilaisia muuntokertoimia (ImPACT, 2005), mutta perifeerisille 

mittalaitteille tällaisia kertoimia ei löytynyt. Efektiivinen annos laskettiin tässä 

tapauksessa käyttämällä mittaustuloksena DLP-arvosta laskettua CTDI-arvoa (luku 

3.1.8) ja sijoittamalla CTDI-arvo Monte Carlo-annoslaskentaohjelmaan mitatun 

ilmakerman tilalle. 

4.2 EFEKTIIVISEN ANNOKSEN LASKEMINEN 

Elinten annosmääritysmenetelmät perustuvat nykyisin yleensä laskennallisiin 

menetelmiin. Tavallisimmin elinannosten laskenta perustuu Monte Carlo- 

menetelmään, jossa simuloidaan laskennallisesti suuren fotonijoukon kulkeutumista 

aineessa matemaattisesti määritellyssä fantomissa. Menetelmä perustuu suuren 

fotonijoukon kokemien vuorovaikutuksien seuraamiseen fantomissa yksi kerrallaan. 

Monte Carlo-menetelmässä kullekin fotonille arvotaan kuvaustilanteen mukaisesti 

alkuenergia ja -suunta. Fotonin kokemat vuorovaikutukset fantomissa ja sen kulkema 

vapaa matka arvotaan niihin liittyvien todennäköisyysjakautumien mukaisesti. 

Elinten annoksille saadaan arvio tapahtuneiden energialuovutusten avulla, kun 

suuren fotonijoukon satunnaiset historiat on simuloitu. (Tapiovaara et al., 2004.) 

STUK:in vuonna 1997 julkaisema Monte Carlo-annoslaskentaohjelma PCXMC 

lienee kattavin ja monipuolisin nykyisin käytettävissä olevista röntgentutkimuksien 

säteilyaltistuksen laskentamenetelmistä (Tapiovaara et al., 1997). Ohjelma laskee 

elinannokset ja efektiivisen annoksen lapsi- ja aikuispotilaille vapaasti valittavissa 

olevalla tutkimustekniikalla. Käyttäjä voi valita mm. kentän kohdistuksen ja 

suuntauksen, kentän mitat, fokusetäisyyden, putkijännitteen, suodatuksen vapaasti 

valittavilla materiaaleilla ja pinta-annoksen ilman takaisinsirontaa. Ohjelma antaa 

53

myös mahdollisuuden säätää fantomin kokoa (pituus ja massa) potilaan mittojen 

mukaiseksi. Perifeeristen luun mineraalipitoisuuden mittalaitteiden efektiivinen 

annos on pieni, sillä aikuisten raajoissa ei juuri ole efektiivisen annoksen laskennassa 

huomioon otettavia elimiä. PCXMC-annoslaskentaohjelma laskee efektiivisen 

annoksen kertomalla annoslaskentaohjelman laskemat kudosten ekvivalenttiannokset 

kyseisten kudosten painotuskertoimilla, kuten kerrottiin luvussa 3.1.5. Perifeeristen 

tutkimusten efektiivinen annos koostuu pääasiassa ihon, lihasten ja luun pinnan 

annoksista, mutta laskennassa otetaan muidenkin elinten ja kudosten annokset 

huomioon. Sekä ihon että luun pinnan painotuskerroin on 0,01. Lihakset 

muodostavat pääosan ”muista elimistä”, joiden yhteinen painotuskerroin on 0,05 

(taulukko 3.2.). 

Niiden DXA-laitteiden kohdalla, jotka käyttävät pulssaavan jännitteen tekniikkaa 

kahden eri energian aikaansaamiseksi, jouduttiin käyttämään yksinkertaistettua 

laskutapaa efektiivisen annoksen laskemiseksi, sillä kahden eri spektrin suhdetta 

toisiinsa ei saatu selville. Eri jännitepulsseihin liittyviä ilmakermoja yritettiin tutkia 

oskilloskoopilla, mutta käytetty oskilloskooppi ei ollut tarpeeksi herkkä erottamaan 

spektrejä toisistaan. Tässä työssä oletetaan siksi, että korkeamman ja matalamman 

jännitteen säteilypulssien vaikutus potilaan pinta-annokseen on yhtä suuri. 

4.3 HENKILÖKUNNAN SÄTEILYALTISTUKSEN MÄÄRITTÄ- 

MINEN 

Henkilökunnan säteilyaltistuksen määrittämisessä hyödynnettiin paikan päällä 

tehtyjen haastattelujen tuloksia. Kyselyssä selvitettiin mm. vuosittainen 

tutkimusmäärä ja tehtyjen mittausten lukumäärä potilasta kohti. Lisäksi mitattiin 

käyttäjän etäisyys DXA-laitteesta tutkimuksen aikana ja hajasäteilystä tällä 

etäisyydellä saatava annos. Kaikki mittaukset tehtiin käytössä olevilla 

mittausohjelmilla käyttämällä kyseisen laitteen fantomia, jolla tehdään päivittäiset 

laadunvarmistusmittaukset. 

54

Paikan päällä tehdyissä mittauksissa henkilökunnan säteilyaltistus 

viivapyyhkäisevien laitteiden käytön yhteydessä vaihteli välillä 0,9 µSv/h ja 4 µSv/h 

ja käyttäjän etäisyys DXA-laitteesta oli 2.7 ja 2.0 m. Henkilökunnan säteilyaltistus 

mitattiin Victoreen 451B-paineionisaatiokaamiolla (Inovision, USA). Mikäli tehtyjen 

mittausten määrä on yli 3000 vuodessa (= 1500 tutkimusta, jos jokaiselta potilaalta 

kuvataan sekä lanneranka että reisiluun kaula) ja laitteen käyttäjä istuu 2 metrin 

päässä laitteesta, suositellaan laitteen ja laitteen käyttäjän välille sijoitettavaksi 

suojauskyvyltään vähintään 0,2 mm Pb vastaava säteilysuojus. Tällä tavalla 

toimiessa ST-ohjeen 3.6 mukainen annosrajoitus 0,3 mSv/a ei ylity. 

Pistepyyhkäisevien laitteiden käytön yhteydessä henkilökunnan säteilyaltistus DXA- 

tutkimuksen aikana ei juuri eronnut taustasäteilystä. 

55

5 TULOKSET 


MITTALAITTEET 

Taulukossa 5.1. on esitetty mitatut pinta-annokset perifeerisen luuston 

mineraalipitoisuuden mittalaitteille. Pinta-annokset on korjattu kalibrointikertoimella 

0,96 (katso luku 6.3.1). Lunar PIXI säteilyttää koko tutkittavan alueen erikseen 

kahdella jännitteellä, siksi laitteesta on esitetty kumpikin mitattu pinta-annos 

erikseen. 

Lasketut efektiiviset annokset on esitetty taulukossa 5.2. Perifeeristen QCT-laitteiden 

efektiivinen annos sisältää tutkimukseen kuuluvan leikkeen ja karttakuvan lasketun 

efektiivisen annoksen. 

Taulukko 5.1. Mitatut pinta-annokset (ilman takaisinsirontaa) perifeerisille luun mineraalipitoisuuden 

mittalaitteille. 

Mitattava laite Toiminta Ilmakerma 

(µGy) 

TT-annosindeksi 

(µGy) 

Mitä mitataan 

Lunar PIXI pDXA 

80 kV: 22,6 

55 kV: 65,7 

ranne 

Osteometer DTX-200 pDXA 54,3 ranne 

Stratec XCT 2000 pQCT 

101,7 

931,2 käsivarsi/leike 

käsivarsi/karttakuva 

Stratec XCT 3000 pQCT 

135,8 

1374,7 käsivarsi/leike 

käsivarsi/karttakuva 

Taulukko 5.2. Lasketut efektiiviset annokset. 

Mitattava laite Toiminta Efektiivinen annos (µSv) Mitä mitataan 

Lunar PIXI pDXA 0,49 ranne 

Osteometer DTX-200 pDXA 0,01 ranne 

Stratec XCT 2000 pQCT 0,09 1 leike + karttakuva 

Stratec XCT 3000 pQCT 0,12 1 leike + karttakuva 

56

5.2 SENTRAALISEN LUUSTON MINERAALIPITOIDUUDEN 

MITTALAITTEET 

Taulukossa 5.3. on esitetty sentraalisen luuston mineraalipitoisuuden mittalaitteiden 

mitatut pinta-annokset. Tulokset on korjattu kalibrointikertoimella 0,99 (katso luku 

6.3.1). Taulukon ”ei määr.”-ilmaisu tarkoittaa, että tulos ei ollut mitattavissa, koska 

tutkimuksessa käytetty virta oli niin alhainen, ettei ionisaatiokammion herkkyys 

riittänyt mittaamaan ilmakermaa. Käsivarren ja koko kehon mittaukset tehtiin niissä 

paikoissa, missä se oli mahdollista. 

Taulukko 5.3. Mitatut pinta-annokset (ilman takaisinsirontaa) sentraalisen luuston 

mineraalipitoisuuden mittalaitteille. 

