Analyse van dosis en beeldkwaliteit bij gebruik van X...

Analyse van dosis en

beeldkwaliteit bij gebruik van

X-Care voor CT-beeldvorming

Leen VAN DE SANDE

Verhandeling ingediend tot

het verkrijgen van de graad van

Master in de Biomedische Wetenschappen

Promotor: Prof. dr. ir. Klaus BACHER

Vakgroep Medische basiswetenschappen

Academiejaar 2015-2016

Toelating tot bruikleen

“De auteur geeft de toelating deze masterproef voor consultatie beschikbaar

te stellen en delen ervan te kopiëren voor persoonlijk gebruik. Elk ander

gebruik valt onder de beperkingen van auteursrecht, in het bijzonder met

betrekking tot de verplichting uitdrukkelijk de bron te vermelden bij het

aanhalen van resultaten uit deze masterproef.”

9 mei 2016

Leen Van de Sande

Voorwoord

Ik wens iedereen die een bijdrage heeft geleverd bij de realisatie van onderhavige masterproef

van harte te bedanken. Deze masterproef steunt immers op de bereidwilligheid van anderen om

mijn vragen te beantwoorden en mij met raad en daad bij te staan. Via deze weg wil ik deze

personen oprecht bedanken voor de steun en de hulp die ze mij hebben verleend.

Vooreerst wens ik promotor prof. dr. ir. Klaus Bacher te bedanken voor het aanreiken van een

boeiende studie. Ik heb veel bijgeleerd door mij te verdiepen in de problematiek die gepaard

gaat met het gebruik van ioniserende stralen. Bovendien werd voor mij de mogelijkheid

gecreëerd om de kennis en vaardigheden die ik de voorbije jaren heb verworven, toe te passen

in deze studie.

Vervolgens zou ik graag begeleider ir. Caro Franck willen bedanken voor haar tips en haar

begeleiding bij de proefopzet, het uitvoeren van testen, het verwerken van data en het schrijven

van de masterproef. Ze stond steeds voor mij klaar als ik vragen had. Haar constructieve

feedback hielp me telkens verder op weg.

Een bijzonder woord van dank gaat uit naar mijn ouders. Vele jaren lang hebben ze me kansen

geboden om twee opeenvolgende studies te doorlopen. De kansen die ik van hen heb gekregen,

betekenen veel voor mij en zal ik nooit vergeten. Door hun onvoorwaardelijke steun en

vertrouwen in alles wat ik doe, ben ik geraakt waar ik nu sta.

Tenslotte wil ik mijn vriend, mijn broer en mijn vrienden bedanken voor de interesse die ze in

mijn studies hebben getoond en me telkens te motiveren om er tegenaan te gaan. Ook bij hen

kon ik terecht voor raad, maar ook voor ontspanning tijdens moeilijke momenten. Ze stonden

steeds paraat voor mij als ik hen nodig had, ondanks het vele geduld dat ze soms met mij hebben

moeten uitoefenen.

Leen Van de Sande

Gent, 9 mei 2016

Inhoudstafel

Toelating tot bruikleen

Voorwoord

Inhoudstafel

Lijst met afkortingen

Samenvatting ............................................................................................................................ 1

Summary .................................................................................................................................. 2

1. Inleiding ............................................................................................................................. 3

1.1. Principe van computertomografie ............................................................................... 3

1.1.1. Productie van X-stralen .................................................................................... 3

1.1.2. Beeldacquisitie bij CT ...................................................................................... 4

1.2. Dosimetrie in de röntgendiagnostiek .......................................................................... 7

1.2.1. Radiologische grootheden ................................................................................ 7

1.2.2. Dosimetrie bij CT ............................................................................................. 8

1.2.2.1. CTDI........................................................................................................ 8

1.2.2.2. Bepaling van orgaandosis........................................................................ 9

1.3. Beeldkwaliteit ............................................................................................................. 10