Mitattava laite Toimintatapa 

Potilaan 

ruumiin- 

rakenne 

Lanneranka 

(µGy) 

Reisiluun 

kaula 

(µGy) 

Käsivarsi 

(µGy) 

57 

Koko 

keho 

(µGy) 

Hologic QDR 4000 pistepyyhkäisy kaikki 45,6 84,1 79 

Hologic Discovery A viivapyyhkäisy kaikki 201,6 200,0 47,2 19,9 

Hologic Explorer W viivapyyhkäisy kaikki 137,9 129,3 

Hologic QDR 4500 W viivapyyhkäisy kaikki 202,5 219,4 18,6 

Hologic QDR 4500 W viivapyyhkäisy normaali 109,4 110,9 110,3 

tukeva 223,1 ei määr. 

Lunar DPX pistepyyhkäisy normaali 5,8 6,1 

tukeva 12,0 ei määr. 

Lunar DPX-Bravo pistepyyhkäisy hoikka 10,3 ei määr. 

normaali 14,9 12,7 

tukeva 23,8 22,6 

Lunar DPX-IQ pistepyyhkäisy kaikki 12,4 ei määr. 0,2 

Lunar DPX-IQ pistepyyhkäisy hoikka 5,0 0,2 


tukeva 23,1 23,2 

lapset 5,6 ei määr. 

Lunar Expert viivapyyhkäisy kaikki 426,0 427,0 103,0 

Lunar Prodigy viivapyyhkäisy hoikka 6,4 7,3 


tukeva 65,9 67,5 

Lunar Prodigy Brand viivapyyhkäisy normaali 29,1 22,0 

Norland XR-26 pistepyyhkäisy normaali 9,6 18,7 

normaali/ 

hoikka 

18,5 36,1 

Taulukkoon 5.4. on laskettu efektiiviset annokset sentraalisille mittalaitteille. Koko 

tutkimus tarkoittaa tutkimusta, joka paikan päällä tehtyjen haastattelujen perusteella

tehdään kaikille potilaille. Taulukossa 5.5. verrataan 6 cm 3 :n ionisaatiokammiolla 

mitattua ilmakermaa ja DIS-dosimetrillä mitattua syväannosta. 

Taulukko 5.4. Lasketut efektiiviset annokset. 

Mitattava laite Toiminta- 

tapa 

Potilaan 

ruumiin- 

rakenne 

Lanneranka 

(µSv) 

Reisi- 

luun 

kaula 

(µSv) 

Käsi- 

varsi 

(µSv) 

Koko 

keho 

(µSv) 

Mitä 

mitataan 

58 

Koko 

tutkimus 

(µSv) 

Hologic QDR 4000 pistep. kaikki 3,91 5,07 0,09 lr + rk 9,0 

Hologic Discovery A viivap. kaikki 14,88 11,02 0,07 7,82 lr + rk 25,9 

Hologic Explorer W viivap. kaikki 10,15 7,64 lr + rk 17,8 

Hologic QDR 4500 W viivap. kaikki 11,02 12,37 0,16 10,63 lr + rk 23,4 

Hologic QDR 4500 W viivap. normaali 7,85 6,31 lr + rk 14,2 

tukeva 16,43 ei määr. ei määr. 

Lunar DPX pistep. normaali 0,32 0,11 lr + rk 0,4 

tukeva 0,65 ei määr. ei määr. 

Lunar DPX-Bravo pistep. hoikka 0,51 ei määr. lr + 2 * rk ei määr. 

normaali 0,74 0,45 1,6 

tukeva 1,18 0,80 2,8 

Lunar DPX-IQ pistep. kaikki 0,80 0,52 1,28 lr + 2 * rk 1,8 

Lunar DPX-IQ pistep. hoikka 0,32 1,24 0,01 lr + rk 1,6 

normaali 0,68 0,53 1,2 

tukeva 1,47 0,96 2,4 

lapset 0,36 ei määr. ei määr. 

Lunar Expert viivap. kaikki 44,52 32,87 0,10 lr + rk + k 77,5 

Lunar Prodigy viivap. hoikka 0,31 0,27 lr + rk + k 0,6 

normaali 1,35 1,13 2,5 

tukeva 3,21 2,53 5,7 

Lunar Prodigy Brand viivap. normaali 1,44 0,84 lr + 2 * rk 3,1 

Norland XR-26 pistep. normaali 0,37 1,14 lr + rk 1,5 

normaali/ 

hoikka 

0,22 0,68 

0,9 

pistep. = pistepyyhkäisy, viivap. = viivapyyhkäisy 

lr = lanneranka, rk = reisiluun kaula, 2 * rk = molemmat reisiluun kaulat, k = käsivarsi 

Taulukko 5.5. DIS-dosimetrillä ja 6 cm 3 :n ionisaatiokammiolla tehdyt vertailumittaukset. 

Mittari Mittarin sijoittelu Mittaustulos 

6 cc-ionisaatiokammio tutkimuspöydän päällä 202,5 µGy 

DIS-dosimetri tutkimuspöydän päällä 235,0 µSv 

DIS-dosimetri tutkimuspöydän päällä, 2,5 cm korkeudella 213,0 µSv

6 TULOSTEN POHDINTA 

6.1 MITATTU ILMAKERMA 

Ilmakerman mittaaminen osoittautui käytännössä yllättävän haastavaksi, sillä osassa 

Suomessa käytettävistä luun mineraalipitoisuuden mittalaitteista laite tekee omia 

valvontamittauksia kuvauksen aikana niin, ettei ilmakerman mittaaminen ilman 

fantomia pelkällä ionisaatiokammiolla ollut onnistua. Näin tapahtui mm. Lunar 

Prodigy-merkkisellä luun mineraalipitoisuuden mittalaitteella, sillä ohjelma ei 

havainnut tutkimuskentässä olevaa ionisaatiokammiota, tulkitsi kentän tyhjäksi ja 

lopetti mittausohjelman ajamisen kesken ohjelman. Ongelmasta päästiin, kun 

tutkimuskenttään sijoitettiin toinen ionisaatiokammio siten, että mittaavan 

ionisaatiokammion mittausherkän alueen viereen laitettiin toisen ionisaatiokammion 

varsi. Tämä aiheuttaa mittaukseen sirontaa, mutta sironnan määrä on melko pieni, 

joten se jätetään tässä huomioimatta. 

Norlandin XR26-laitteella ongelmaksi muodostui automaattinen potilaspaksuuden 

mittaaminen. Kuten luvussa 2.2 kerrottiin, Norland XR26-laite mittaa automaattisesti 

potilaspaksuuden ja vaihtaa alumiinisuodatusta paksuuden mukaan. Ilman fantomia 

tutkimukset pystyttiin tekemään ainoastaan suodatusarvolla 6, joka vastaa 59,9 mm 

alumiiniekvivalenttia, kun se esimerkiksi normaalivartaloisen potilaan tapauksessa 

olisi 1 (13,0 mm Al) tai 2 (25,2 mm Al). Ilmakermamittaukset pystyttiin tekemään 

vasta, kun kyseisestä tutkimuspaikasta löytyi rasva-, lihas- ja rasvatonta lihaskudosta 

vastaavia kuutioita, joiden avulla pystyttiin rakentamaan normaalikokoista ja hoikkaa 

potilasta vastaavat fantomit automaattista potilaspaksuuden mittaamista varten (kuva 

6.1). 

Ilmakermamittaukset onnistuivat loppujen lopuksi kaikissa mittauspaikoissa. Joitain 

yksittäisiä tutkimuskohtia ei voitu mitata, sillä niissä käytetty putkivirta oli niin pieni, 

että käytetyn ionisaatiokammion herkkyys ei riittänyt mittaamaan tutkimuksen 

ilmakermaa. Tällaista putkivirtaa käytettiin muutamissa hoikkien ohjelmissa ja koko 

59

Kuva 6.1. Norland XR26-laitteen mittausjärjestely. 

kehon mittauksissa. Tutkimukset, joita ei pystytty edellä mainituista syistä 

mittaamaan on merkitty edellisen luvun taulukkoon 5.3 merkinnällä ”ei määr.” (ei 

määritettävissä). Koko kehon mittaukset olivat hankalia myös siksi, että useimpien 

laitteiden tutkimusohjelmat lopettivat ohjelman ajamisen kesken, mikäli 

mittauskentässä ei ollut muuta kuin ionisaatiokammio. Joissain paikoissa koko kehon 

ilmakerman mittaaminen oli mahdotonta, koska tutkimushuone oli mitoitettu siten, 

ettei potilaspöytä mahtunut liikkumaan niin paljon kuin ohjelman ajaminen olisi 

vaatinut. 

Verrattaessa sentraalisten laitteiden ilmakermamittaustuloksia huomataan, että 

viivapyyhkäisyä käyttävien laitteiden ilmakerma-arvot ovat monin verroin suurempia 

kuin pistepyyhkäisyä käyttävien laitteiden. Hologicin viivapyyhkäisevien laitteiden 

ilmakerma-arvot ovat moninkertaisia verrattuna viivapyyhkäisyä myös käyttävän 

Lunar Prodigy-laitteen ilmakerma-arvoihin. Tämä selittyy osittain sillä, että 

Hologicin laitteissa käytetään suurempia putkijännitteitä. Lisäksi röntgensäteen 

pyyhkäisytapa on erilainen. Hologicin laitteissa käytetään kerralla pyyhkäisevää 

60

tekniikkaa ja Lunar Prodigy-mallissa kapeammalla rakomaisella sädekeilalla 

pyyhkäisevää suoraviivaista rasteripyyhkäisyä. 