1.3.1. Fysische parameters .......................................................................................... 10

1.3.2. Bepaling van beeldkwaliteit ............................................................................. 11

1.3.2.1. Subjectieve scoring ................................................................................. 11

1.3.2.2. Objectieve scoring ................................................................................... 11

1.4. Dosisreductietechnieken ............................................................................................. 12

1.4.1. Buisstroommodulatie ........................................................................................ 12

1.4.2. Iteratieve reconstructie...................................................................................... 13

1.4.3. Adaptieve collimatie ......................................................................................... 14

1.4.4. Bismutbescherming en schildklierkragen ......................................................... 15

1.4.5. X-Care............................................................................................................... 15

1.5. Probleemstelling .......................................................................................................... 17

2. Materialen en methoden ..................................................................................................... 20

2.1. Materialen... ................................................................................................................ 20

2.1.1. CT-scanner ........................................................................................................ 20

2.1.2. Potloodionisatiekamer ...................................................................................... 20

2.1.3. ImageJ ............................................................................................................... 21

2.1.4. ImpactMC ......................................................................................................... 21

2.2. Methoden...... .............................................................................................................. 22

2.2.1. Selectie van patiënten ....................................................................................... 22

2.2.2. Scanprotocollen ................................................................................................ 22

2.2.3. Berekening kerma-in-lucht ............................................................................... 23

2.2.4. Meting borsthoeken .......................................................................................... 24

2.2.5. mAseff bij de standaard scan en de scan met X-Care ........................................ 24

2.2.6. Simulatie van de orgaandosis ........................................................................... 25

2.2.6.1. mA-verdeling .......................................................................................... 25

2.2.6.2. Simulatie van de CT-scan in ImpactMC ................................................. 25

2.2.6.3. Dosisbeelden exporteren naar ImageJ ..................................................... 26

2.2.6.4. Orgaandosis berekenen ........................................................................... 27

2.2.7. SSDE ................................................................................................................ 27

2.2.8. Image quality score ........................................................................................... 28

2.2.9. Statistische analyse ........................................................................................... 29

3. Resultaten........... ................................................................................................................ 30

3.1. Kerma-in-lucht ............................................................................................................ 30

3.2. Meting borsthoeken ..................................................................................................... 30

3.3. mAseff......... ... .............................................................................................................. 31

3.4. Invloed starthoek ......................................................................................................... 32

3.5. Orgaandosis ................................................................................................................. 33

3.5.1. Overzicht........................................................................................................... 33

3.5.2. Relatieve dosisverandering ............................................................................... 33

3.5.3. Statistiek ........................................................................................................... 34

3.6. CTDIvol en SSDE ........................................................................................................ 34

3.7. Beeldkwaliteit ............................................................................................................. 35

4. Bespreking......... ................................................................................................................. 36

5. Algemeen besluit ................................................................................................................ 47

6. Referentielijst..... ................................................................................................................ 48

Appendix I: Aangepaste mA-verdeling bij de standaard scan ................................................. 51

Appendix II: Aangepaste mA-verdeling bij X-Care ................................................................ 53

Appendix III: Scanparameters van ImpactMC ......................................................................... 56

Appendix IV: Monte Carlo-parameters van ImpactMC .......................................................... 59

Appendix V: Tabel met conversiefactoren in functie van Dw .................................................. 61

Appendix VI: mAseff-verdeling per patiënt .............................................................................. 62

Lijst met afkortingen

θ borsthoek

µ attenuatiecoëfficiënt

ALARA as low as reasonably achievable

AP anterieur-posterieur

CNR contrast-to-noise

CT computer tomografie

CTDI computed tomography dose index

CTDIvol volume computed tomography dose index

D geabsorbeerde dosis

Dorg orgaandosis

DLP dosis-lengteproduct

E effectieve dosis

ERR excess relative risk

FBP filtered backprojection

Gy Gray

H equivalente dosis

HU Hounsfield Units

I intensiteit van de fotonenbundel

IQs Image Quality Score

IR iteratieve reconstructie

Klucht kerma-in-lucht

LAT lateraal

m massa

mAs product van de buisstroom en de rotatietijd

mAseff effectieve mAs

PA posterieur-anterieur

PACS picture archiving and communication station

PMMA polymethylmethacrylaat

ROI region of interest

S oppervlakte

SSDE size-specific dose estimation

Sv Sievert

TLD termoluminiscente dosimeters

VGA visual grading analysis

1

Samenvatting

Het aantal uitgevoerde CT-onderzoeken is de afgelopen jaren sterk gestegen en dat lijkt tot op

heden nog niet te stagneren. De stralingsbelasting bij een CT-onderzoek is echter aanzienlijk

hoger dan bij conventionele beeldvorming. Met een stralingsblootstelling van 59% van alle

medische toepassingen, zijn CT-onderzoeken de grootste stralingsbelasters van de Belgische

bevolking. De opgelopen dosis na blootstelling aan ioniserende stralen speelt een belangrijke

rol in de ontwikkeling van stochastische effecten, zoals kanker. Het is daarom niet

verwonderlijk dat er veel aandacht wordt besteed aan de ontwikkeling van

dosisreductietechnieken bij CT-beeldvorming.

Het borstklierweefsel vertoont een verhoogde stralingsgevoeligheid. Om ervoor te zorgen dat

het borstklierweefsel een lagere dosis oploopt bij CT-onderzoeken, heeft fabrikant Siemens

X-Care op de markt gebracht. X-Care tracht de blootstelling aan X-stralen van oppervlakkig en

anterieur gelegen organen in te perken door anterieur een dosisreductiezone in te voeren. Het

doel van deze masterproef is om de performantie van X-Care na te gaan.

3D-dosisdistributies werden berekend met ImpactMC, een patiënt-specifieke simulatiesoftware

op basis van Monte Carlo-algoritmes. Daaruit bleek dat er inderdaad een dosisreductie werd

bekomen bij oppervlakkig en anterieur gelegen organen. De borsten ondervonden een

dosisreductie van 10% ten opzichte van de standaard scan en de schildklier een dosisreductie

van 53%. De dosisreductie van de anterieur gelegen organen ging ten koste van de orgaandosis

van de organen die (grotendeels) niet in de dosisreductiezone waren gepositioneerd. Zo

ondervonden de lever, de longen en de nieren een dosistoename van respectievelijk 14%, 10%

en 23% vergeleken met de standaard scan. De beeldkwaliteit werd geëvalueerd door middel

van een Image Quality score (IQs). De wijzigingen in orgaandosis bij X-Care gingen gepaard

met een stijging van IQs met 6%, wat een betere beeldkwaliteit aantoonde.

In het algemeen kan worden besloten dat Siemens in zijn opzet is geslaagd om de dosis van de

borsten, en in het algemeen van de anterieur gelegen organen, te reduceren zonder in te boeten

op de beeldkwaliteit. Hoewel onderhavige studie de dosisreductie bij de borsten duidelijk

bevestigt, dient die reductie van 10% als matig te worden beschouwd, wetende dat de organen

die (grotendeels) niet gepositioneerd zijn in de dosisreductiezone een negatieve invloed

ondervinden van het gebruik van X-Care.

2

Summary

BACKGROUND: Computed tomography (CT) is one of the most used techniques in medical

diagnosis, and its use has become one of the main sources of exposure to ionizing radiation.

This is concerning knowing that ionizing radiation can cause stochastic effects. As such, there

is a great need for dose reduction tools in CT-imaging. The aim of this master’s thesis is to

evaluate X-Care as a dose reduction tool.

METHODS: Thoracic CT scans were performed on a Somatom Definition Flash CT scanner.