Lunar Expert on ainoa Suomessa käytössä oleva sentraalinen DXA-laite, jossa 

röntgenputki on potilaan yläpuolella. Lunar Expert-laitteella mitatut ilmakerma-arvot 

ovatkin liki kaksinkertaisia verrattuna Hologicin viivapyyhkäisevien laitteiden 

ilmakerma-arvoihin. Tulosten ero aiheutuu yläpuolella sijaitsevasta röntgenputken 

korkeammasta putkijännitteestä ja mittausvirrasta. Lunar Expert-laitteessa käytetään 

vakiojännitettä 134 kV ja putkivirtaa 5 mA ja Hologicin laitteissa pulssaavaa 

jännitettä 100/140 kV ja 2,5 mA putkivirtaa. 

Perifeeristen QCT-laitteiden pinta-annoksen mittaukset olivat myös hankalia, sillä 

tavallisella mittausohjelmalla ei pystynyt mittaamaan ollenkaan ilman potilasta tai 

fantomia. Onneksi molemmissa mittauspaikoissa oli mahdollista käyttää laitetta 

tutkimusohjelmalla, jolloin mittaus onnistui myös pelkän ionisaatiokammion kanssa. 

Yhdessä tutkimuspaikassa tehtiin vertailumittauksia ionisaatiokammion ja DIS- 

dosimetrin kanssa. DIS-dosimetrillä saadut syväannokset vastaavat mitattuja 

ilmakerma-arvoja kohtuudella, sillä mittaukset tehtiin samassa paikassa ja samalla 

laitteella. Tämän vertailumittauksen tulokset on esitelty taulukossa 5.5. Tuloksissa 

esiintyvät erot aiheutuvat mm. DIS-dosimetrin kalibroinnista, sillä DIS-dosimetriä ei 

ollut kalibroitu samaan suureeseen kuin ionisaatiokammio ja siitä, että syväannos 

mitataan 1 cm:n syvyydellä toisin kuin ilmakerma ionisaatiokammiolla. Tuloksia 

verrattaessa on myös hyvä muistaa, että DIS-dosimetrillä mitatuissa 

annosekvivalenttisuureissa on sironta mukana. Jotta tuloksien vertaaminen toisiinsa 

olisi mahdollista, mittauksia olisi pitänyt tehdä useammalla laitteella ja mieluummin 

myös pistepyyhkäisevillä DXA-laitteilla, joiden annosnopeus on pienempi. 

61

6.2 EFEKTIIVINEN ANNOS 

Efektiivisen annoksen laskeminen oli kohtalaisen helppoa STUK:in kehittämällä 

Monte Carlo menetelmään perustuvalla PCXMC-annoslaskentaohjelmalla. Ongelmia 

syntyi ainoastaan Lunar PIXI-laitteella, jonka suodatuksessa käytettiin useampaa 

kuin kahta suodatusmateriaalia. Annoslaskentaohjelmassa on mahdollisuus käyttää 

vain kahta eri suodatusmateriaalia. Niissä tapauksissa, joissa olisi pitänyt käyttää 

useampaa suodatusmateriaalia, kokeiltiin niiden kaikkien vaikutusta erikseen 

ekvivalentti- tai efektiiviseen annokseen ja vähiten merkitsevin suodatusmateriaali 

jätettiin laskuista pois. PIXI-laitteessa käytetään korkean energian suodatuksena 

alumiinia (3,2 mm) ja messinkiä (0,81 mm). Käytetyssä messingissä on 70 % kuparia 

ja 30 % sinkkiä, mutta koska laskentaohjelmassa on mahdollista käyttää ainoastaan 

kahta suodatusmateriaalia, piti kaikkien kolmen (alumiini, kupari ja sinkki) vaikutus 

laskea erikseen. Aluksi lähdettiin oletuksesta, että perussuodatuksen (3,2 mm Al) 

lisäksi koko lisäsuodatus olisi kuparia. Tämän jälkeen kokeiltiin vaihtoehtoa, jossa 

70 % ilmoitetusta lisäsuodatuksen paksuudesta olisi kuparia ja 30 % sinkkiä, eikä 

perussuodatusta olisi ollenkaan. Seuraavaksi kokeiltiin vaihtoehtoa, jossa kuparia 

olisi 70 % lisäsuodatuksen paksuudesta ja suodatuksessa ei olisi sinkkiä ollenkaan. 

Lopuksi kokeiltiin vaihtoehtoja, joissa lisäsuodatus olisi kokonaan sinkkiä, siinä olisi 

70 % sinkkiä tai 30 % sinkkiä. Kokeilujen jälkeen huomattiin, että alumiini ei itse 

asiassa vaikuttanut ekvivalenttiannoksen suuruuteen kuin vajaan 0,7 % verran, joten 

se päätettiin jättää suodatuksesta kokonaan pois. Edellä esitetyt kokeilujen tulokset 

on esitetty taulukossa 6.1. 

PIXI-laitteen potilaalle aiheuttaman säteilyaltistuksen laskeminen oli vaikeaa myös 

matalammalle jännitteelle (50 kV), sillä siinä käytetään samaa 

alumiiniperussuodatusta, mutta tässä tapauksessa polykarbonaattiin (paksuus 1,58 

mm) yhdistettynä. Polykarbonaatti sisältää mm. vetyä, hiiltä ja happea, joista hiilen 

ja hapen osuus on suurin. Oletus, että polykarbona atissa on hiiltä koko paksuudelta 

1,58 mm tai puolet eli 0,79 mm, ei juuri vaikuttanut laskettuun 

ekvivalenttiannokseen, joten tässä työssä polykarbonaatin oletettiin koostuvan 

ainoastaan hiilestä. 

62

Taulukko 6.1. Lunar PIXI-laitteen lis äsuodatuksen vaikutus luuston pinnan ja ihon 

ekvivalenttiannokseen 80 kV:n jännitteellä. 

Laskennassa käytetty 

suodatus 

Luuston pinnan 

ekvivalenttiannos (µSv) 

Ihon pinnan 

ekvivalenttiannos (µSv) 

3,2 mm Al + 0,81 mm Cu 7,418 0,266 

0,57 mm Cu + 0,24 mm Zn 7,370 0,263 

3,2 mm Al + 0,57 mm Cu 7,276 0,260 

3,2 mm Al + 0,81 mm Zn 7,385 0,264 

3,2 mm Al + 0,57 mm Zn 7,217 0,258 

3,2 mm Al + 0,24 mm Zn 6,541 0,243 

Taulukossa 6.2. on vertailtu perifeeristen mittausten potilaan säteilyaltistusta 

sentraalisilla DXA-laitteilla ja perifeerisillä DXA- ja QCT-laitteilla. Vaikka käytetyt 

jännitteet ovat hyvinkin erilaiset ja esimerkiksi perifeerissä QCT-tutkimuksissa 

otetaan varsinaisen leikkeen lisäksi myös karttakuva, on tutkimusten efektiivinen 

annos melko samanlainen. Jos vertaa Lunar Expertin lanneranka- tai reisiluun 

kaulatutkimusten efektiivisiä annoksia muiden mitattujen laitteiden efektiivisiin 

annoksiin, voisi luulla, että käsivarren säteilyaltistus olisi samassa suhteessa 

suurempi kuin muiden laitteiden. Näin ei kuitenkaan ole, sillä tulos jää alle 

keskitason verrattaessa tulosta muiden perifeeristen laitteiden efektiivisiin annoksiin. 

Perifeerisen luuston mineraalipitoisuuden mittalaitteiden lasketut efektiiviset 

annokset ovat hieman liian suuria, sillä laskennassa on oletettu, että lihaksen osuus 

”muista elimistä” on 0,05, mikä on yliarvio todellisesta tilanteesta. 

Koska DXA-laitteita on useita erilaisia, on efektiivisiä annoksia vaikea vertailla 

toisiinsa. Tutkimuksesta kokonaisuutena saatavaan efektiiviseen annokseen vaikuttaa 

paitsi potilasta kohti tehtyjen mittausten määrä, myös se, millä mittausohjelmalla ne 

on tehty. 

63

Taulukko 6.2. Perifeeristen mittausten efektiivisten annosten vertailu perifeerisillä ja sentraalisilla 

DXA-laitteilla tehdyissä mittauksissa. 

Mitattava laite Toimintatapa Mittauskohta 

64 

Efektiivinen annos 

(µSv) 

Hologic QDR 4000 DXA (pistepyyhkäisy) käsivarsi 0,09 

Hologic Discovery A DXA (viivapyyhkäisy) käsivarsi 0,07 

Hologic QDR 4500 W DXA (viivapyyhkäisy) käsivarsi 0,16 

Lunar Expert DXA (viivapyyhkäisy) käsivarsi 0,10 

Lunar PIXI pDXA ranne 0,49 

Osteometer DTX-200 pDXA ranne 0,01 

Stratec XCT 2000 pQCT käsivarsi 0,09 

Stratec XCT 3000 pQCT käsivarsi 0,12 

Joissain paikoissa käytetään aina nopeinta mittausohjelmaa, toisissa paikoissa taas 

halutaan panostaa tarkkuuteen, jolloin käytössä on hitaammin pyyhkäisevä 

mittausohjelma. Onkin mahdollista, että samoilla mittausohjelmilla saman 

valmistajan laitteiden välillä ei olisi yhtä suurta vaihtelua kuin nyt. 