ImpactMC is a patient specific simulation software that uses 3D voxelised data derived from

the CT-exam of the patient. In this way, the organ dose of the breasts, liver, lungs, kidneys and

thyroid could be determined. Image quality was evaluated using an image quality score (IQs).

IQs is a physical parameter that is calculated by an edge-preserving mask-filtering algorithm.

RESULTS: Compared to the reference scan, dose to the breasts and the thyroid was decreased

by about 10% and 53%, respectively. However, the dose to the liver, the lungs and the kidneys

showed an increase by about 14%, 10% and 23%, respectively. IQs was increased with 6%. As

such, the image quality was improved with the use of X-Care.

CONCLUSIONS: X-Care can considerably contribute to dose reduction for anterior and

superficial positioned organs, without a decrease in image quality. Despite that benefit, organs

which are (largely) positioned outside the reduced dose zone of X-Care are being exposed to a

higher amount of X-rays leading to a higher organ dose.

3

1. Inleiding

1.1 Principe van computertomografie

Conventionele radiografie (RX) heeft het grote nadeel dat alle anatomische structuren

gesuperponeerd zijn, hetgeen leidt tot verlies aan details. De driedimensionale anatomie van de

patiënt wordt omgezet tot een tweedimensionaal beeld. De introductie van computertomografie

(CT), in 1972, heeft dat nadeel weggewerkt [1]. Bij CT-scans worden transversale slices van

de patiënt genomen, waardoor een driedimensionaal beeld wordt bekomen. Bij een CT-

onderzoek wordt gebruik gemaakt van X-stralen. X-stralen zijn elektromagnetische golven met

een golflengte van 1 pm tot 10 nm [2]. X-stralen zijn diep penetrerend in weefsels waardoor ze

kunnen worden toegepast in de medische beeldvorming. Het penetrerend vermogen houdt

verband met de gemiddelde energie van het X-stralenspectrum. Hoe hoger de kVp-waarde van

het spectrum, hoe hoger de gemiddelde energie van de X-stralenbundel. Spectra met een hogere

kVp-waarde hebben als dusdanig een dieper penetrerend vermogen in weefsels. In de CT-

beeldvorming worden X-stralenspectra van 70 tot 140 kVp gebruikt [3,4].

1.1.1 Productie van X-stralen

X-stralen worden opgewekt in een röntgenbuis (figuur 1). In de kathode wordt een

filamentstroom aangelegd waardoor het filament zal opwarmen en elektronen afgeven. Tussen

de kathode en de anode wordt een potentiaalverschil [kV] aangelegd waardoor de elektronen

worden versneld in de richting van een roterende anode die uit wolfraam bestaat [4].

Figuur 1: Productie van X-stralen in een röntgenbuis.

4

Bij het invallen van de hoogenergetische elektronen op de anode, wordt de kinetische energie

van de elektronen voor 99% omgezet in warmte [4]. Door de anode op een roterend element te

plaatsen, vergroot het oppervlak waarop de elektronen invallen. Een groter oppervlak leidt tot

een betere warmtedissipatie op de anode. De overige 1% van de kinetische energie van de

elektronen wordt omgezet in X-stralen. De omzetting naar X-stralen gebeurt op twee manieren.

Enerzijds worden de elektronen afgeremd door de wolfraamkernen waardoor een continu

spectrum van X-stralen wordt bekomen, ook wel bremsstrahlung genoemd. Anderzijds botsen

de elektronen met de orbitale elektronen van een wolfraamatoom, wat de karakteristieke X-

stralen veroorzaakt [4]. De opgewekte X-stralen verlaten de röntgenbuis via een zijvenster uit

berilium dat transparant is voor X-stralen [5].