Kuten edellisen luvun taulukosta 5.4. huomataan, on potilaan säteilyaltistus suurempi 

laitteissa, joissa käytetään viivapyyhkäisyä. 

6.3 TULOSTEN EPÄVARMUUDEN ARVIOINTI 

Mittauksen epävarmuus jaetaan kansainvälisen ohjeen mukaisesti (ISO, 1998) 

kahteen tyyppiin määritystapansa perusteella. A-tyypin epävarmuus u A saadaan 

mittaustulosten tilastollisesta vaihtelusta laskemalla tulosten hajonta. A-tyypin 

epävarmuus on helpointa arvioida seuraamalla mittaustulosten vaihtelua 

toistomittauksissa. Jos varsinainen mittaus on toistomittaus, käytetään A-tyypin 

epävarmuuden laskemisessa keskiarvon keskihajontaa. B-tyypin epävarmuus u B 

sisältää kaikki muut paitsi tilastollisesti arvioidut epävarmuudet. Koska 

kalibrointikerroin saadaan mitattujen tekijöiden tulona, on yksinkertaisinta tarkastella 

eri tekijöistä aiheutuvaa suhteellista epävarmuutta. Ilmakermamittauksissa voidaan 

olettaa, että tuloksen todennäköinen poikkeama oikeasta arvosta Xi on tasaisesti

jakautunut vaihteluvälille 2 a eli tuloksen oletetaan olevan yhtä suurella 

todennäköisyydellä mikä tahansa välillä (Xi - a Xi, Xi + a Xi). Tässä tapauksessa B- 

tyypin suhteellinen epävarmuus voidaan laskea yhtälöllä 6.1 

2 

u B = a / 3 

(6.1) 

missä a on puolet suhteellisesta vaihteluvälistä. 

Mittaustuloksen paikkansa pitävyys on epävarmuuden arvioinnin jälkeenkin vain 

hyvä arvio täsmällisestä tuloksesta. Toisistaan riippumattomille epävarmuuksille 

saadaan yhdistetty suhteellinen epävarmuus u C (yhtälö 6.2) 

epävarmuuskomponenttien suhteellisten varianssien (u A,i 2 ja uB,j 2 ) summan 

neliöjuurena. 

u 

C 

= 

∑ 

i 

u 

∑ 

2 

A, 

i + 

2 

u B, 

j 

(6.2) 

j 

missä u A,i 2 on i:nnen A-tyyppisen epävarmuustekijän suhteellinen varianssi ja uB,j 2 

on j:nnen B-tyyppisen epävarmuustekijän suhteellinen varianssi. 

Kokonaisepävarmuus U saadaan kertomalla yhdistetty epävarmuus u C 

kattavuuskertoimella k (yhtälö 6.3). Mikäli k = 2, vastaa tämä normaalijakauman 

tapauksessa noin 95 % luotettavuusväliä (ISO, 1998). 

U = k ⋅u 

(6.3) 

C 

65

6.3.1 Annosnopeusmittarin ja ionisaatiokammion epävarmuus 

Ionisaatiokammion kalibrointikerroin määritettiin eri mittausjännitteillä STUKin 

mittanormaalilaboratoriossa ja sen vaikutus on otettu huomioon 

ilmakermamittauksissa. DXA-mittauksissa käytettyjen Radcal 9015-mittareiden 

(sarjanumerot 91–0513 ja 91–0461) kalibrointikertoimet 6 cm 3 :n 

ionisaatiokammioille (sarjanumerot 16036 ja 6548) on esitetty taulukossa 6.3. Tässä 

tutkimuksessa käytetään kalibrointikertoimia 0,99 sekä Lunarin että Hologicin 

laitteille. Norlandin laitteelle käytetään kalibrointikerrointa 0,98, sillä laitteessa 

käytetään putkijännitettä 100 kV. Säteilykeilan energiajakauma riippuu sekä 

putkijännitteestä että käytetystä suodatuksesta. Mittanormaalilaboratorio ilmoittaa 

kalibroinnissa käyttämälleen ionisaatiokammiolle epävarmuudeksi 3 % 

(kattavuuskerroin k=2) (STUK, 2004b; 2004c). Kattavuuskertoimella 1 epävarmuus 

on siis 1,5 %. Lisäksi tulee ottaa huomioon kalibroitavan mittarin käytöstä 

kalibroinnissa (±1 %), energiariippuvuudesta (±2 %) ja käytöstä mittauksessa (±2 %) 

aiheutuvat epävarmuudet. Epävarmuuksia käsitellään tässä ionisaatiokammion 

epävarmuutta lukuun ottamatta maksimivirheinä, jolloin ne pitää jakaa 3 :lla 

yhdistettyä epävarmuutta laskiessa (yhtälö 6.1). 

Perifeerisissä QCT-mittauksissa käytetyn 3 cm 3 :n ionisaatiokammion (sarjanumero 

7939) kalibrointikertoimet saatiin tätä työtä varten tehdyllä ns. pikakalibroinnilla 

vertaamalla 3 cm 3 :n ionisaatiokammion mittauksien tuloksia samalla 

mittausjännitteellä (56–80 kV) ja suodatuksella (4 mm Al + 0,2 mm Cu) tehtyihin 6 

cm 3 :n ionisaatiokammion tuloksiin. Vertailussa käytetty suodatus ei täysin vastannut 

laitekohtaisia suodatuksia. Kalibrointikertoimena käytettiin taulukosta 6.4 laskettua 

keskiarvoa 0,96. 

66

Taulukko 6.3. Kalibrointikertoimet 6 cm 3 :n ionisaatiokammiolle (STUK, 2004b; 2004c ). 

Putkijännite 

(kV) 

Suodatus 

(mm) 

Ionisaatiokammio, 

sarjanumero 16036 

Ionisaatiokammio, 


50 1,02 Al - 0,99 0,98 

75 1,5 Al - 0,99 0,99 

105 1,0 Al 0,10 Cu 0,98 0,98 

135 1,0 Al 0,27 Cu 0,99 0,99 

Taulukko 6.4. Kalibrointikertoimet 3 cm 3 :n ionisaatiokammiolle 

Putkijännite(kV) 

mittaustulos (µGy), 

6 cm 3 :n 

ionisaatiokammio, 


mittaustulos (µGy), 

3 cm 3 :n 

ionisaatiokammio, 


67 

Kalibrointi- 

kerroin 

56 241,2 251,2 0,960 

60 320,9 335,8 0,956 

70 566,8 594,3 0,954 

80 898,9 942,7 0,954 

Vertailun perusteella määritetyn kalibrointikertoimen epävarmuus on noin 10 - 12 %. 

Se saadaan huomioimalla ensin 6 cm 3 :n ionisaatiokammion kalibroinnissa käytetyn 

ilmakerman epävarmuus (3 %, k = 2) ja kammion käyttöön liittyvä epävarmuus 

kalibroinnissa (±1 %) ja vertailumittauksessa (±2 %). Epävarmuutta kasvattaa 

3 cm 3 :n ionisaatiokammion käyttö vertailumittauksessa (±2 %) sekä 

energiariippuvuus ja säteilylaatujen ero (±8-10 %). Varsinaisissa mittauksissa on 

lisäksi otettava huomioon kammion ja mittarin käyttöön liittyvä epävarmuus 

(±2-3 %). Myös näitä käsitellään maksimivirheinä ja yhdistettyä epävarmuutta 

laskiessa käytetään yhtälöä 6.1.

6.3.2 Ympäristöolojen vaikutus 

Kaikki mittaukset tehtiin vallitsevissa olosuhteissa (lämpötila ja paine). 

Annosnopeusmittaria käytettiin lämpötilafunktion osalta asetuksella using measured, 

jolloin mittarin lämpötilan kompensaatiopiiri suorittaa automaattisen 

lämpötilakorjauksen. Ilmanpaineen vaihtelun vaikutusta ei otettu huomioon eli 

mittauksissa oletettiin, että vallitseva ilmanpaine oli lähellä vakiopainetta (101,3 

kPa). Normaali ilmanpaineen vaihtelu voi aiheuttaa noin ±3 %:n epävarmuuden 

mittauksiin, mutta ei edellä mainittuun kalibrointiin eikä vertailumittaukseen. 

6.3.3 Ilmakermamittauksien epävarmuus 

Joissain tapauksissa viivapyyhkäisevän laitteen pyyhkäisyt menevät osittain 

päällekkäin ja näistä päällekkäisistä alueista aiheutuu kyseiselle alueelle 

kaksinkertainen ilmaan absorboitunut annos. Ionisaatiokammion mittausherkän osan 

(pituus 3,84 cm) alueelle osuu vähintään yksi ja enimmillään kaksi kokonaista 

päällekkäistä pyyhkäisyä. Pyyhkäisyn leveys potilaspöydän tasossa on 2,2 cm ja siitä 

menee päällekkäin 0,5 cm. Päällekkäisestä pyyhkäisystä aiheutuva epävarmuus 

saatiin laskemalla säteilymäärä pinta-alaa kohti molemmissa tapauksissa. Tämän 

jälkeen kaksinkertaisen ilmaan absorboituneen annoksen vaikutusta verrattiin 

kokonaistutkimusalaan. Tällä tavalla laskettu päällekkäisestä pyyhkäisystä aiheutuva 

A-tyypin epävarmuus on noin 11 % ja se vaikuttaa ainoastaan Lunar Prodigy-laitteen 

ilmakermamittauksen epävarmuuteen. 

Ennen mittauksen aloittamista mittarin lukema vaihteli välillä 0,0–0,4 µGy. Jos 

oletetaan, että mittari ryömii samalla lailla kaikissa tutkimuksissa, mittarilukeman 

virhe on pahimmillaan mittauksessa, jossa mitattu ilmakerma-arvo on pieni (esim. 

Lunarin DPX, lannerankamittaus, 5,9 µGy). Mittauksissa, joissa mitattu ilmakerma- 

arvo on luokkaa 200 µGy (esim. Hologic QDR 4500 W, lannerankamittaus, 

204,5 µGy) ryöminnän aiheuttama virhe on huomattavasti pienempi. Mittarin 

68

yömimisen aiheuttamaksi mitatun ilmakerman epävarmuudeksi saatiin edellisissä 

tapauksissa 6,8 % ja 0,2 % vastaavasti. 

DXA-laitteella tehtyjen mittausten toistettavuutta arvioitiin kahdessa paikassa 

tehdyillä lannerankamittauksilla. Taulukossa 6.5 on esitetty mitatut ilmakerma-arvot, 

niiden keskiarvo ( x ) ja otoskeskihajonta (Sx). Mitattu ilmakerma-arvo oli Hologicin 

laitteissa isompi kuin Lunarin laitteissa ja lisäksi toistoja oli ensimmäisessä 

tapauksessa enemmän. Tämän takia toistettavuus kyseessä olleelle Hologic Explorer 

W-laitteelle oli 1,6 % ja Lunar Prodigylle 6,1 %. Koska mitattu ilmakerma-arvo oli 

Lunarin laitteessa pieni, mittauksen toistettavuudessa saattaa olla mukana myös 

mittarin ryöminnän aiheuttamaa epävarmuutta. Toistettavuutta on vaikea arvioida 

näin pienellä otoksella, joten sen aiheuttamaa epävarmuutta ei oteta huomioon 

yhdistettyä epävarmuutta laskiessa. 

Mittauksissa käytetyn tutkimusalan epävarmuutta ei huomioida tässä tutkimuksessa, 

sillä todellista tutkimusalaa ei pystytty tarkastamaan käytössä olevilla menetelmillä. 

Mittauksia tehdessä oletettiin, että ohjelman ilmoittama tutkimusala on oikea. 

6.3.4 Efektiivisen annoksen epävarmuus 

Efektiivisen annoksen epävarmuuden määrittämiseen vaikuttaa mm. PCXMC- 

laskentaohjelman epävarmuus. Laskentaohjelman ilmoittama A-tyypin epävarmuus 

on tutkimuskohtaisesti 0,4–1,1 %. Epävarmuuden suuruuteen vaikuttaa mm. 

laskennassa käytettyjen fotonien lukumäärä. Tutkittujen DXA-laitteiden 

keskimääräinen efektiivisen annoksen epävarmuus oli noin 0,6 %. 

Väärin rajattu tutkimusala PCXMC:ssä aiheuttaa oman epävarmuutensa efektiivisen 

annoksen laskentaan. Ohjelmassa oleva anatominen malli on pelkistetty, joten oikean 

tutkimusalan rajaaminen kuvasta oli hankalaa. 

69

Taulukko 6.5. Lannerankamittausten toistettavuus 

Hologic Explorer W Lunar Prodigy 

1. ilmakermamittaus (µGy) 140,7 27,7 



4. ilmakermamittaus (µGy) 135,5 - 

keskiarvo x (µGy) 137,9 29,8 

otoskeskihajonta Sx (µGy) 2,16 1,81 

toistettavuus (%) 1,57 6,07 

Efektiivisen annoksen epävarmuuteen vaikuttaa pulssaavan jännitteen tekniikkaa 

käyttävillä DXA-laitteilla myös laskennassa tehty oletus, että molempien 

suodatuksien osuus pinta-annoksesta on sama. Tästä aiheutuvaa epävarmuutta 

tarkasteltiin muuttamalla suodatusten suhdetta toisiinsa. Alkuperäisen oletuksen 

lisäksi tutkittiin tapauksia, joissa matalamman ja korkeamman jännitteen aikaisten 

spektrien osuus mitatusta pinta-annoksesta oli 1:2 tai 2:1. Tästä aiheutuvat virheet on 

esitelty taulukossa 6.6, johon on laskettu efektiivinen annos kaikissa kolmessa 

tapauksessa. Esimerkkitapauksiksi valittiin pistepyyhkäisevä Hologic QDR 4000 ja 

viivapyyhkäisevä Hologic Discovery A. Muiden viivapyyhkäisevien laitteiden 

efektiivisen annoksen virheen oletetaan olevan sama kuin Discovery A:lle laskettu. 

Taulukosta 6.6 saadaan yksinkertaistamisesta aiheutuvaksi epävarmuudeksi 

pistepyyhkäisevälle QDR 4000-laitteelle noin 12,5 % molemmissa tapauksissa. 

Viivapyyhkäiseville laitteille saatiin yksinkertaistamisesta aiheutuvaksi 

epävarmuudeksi noin 5,5 % tapauksessa, jossa matalamman ja korkeamman 

jännitteen aikaisten pinta-annosten suhde on 1:2. Kun matalamman ja korkeamman 

jännitteen aikaisten pinta-annosten suhde on 2:1, saadaan vastaavaksi 

epävarmuudeksi noin 4,1 %. Perifeerisen luuston mittalaitteille saadaan samasta 

taulukosta epävarmuudeksi noin 2,5 % pistepyyhkäisevälle laitteelle ja 0,6 % 

viivapyyhkäiseville laitteille. Kuten taulukosta nähdään, eri spektrien aikaisten pinta- 

annosten suhteen aiheuttama epävarmuus on suurempi pistepyyhkäisevien laitteiden 

kohdalla. 

70

Taulukko 6.6. Pulssaavan jännitteen aiheuttama epävarmuus 

Mitattu laite 

Hologic 

QDR 

4000 

Hologic 

Discovery 

A 

Efektiivinen 

annos (µSv), 

suodatusten 

osuus 1:1 

ilmakermasta 

Efektiivinen 

annos (µSv), 

suodatusten 

osuus 1:2 

ilmakermasta 

Efektiivinen 

annos (µSv), 

suodatusten 

osuus 2:1 

ilmakermasta 

Epävarmuus 

(%) 

1:2 2:1 

lanneranka 3,91 4,39 3,42 11,0 12,5 

reisiluun 

kaula 

5,07 5,76 4,40 12,0 13,2 

käsivarsi 0,39 0,40 0,38 2,5 2,6 

lanneranka 14,88 15,59 14,18 4,6 4,7 

reisiluun 

kaula 

11,02 11,76 10,64 6,3 3,4 

käsivarsi 0,252 0,250 0,253 0,8 0,4 

Tässä tutkittiin siis efektiivisen annoksen epävarmuutta käyttämällä arvioinnissa 

laskettuja epävarmuuksia eli pistepyyhkäisevien osalta käytetään epävarmuutta ±12,5 

%, viivapyyhkäisevien osalta käytetään epävarmuutta ±5,0 % ja samoilla laitteilla 

tehtyjen perifeeristen mittausten osalta epävarmuutta ±2,5 % pistepyyhkäiseville ja 

±0,8 % viivapyyhkäiseville laitteille. 

6.3.5 Potilaan säteilyaltistuksen määrityksen kokonaisepävarmuus 

Potilaan säteilyaltistuksen yhdistetty epävarmuus saadaan, kun otetaan huomioon 

kaikki edellä mainitut B-tyypin epävarmuustekijät ja annoslaskentaohjelman ja 

päällekkäisen pyyhkäisyn ilmakermamittauksien A-tyypin epävarmuustekijät ja 

sijoitetaan ne yhtälöön 6.2. Kaikkia edellä esitettyjä epävarmuuksia käsitellään 

liitteissä 3 ja 4 maksimivirheinä yhtälön 6.1 mukaisesti. Liitteisiin 3 ja 4 on laskettu 

ilmakermamittauksien epävarmuuden lisäksi kokonaisepävarmuus efektiivisen 

annoksen määritykselle kattavuuskertoimella 2. Päällekkäinen pyyhkäisy ja 

pulssaavan jännitteen aiheuttama epävarmuus koskee ainoastaan niitä laitteita, joille 

kyseinen luku on ilmoitettu liitteessä 4. 

71

7 YHTEENVETO 

Tämän diplomityön ensisijaisena tavoitteena oli selvittää potilaan säteilyaltistus 

röntgensäteilyn käyttöön perustuvissa luun mineraalipitoisuuden mittauksissa ja 

kehittää sopiva menetelmä potilaan säteilyaltistuksen määrittämiseksi erityyppisillä 

laitteilla tehtävissä tutkimuksissa käyttämällä jo olemassa olevia mittausmenetelmiä 

säteilyaltistuksen määrittämiseen. Lisäksi tarkoituksena oli kartoittaa Suomessa 

käytössä olevien luun mineraalipitoisuuden mittalaitteiden toimintaperiaatteet ja 

selvittää, miten potilaalle tehtävien mittausten lukumäärä määritellään ja kuinka 

paljon tutkimuksia tehdään vuosittain. 