1.1.2 Beeldacquisitie bij CT

Door individuele interacties van de fotonen met het humane weefsel vermindert de intensiteit

van de X-stralenbundel. De intensiteit van een X-stralenbundel wordt uitgedrukt door het aantal

fotonen per eenheid van oppervlakte loodrecht op de bundel. De relatieve vermindering van de

intensiteit van de bundel per eenheid van weefseldikte wordt de attenuatiecoëfficiënt (µ)

genoemd en is weefselspecifiek. Vergelijking 1 geeft het exponentieel verloop weer van de

intensiteit van een mono-energetische fotonenbundel:

I(d) = I0 . e-µ.d (1)

met I(d) de intensiteit van de uittredende fotonenbundel, I0 de intensiteit van de intredende

fotonenbundel, µ de absorptiecoëfficiënt en d de afgelegde weg in het weefsel [6]. De

verschillen in de attenuatiecoëfficiënt tussen de verschillende humane weefsels vormen de basis

voor radiologische beeldvorming. De verschillen in attenuatiecoëfficiënt leiden tot een verschil

in intensiteit tussen de uittredende fotonenbundels waardoor de detector verschillende signalen

ontvangt. Die signalen worden aan de hand van vergelijking 2 door de computer omgezet in

Hounsfield Units (HU). HU is een maat voor de grijswaarden op het beeld en wordt uitsluitend

gebruikt voor CT-beeldvorming.

HU = µ𝑤𝑒𝑒𝑓𝑠𝑒𝑙 − µ𝑤𝑎𝑡𝑒𝑟

µ𝑤𝑎𝑡𝑒𝑟. 1000 (2)

5

HU kan waarden aannemen van -1000 HU (zwart) tot +3000 HU (wit) waarbij de radiodensiteit

van water overeenstemt met 0 HU [7,8]. Bot is een dens materiaal en heeft dus een hoge

attenuatiecoëffciënt. X-stralen zullen dan sterk attenueren waardoor relatief weinig X-stralen

de detector bereiken. Dat leidt tot hoge HU-waarden en witte structuren op het beeld. De longen

bevatten veel lucht waardoor ze een lage attenuatiecoëfficiënt hebben. Er zullen dan relatief

veel X-stralen de detector bereiken waardoor lage HU-waarden worden bekomen. Het beeld zal

donkergrijs zijn [7,8]. Alle HU-waarden afbeelden is niet mogelijk aangezien een beeldscherm

slechts 1024 grijswaarden kan weergeven. Bovendien kan een getraind menselijk oog slechts

200 grijswaarden van elkaar onderscheiden [4]. Windowing biedt een oplossing voor dat

probleem. Daarbij wordt naargelang de toepassing een venster met een welbepaalde breedte

ingesteld (figuur 2). HU-waarden boven en onder het venster worden respectievelijk wit en

zwart afgebeeld. De HU-waarden die binnen het venster vallen, worden weergegeven als een

bepaalde grijswaarde. De gemiddelde grijswaarde wordt het window level genoemd [8].

Figuur 2: (a) Het zacht weefsel venster - (b) Het bot venster [8].

De opbouw van een CT scanner wordt weergegeven in figuur 3. De gemotoriseerde tafel

verplaatst de patiënt volgens de z-as doorheen de gantry. In de gantry zijn de röntgenbuis en de

detector recht tegenover elkaar gepositioneerd. Tijdens een CT-scan draaien de röntgenbuis en

de detector rond de patiënt.

Figuur 3: De opbouw van een CT-scanner.

6

Om verschillende transversale slices van de patiënt te bekomen, beweegt de tafel volgens de z-

as. Er zijn twee methodes mogelijk zoals weergegeven in figuur 4. Een eerste methode is de

sequentiële scan (figuur 4a). Daarbij beweegt de tafel niet tijdens de opname van één slice. De

tweede methode is de spiraal scan (figuur 4b) waarbij de tafel continu beweegt volgens de z-as

terwijl de röntgenbuis ronddraait. De spiraal scan wordt het meest toegepast omdat het sneller

is en dus leidt tot minder bewegingsartefacten [8].