Potilaan säteilyaltistus luun mineraalipitoisuuden mittauksissa selvitettiin 

mittaamalla 17 erilaisen Suomessa käytettävän luun mineraalipitoisuuden 

mittalaitteen potilaalle aiheuttama säteilyaltistus tavallisimmissa tutkimuskohdissa 

(lanneranka, reisiluun kaula ja käsivarsi) terveyskeskuksissa ja sairaaloissa käytössä 

olleilla mittausohjelmilla. Suomessa käytettäviä luun mineraalipitoisuuden 

mittalaitteita on useita erilaisia. Osassa kaksienergisyys aikaansaadaan pulssaamalla 

putkijännitettä nopeasti tutkimuksen aikana. Osa taas toimii vakiojännitteellä ja 

kaksienergisyys aikaansaadaan K-reunasuodattimella. Tämän lisäksi osa laitteista 

käyttää kuvanmuodostukseen viivapyyhkäisyä ja osa pistepyyhkäisyä. 

Röntgensäteilyn erilaisen suodatuksen ja käytettyjen putkijännite-erojen takia 

mittaustulokset eri valmistajien välillä eroavat toisistaan selvästi. Efektiiviset 

annokset eri sentraalisen luuston DXA-laitteiden välillä vaihtelivat reisiluun kaulan 

ja lannerangan tutkimuksissa 0,11–44,52 µSv välillä. Perifeerisen luuston 

mineraalipitoisuuden mittalaitteiden efektiiviset annokset taas vaihtelivat 0,01–0,49 

µSv välillä. Tavallisista röntgentutkimuksista aiheutuva keskimääräinen efektiivinen 

annos esimerkiksi keuhkojen PA-kuvassa on 25 µSv ja yksittäisen poskihampaan 

röntgenkuvauksessa 4 µSv (Tapiovaara et al., 2004). Efektiivisen annoksen 

määrittämisen kokonaisepävarmuudeksi arvioitiin perifeerisen luuston mittalaitteiden 

kohdalla 6-11 % ja sentraalisen luuston mittalaitteiden kohdalla 6-23 % 

luotettavuusvälillä 95 %. 

72

Suurin potilaan säteilyaltistus aiheutuu Lunarin Expert-mittalaitteella tehdyissä 

tutkimuksissa. Suomessa on vain yksi Expert-laite ja sekin on lähinnä tieteellisessä 

tutkimuskäytössä. Hologicin viivapyyhkäisevien DXA-laitteiden potilaan 

säteilyaltistus on moninkertainen verrattuna Lunar Prodigyn säteilyaltistukseen. 

Tuloksia tarkastellessa tulee muistaa, että Hologicin laitteissa käytetty pulssaava 

jännitetekniikka ja sen suodatusmateriaalien suhteiden arviointi aiheuttaa tuloksiin 

virhettä. Potilaan säteilyaltistus saattaa siis olla suurempi tai pienempi, kuin miltä se 

taulukoita tarkastelemalla vaikuttaa. Tutkimuksia verrattaessa on joka tapauksessa 

hyvä muistaa, että DXA-laitteiden mittaustulokset ovat laitekohtaisia, eikä tuloksia 

voida verrata luotettavasti toisiinsa. Potilaan säteilyaltistusta voidaan alentaa liki 

kolmanneksella, jos tutkimuskohteiksi valitaan lannerangan ja molempien reisiluun 

kaulojen sijaan ainoastaan lanneranka ja toinen reisiluun kaula. 

Henkilökunnan säteilyaltistuksen määrittämisessä hyödynnettiin paikan päällä 

tehtyjen haastattelujen tuloksia. Kyselyssä selvitettiin mm. vuosittainen 

tutkimusmäärä ja tehtyjen mittausten lukumäärä potilasta kohti. Lisäksi mitattiin 

käyttäjän etäisyys DXA-laitteesta tutkimuksen aikana. Paikan päällä tehdyissä 

mittauksissa henkilökunnan säteilyaltistus viivapyyhkäisevien laitteiden käytön 

yhteydessä oli 0,9 µSv/h, kun käyttäjä istui 2,7 metrin päässä DXA-laitteesta ja 4 

µSv/h, kun käyttäjä istui 2,0 metrin päässä DXA-laitteesta. Mikäli tehtyjen 

mittausten määrä on yli 3000 vuodessa (= 1500 tutkimusta, jos jokaiselta potilaalta 

kuvataan sekä lanneranka että reisiluun kaula) ja laitteen käyttäjä istuu 2 metrin 

päässä laitteesta, suositellaan laitteen ja laitteen käyttäjän välille sijoitettavaksi 

suojauskyvyltään vähintään 0,2 mm Pb vastaava säteilysuojus. Pistepyyhkäisevien 

laitteiden käytön yhteydessä henkilökunnan säteilyaltistus DXA-tutkimuksen aikana 

ei juuri eronnut taustasäteilystä. 

Tämän diplomityön perusteella saatiin suuntaa-antavaa tietoa eri laitteiden potilaan 

säteilyaltistuksesta ja lisäksi henkilökunnan säteilysuojauksen tarve saatiin 

kartoitettua. Henkilökunnan säteilysuojan tarve riippuu tutkimusmääristä ja 

käytettävästä laitteesta, joten suojaustarpeesta pitää päättää tapauskohtaisesti. Luun 

mineraalipitoisuuden mittalaitteita on tarkoitus tutkia jatkossa tarkemmin mm. 

vertaamalla samantyyppisten, mutta eri valmistajien laitteiden tai saman valmistajan 

eri laitetyyppien potilasaltistusta toisiinsa. Laitteiden toiminnasta ja tutkimusten 

73

efektiivisistä annoksista täytyy olla tarpeeksi paljon mittaustietoja, jotta potilaan 

säteilyaltistus kyseisessä tutkimuksessa olisi ennalta määriteltävissä. 

74

8 LÄHDELUETTELO 

Adams, 1997 Adams, J., Single and dual energy X-ray absorptiometry 

European Radiology 7 (1997) S20-S31. 

Alara, 2004 Alara Inc., MetriScan Spesifications, esite, USA 2004. 

Anon., 2005 Anon., Ultraääntä tutkitaan luunmittaukseen, Helsingin 

Sanomat 10.1.2005. 

Attix, 1986 Attix, F., Introduction to Radiological Physics and 

Radiation Dosimetry, Wiley, New York 1986, s. 310. 

Blake et al., 1992 Blake, G., McKeeney, D., Chhaya, S., Ryan, P. ja 

Fogelman, I., Dual energy X-ray absoptiometry: The 

effects of beam hardening on bone density measurements, 

Medical Physics 19 (1992) 459-465. 

Blake et al., 1999 Blake, G., Heinz, W. ja Fogelman, I., The evaluation of 

osteoporosis: Dual energy X-ray absorptiometry and 

ultrasound in clinical practice, 2. painos, Martin Dunitz 

Ltd, London 1999, 470s. 

Brody et al. 1981 Brody, W., Butt, G., Hall, A. ja Macovski, A., A method 

for selective tissue and bone visualization using dual 

energy scanned projection radiography, Medical Physics 

8 (1981) 353-357. 

Cann, 2001 Cann, C., Why are QCT T-scores usually lower than PA- 

DXA?, Mindways software Inc., www.qct.com, USA 

2001, 5.11.2004. 

Chuang & Huang, 1987 Chuang, K. ja Huang, H., A fast dual-energy 

computational method using isotransmission lines and 

table lookup, Medical Physics 14 (1987) 186-192. 

Cummings et al., 1993 Cummings, S., Black, D., Nevitt, M., Browner, W., 

75 

Cauley, J., Ensrud, K., Genant, H., Palermo, L., Scott, J. ja 

Vogt, T., Bone density at various sites for prediction of 

hip fractures, The Lancet 341 (1993) 72-75.

Duodecim, 2000 Anon., Osteoporoosi, Ohjeessa Käypä hoito, Suomen 

Endokrinologiyhdistyksen asettama työryhmä (pj. Matti 

Välimäki) 18.7.2000, http://www.kaypahoito.fi, 1.2.2005. 

GE Lunar, 2001 GE Lunar Corporation Inc., PIXI peripheral DEXA bone 

densitometer, esite, USA 2001. 

GE Lunar, 2003 GE Lunar Corporation Inc., DXA-laitteiden esitteet, USA 

2003, 2004. 

Genton et al., 2002 Genton, L., Hans, D., Kyle, U. ja Pichard, C., Dual-enegry 

X-ray absorptiometry and body composition: differences 

between devices and comparison with reference methods, 

Nutrition 18 (2002) 66-70. 

Guglielmi, 1995 Guglielmi, G., Quantitative computed tomography (QCT) 

and dual X-ray absorptiometry (DXA) in the diagnosis of 

osteoporosis, European Journal of Radiology 20 (1995) 

185-187. 

Hakanen, 2002 Hakanen, A., Radiologisten tutkimusten ja toimenpiteiden 

määrät vuonna 2000, STUK-B-STO 49, 

Säteilyturvakeskus, Helsinki 2002, s. 21 ja 25. 

Hakulinen et al., 2003 Hakulinen, M., Saarakkala, S., Töyräs, J., Kröger, H. ja 

Jurvelin, J., Dual energy X-ray laser measurement of 

calcaneal bone mineral density, Physics in medicine and 

biology 48 (2003) 1741-1752. 

Hologic, 1999 Hologic Inc., DXA-laitteiden esitteet, USA 1999 - 2003. 

Huopio, 2004 Huopio, J, Luun tiheyden mittaamisen nykytila, Luento, 

Sädeturvapäivät 2004, Tampere. 

ICRP, 1991 ICRP Publication 60, 1990 Recommendations of the 

International Commission on Radiological Protection, 

Annals of the ICRP 1990, USA 1991, s. 7 ja 68. 

ICRU, 1998 ICRU Report 60, Fundamental quantities and units for 

ionizing radiation, USA 1998, s. 13–17. 

ImPACT, 2005 ImPACT, Conversion factors DLP – Effective dose, 

julkaisussa CT Dosimetry, http://www.impactscan.org, 

18.05.2005 

76

ISO, 1998 ISO, Guide for estimating uncertainties in dosimetry for 

radiation processing, Julkaisussa International Standard 

ISO 15572, Switzerland 1998, 20s. 

Jurvelin & Kröger, 2003 Jurvelin, J. ja Kröger, H., Luuston mineraalitiheyden 

mittaus, Teoksessa Kliininen fysiologia ja 

isotooppilääketiede, toim. A. Sovijärvi, A. Ahonen, J. 

Hartiala, E. Länsimies, S. Savolainen, V. Turjanmaa ja E. 

Vanninen, Duodecim, Helsinki 2003, s. 516–523. 

Järvinen, 2002 Järvinen, H., Mittanormaalit ja mittaustarkkuus, Teoksessa 

Säteily ja sen havaitseminen, toim. T. Ikäheimonen, 

Karisto, Hämeenlinna 2002, s. 100, 101 ja 105. 

Kahlos, 2004 Kahlos, S., GE Lunar DEXA Technology, Powerpoint- 

esitys, Helsinki 2004. 

Klemola, 2002 Klemola, S., Säteilyn ilmaisimet, Teoksessa Säteily ja sen 

havaitseminen, toim. T. Ikäheimonen, Karisto, 

Hämeenlinna 2002, s. 115–134 ja 131–133. 

Knoll, 2000 Knoll, G., Radiation Detection and Measurement, John 

Wiley & Sons, USA 2000, s. 731, 732, 751 ja 752. 

Komppa, 2004 Komppa, T., Potilaan säteilyaltistuksen määrittäminen 

röntgentutkimuksissa, Julkaisussa Säteilyturvallisuus ja 

laatu röntgendiagnostiikassa 2004, toim. H. Järvinen, 

STUK, Vantaa 2004, s. 11–17. 

Kormano, 1998 Kormano, M., Osteoporoosi, Teoksessa Kliininen 

radiologia, toim. C-G Strandertskjöld-Nordenstam, M. 

Kormano, E. M. Laasonen, S. Soimakallio ja I. Suramo, 

Duodecim, Helsinki 1998, s. 193–195. 

Laskey, 1996 Laskey M., Dual-energy X-ray absorptiometry and body 

composition, Nutrition 12 (1996) 45-51. 

Limpaphayom, 2003 Limpaphayom, K., Osteoporosis: background, 

pathogenesis, measurement of bone density, prevention 

and treatment, Geneva foundation for medical education 

and research, www.gfmer.ch/Books/bookmp/81.htm, 

5.11.2004. 

77

Marttila, 2002 Marttila, O., Suureet ja yksiköt, Teoksessa Säteily ja sen 

havaitseminen, toim. T. Ikäheimonen, Karisto, 

Hämeenlinna 2002, s. 66–91. 

NIH, 2000 National Institutes of Health, Osteoporosis prevention, 

diagnosis and therapy, NIH Consensus Statement Online 

2000 March 27-29 17 (2000) 1-36. 

Njeh & Genant, 2000 Njeh, C. ja Genant, H., Bone loss: quantitative imaging 

78 

techniques for assessing bone mass in rheumatoid arthritis, 

Arthritis research & therapy 2 (2000) 446-450. 

Njeh et al., 1999 Njeh, C., Fuerst, T., Hans, D., Blake, G. ja Genant, H., 

Radiation exposure in bone mineral density assessment, 

Applied radiation and isotopes 50 (1999) 215-236. 

Osteometer, 2004 Osteometer MediTech, DTX-200 Dual energy x-ray bone 

densitometer, esite, USA 2004. 

Pirinen, 2004 Pirinen, M., Potilasannos, vertailutasot ja efektiivinen 

annos, Julkaisussa Sädeturvapäivät 2004 Tampere-talossa, 

Vammala 2004, s. 90–91. 

Radcal, 1988 Radcal Corporation, Instruction manual model 1015 

radiation monitor, ohjekirja, USA 1988, s. 1. 

Radcal, 1999 Radcal Corporation, Model 9015 radiation monitor 

controller, ohjekirja, USA 1999, s. 94. 

Rados, 2005a Rados Technology Oy, DIS-1 dosimeter, esite, 

http://www.rados.com/images/produits/fichiers/DIS-1.pdf, 

2.5.2005. 

Rados, 2005b Rados Technology Oy, DIS-100 Wide Energy Personal 

Dosimeter, esite, 

http://www.bilsolutions.co.uk/pdf/datasheets/Wide%20En 

ergy%20Personal%20Dosimeter.pdf, 2.5.2005. 

Seuntjens et al., 1987 Seuntjens, J., Thierens, H., Plaetsen van der, A. ja Segaert, 

O., Conversion factor f for x-ray beam qualities, specified 

by peak tube potential and HVL value, Phys. Med. Biol. 

32 (1987) 595-603. 

Sievänen et al., 1992 Sievänen, H., Oja, P. ja Vuori, I., Precision of dual-energy 

x-ray absorptiometry in detemining bone mineral density

and content of various skeletal sites, The Journal of 

Nuclear Medicine 33 (1992) 1137-1142. 

Sievänen et al., 1998 Sievänen, H., Koskue, V., Rauhio, A., Kannus, P., 

Heinonen, A. ja Vuori, I., Peripheral quantitative 

computed tomography in human long bones: evaluation of 

79 

in vitro and in vivo precision, Journal of bone and mineral 

research 13 (1998) 871–882. 

Stratec, 2005 Stratec/Norland Medical Systems, kuva XCT 3000- 

laitteesta, USA 2005, http://www.stratec- 

med.com/en/layout/prod_xct3000r.jpg, 30.5.2005. 

STUK, 2004a Säteilyturvakeskus, Röntgentutkimuksesta potilaalle 

aiheutuvan säteilyaltistuksen määrittäminen, Julkaisussa 

STUK tiedottaa 1/2004, Helsinki 2004, 34s. 

STUK, 2004b Parviainen, T. Kalibrointitodistus MN/17/04, 9.3.2004. 

STUK, 2004c Parviainen, T. Kalibrointitodistus MN/52/04, 13.10.2004. 

STUK, 2005a Säteilyturvakeskus, ST-ohje 1.1, 23.5.2005. 

STUK, 2005b Säteilyturvakeskus, Turvallisuusluparekisteri 18.5.2005 

Tapiovaara et al., 1997 Tapiovaara, M., Lakkisto, M. ja Servomaa, A., PCXMC - 

A PC-based Monte Carlo program for calculating patient 

doses in medical x-ray examinations, julkaisussa STUK- 

A139, Oy Edita Ab, Helsinki 1997, 

http://www.stuk.fi/pcxmc/, 14.4.2005. 

Tapiovaara et al., 2004 Tapiovaara, M., Pukkila, O. ja Miettinen, A., 

Theodorou & Theodorou, 2002 

Röntgensäteily diagnostiikassa, Teoksessa Säteilyn käyttö, 

toim. O. Pukkila, Karisto, Hämeenlinna 2004, s. 13–171. 

Theodorou, D. ja Theodorou, S., Dual-energy X-ray 

absorptiometry in clinical practise - Application and 

interpretation of scans beyond the numbers, Journal of 

clinical imaging 26 (2002) 43–49. 

Tothill et al., 1994 Tothill, P., Avenell, A. ja Reid, D., Precision and accuracy 

of measurements of whole-body bone mineral: 

comparisons between Hologic, Lunar and Norland dual-

energy X-ray absorptiometers, The British Journal of 

Radiology 67 (1994) 1210-1217. 

Tothill, 1988 Tothill, P., Methods of bone mineral measurement, 

Physics in Medicine and Biology 34 (1988) 543–572. 

Vartiainen, 2000 Vartiainen, E., Annoksen mittaaminen 

termoloistedosimetrilla: STUK:in mittauspalvelu, 

Julkaisussa Säteilyturvallisuus ja laatu 

röntgendiagnostiikassa 2000 (STUK A-174), toim. A. 

Servomaa ja T. Parviainen, STUK, Helsinki 2000, s. 110– 

111. 

Vogel et al., 1988 Vogel, J., Wasnich, R. ja Ross, P., The clinical relevance 

of calcanus bone mineral measurements: a review, Bone 

and Mineral 5 (1988) 35-58. 

Wernli et al., 2000 Wernli, C., Fiechtner, A. ja Kahilainen, J., Neutron 

dosimetry with ion chamber-based DIS system, 

Julkaisussa IRPA International Congress proceedings 10: 

P-3b-150, http://www.irpa.net/irpa10/cdrom/00090.pdf, 

2.5.2005. 

80

SUOMESSA KÄYTÖSSÄ OLEVAT PERIFEERISEN LUUSTON MINERAALIPITOISUUDEN MITTALAITTEET LIITE 1. 

Laitetyyppi Valmistaja Mittaustekniikka Kaksienergisyys Suodatus 

Lunar PIXI 

Densitometer GE Lunar Corp, USA pDXA jännitteen vaihto 

Mittausjännite 

(kV) 

Mittausvirta 

(mA) 

55 kV: 1,58 mm polykarbonaattia, 

80 kV: 0,81 mm messinkiä (30 % Zn, 70 % Cu) 80/55 0,4 

Osteometer DTX-100 OSI Systems Inc, USA pDXA K-reunasuodatin 40 0,2 

Osteometer DTX-200 OSI Systems Inc, USA pDXA K-reunasuodatin 0,125 mm Ti + 0,05 mm Sn 55 0,3 

Stratec XCT 2000 Stratec GmbH, Saksa pQCT yksienerginen 6 mm Al + 0,5 mm Cu 58 0,18 

Stratec XCT 3000 Stratec GmbH, Saksa pQCT yksienerginen 6 mm Al + 0,5 mm Cu 60 0,22 

MetriScan Alara Inc, USA RA yksienerginen tieto ei saatavilla 60 0,33

SUOMESSA KÄYTÖSSÄ OLEVAT SENTRAALISEN LUUSTON MINERAALIPITOISUUDEN MITTALAITTEET LIITE 2. 

Laitetyyppi Valmistaja Pyyhkäisytapa Kaksienergisyys Suodatus 

Mittausjännite 

(kV) 

Mittausvirta 

(mA) 

Hologic QDR 1000 Hologic Inc, USA pistepyyhkäisy pulssaava jännite tieto ei saatavilla 

70 kV: 3,5 mm Al + 0,08 mm Cu, 

140/70 2 

Hologic QDR 4000 Hologic Inc, USA pistepyyhkäisy pulssaava jännite 140 kV: 9,1 mm Al + 0,08 mm Cu 

100 kV: 4,5 mm Al + 0,08 mm Cu, 

140/70 2 

Hologic Explorer Hologic Inc, USA viivapyyhkäisy pulssaava jännite 140 kV: 6,2 mm Al + 0,08 mm Cu 

100 kV: 4,5 mm Al + 0,08 mm Cu, 

140/100 3 

Hologic Explorer W Hologic Inc, USA viivapyyhkäisy pulssaava jännite 140 kV: 6,2 mm Al + 0,08 mm Cu 

100 kV: 4,5 mm Al + 0,08 mm Cu, 

140/100 3 

Hologic QDR 4500 C Hologic Inc, USA viivapyyhkäisy pulssaava jännite 140 kV: 6,2 mm Al + 0,08 mm Cu 

100 kV: 4,5 mm Al + 0,08 mm Cu, 

140/100 2,5 

Hologic QDR 4500 W Hologic Inc, USA viivapyyhkäisy pulssaava jännite 140 kV: 6,2 mm Al + 0,08 mm Cu 

100 kV: 4,5 mm Al + 0,08 mm Cu, 

140/100 2,5 

Hologic QDR Delphi W Hologic Inc, USA viivapyyhkäisy pulssaava jännite 140 kV: 6,2 mm Al + 0,08 mm Cu 

100 kV: 4,2 mm Al + 0,08 mm Cu, 

140/100 2,5 

Hologic QDR, Discovery A Hologic Inc, USA viivapyyhkäisy pulssaava jännite 140 kV: 6,9 mm Al + 0,08 mm Cu 140/100 2,5 

Lunar DPX GE Lunar Corp, USA pistepyyhkäisy K-reunasuodatin (Ce) 4,1 mm Al + Ce 76 1,5 

Lunar DPX-Bravo GE Lunar Corp, USA pistepyyhkäisy K-reunasuodatin (Ce) 3,0 mm Al + Ce 76 1,5 

Lunar DPX-Duo GE Lunar Corp, USA pistepyyhkäisy K-reunasuodatin (Ce) tieto ei saatavilla 76 1,5 

Lunar DPX-IQ GE Lunar Corp, USA pistepyyhkäisy K-reunasuodatin (Ce) 4,1 mm Al + Ce 76 1,5 

Lunar DPX-Pro GE Lunar Corp, USA pistepyyhkäisy K-reunasuodatin (Ce) tieto ei saatavilla 76 1,5 

Lunar Expert GE Lunar Corp, USA viivapyyhkäisy K-reunasuodatin (Ce) 2,0 mm Al + Ce 134 5 

Lunar Prodigy Advance GE Lunar Corp, USA viivapyyhkäisy K-reunasuodatin (Ce) 2,9 mm Al + Ce 76 3 

Lunar Prodigy Brand GE Lunar Corp, USA viivapyyhkäis y K-reunasuodatin (Ce) 2,9 mm Al + Ce 76 3 

Lunar Prodigy Vision GE Lunar Corp, USA viivapyyhkäisy K-reunasuodatin (Ce) 2,9 mm Al + Ce 76 3 

Norland XR-26 Norland Med. Systems, USA pistepyyhkäisy K-reunasuodatin (Sm) 2,7 mm Al + Sm 100 1

EFEKTIIVISEN ANNOKSEN MÄÄRITYKSEN EPÄVARMUUS KÄYTETTÄESSÄ LIITE 3. 

PERIFEERISTEN LUUSTON MINERAALIPITOISUUDEN MITTALAITTEITA 

Mitattava laite 

Lunar 

PIXI 

Osteometer DTX-200 Stratec XCT 2000 Stratec XCT 3000 

ilmakerman epävarmuus kalibroinnissa (%) 1,500 1,500 1,500 1,500 

kammion käyttöön liittyvä epävarmuus 

kalibroinnissa (%) 

0,577 0,577 0,577 0,577 

energiariippuvuus (%) 1,155 1,155 1,155 1,155 

ionisaatiokammion käyttö vertailumittauksissa 

(%) 

1,155 1,155 1,155 1,155 

säteilylaatujen ero (%) 4,619 4,619 

kammion käyttö mittauksissa (%) 1,155 1,155 1,155 1,155 

ilmanpaineen vaihtelu (%) 1,732 1,732 1,732 1,732 

ilmakermamittauksen kokonaisepävarmuus (%) 3,096 3,096 5,561 5,561 

annoslaskentaohjelman epävarmuus (%) 0,600 0,600 0,600 0,600 

yhdistetty epävarmuus uC (%) 3,2 3,2 5,6 5,6 

kokonaisepävarmuus U (%), kun k = 2 6 6 11 11

EFEKTIIVISEN ANNOKSEN MÄÄRITYKSEN EPÄVARMUUS KÄYTETTÄESSÄ LIITE 4. 

SENTRAALISTEN LUUSTON MINERAALIPITOISUUDEN MITTALAITTEITA 

Mitattava laite 

ilmakerman epävarmuus 

kalibroinnissa (%) 

Hologic 

QDR 4000 

Hologic 

Discovery 

A 

Hologic 

Explorer 

W 

Hologic 

QDR- 

4500W 

Lunar 

DPX 

Lunar 

DPX- 

Bravo 

Lunar 

DPX- 

IQ 

Lunar 

Expert 

Lunar 

Prodigy 

Norland 

XR-26 

1,500 1,500 1,500 1,500 1,500 1,500 1,500 1,500 1,500 1,500 

kalibroinnin epävarmuus (%) 0,577 0,577 0,577 0,577 0,577 0,577 0,577 0,577 0,577 0,577 

energiariippuvuus (%) 1,414 1,414 1,414 1,414 1,414 1,414 1,414 1,414 1,414 1,414 

mittauksissa käyttö (%) 1,414 1,414 1,414 1,414 1,414 1,414 1,414 1,414 1,414 1,414 

ilmanpaineen vaihtelu (%) 1,732 1,732 1,732 1,732 1,732 1,732 1,732 1,732 1,732 1,732 

mittarin ryömintä (%) 0,506 0,115 0,167 0,211 3,982 1,550 1,862 0,054 0,834 2,406 

päällekkäinen pyyhkäisy (%) 

ilmakermamittauksen 

11,000 

yhdistetty epävarmuus (%) 

annoslaskentaohjelman 

3,1 3,1 3,1 3,1 5,0 3,5 3,6 3,1 11,5 3,9 

epävarmuus (%) 

pulssaavan jännitteen 

0,600 0,600 0,600 0,600 0,600 0,600 0,600 0,600 0,600 0,600 

epävarmuus (%) 7,217 3,175 3,175 3,175 

yhdistetty epävarmuus, uC (%) 7,9 4,5 4,5 4,5 5,1 3,5 3,7 3,2 11,5 4,0 

kokonaisepävarmuus U (%), 

kun k=2 16 9 9 9 10 7 7 6 23 8

Potilaan sateilyaltistus luun mineraalipitoisuuden mittauk… - STUK

Create successful ePaper yourself

Delete template?

Save as template?