Figuur 4: (a) De sequentiële scan - (b) De spiral scan [9].

De dwarsdoorsnede van het menselijk lichaam is ellipsvormig waardoor fotonen in het midden

van een X-stralenbundel meer worden geattenueerd dan de fotonen aan de zijkant. Om die reden

wordt een shaping filter in de intredende bundel geplaatst. De filter is dikker aan de zijkant

zodoende dat de bundelintensiteit centraal groter zal zijn. De detectoren zullen daardoor

signalen van ongeveer dezelfde intensiteit ontvangen [10].

De attenuatie van de X-stralenbundel wordt gemeten in verschillende richtingen. Het

attenuatieprofiel dat wordt bekomen door X-stralen vanuit één richting door de patiënt te sturen,

wordt een view genoemd (figuur 5a). Per slice worden honderden views gegenereerd om daaruit

het beeld van elke slice te reconstrueren [11]. Een voorbeeld van een reconstructiealgoritme is

filtered back projection (FBP).

Figuur 5: (a) Het genereren van verschillende views - (b) Het principe van FBP [12].

7

Bij FBP worden de views gelijkmatig uitgesmeerd over een matrix, in dezelfde richting als de

view werd gemaakt (figuur 5b). Dat wordt backprojectie genoemd. Hoe meer views, hoe meer

het gereconstrueerde beeld op de werkelijke slice zal lijken. FBP heeft als nadeel de slechte

spatiale resolutie. De resolutie kan worden verbeterd door gebruik te maken van filters. Het

voordeel van FBP is dat deze reconstructie eenvoudig en snel kan gebeuren, wat praktisch is

bij CT omwille van het groot aantal datasets dat wordt verwerkt [12]. Heden ten dage wordt

vaker gebruik gemaakt van iteratieve reconstructiealgoritmes (IR). IR wordt besproken in

hoofdstuk 1.4.2.

1.2 Dosimetrie in de röntgendiagnostiek

1.2.1 Radiologische grootheden

Het definiëren van radiologische grootheden heeft als doel de kwantificatie van biologische

effecten ten gevolge van blootstelling aan X-stralen. Kwantificatie van de biologische effecten

gebeurt aan de hand van metingen van fysische grootheden die in verband staan met het

optreden van biologische effecten [2,6]. Zo kan na het opmeten van de blootstelling aan fotonen

de geabsorbeerde dosis (D) voor een bepaald orgaan of weefsel worden berekend. Vergelijking

3 toont dat D theoretisch kan worden gedefinieerd als de neergezette energie in een volume-

element (ε) uitgedrukt in Joule, gedeeld door de massa van het volume-element (m) uitgedrukt

in kilogram:

D = 𝜀

𝑚 (3)

D wordt uitgedrukt in Gray (Gy). Voor radioprotectiedoeleinden en kwantificatie van het risico

op late effecten bij een individu wordt de grootheid equivalente dosis (H) berekend. De

biologische effecten zijn afhankelijk van de ionisatiedichtheid langsheen het pad van de

ioniserende stralen. H houdt daarmee rekening door de stralingskwaliteitsfactor (wr) in te

voeren. De waarde van wr voor X-stralen bedraagt 1 [2,6]. Volgens vergelijking 4 wordt H

gedefinieerd als het product van D en wr, met als eenheid Sievert (Sv).

H = D . wr (4)

De stralingsgevoeligheid voor maligne aandoeningen is sterk afhankelijk van het soort weefsel

of orgaan en wordt uitgedrukt aan de hand van de weegfactor wt. De effectieve dosis (E) houdt

8

daarmee rekening. Bij een CT-onderzoek is de stralingsblootstelling niet homogeen zodat

bepaalde organen meer dosis krijgen, vergeleken met andere organen. Vergelijking 5 geeft weer

dat E [Sv] wordt bekomen door sommatie van de individuele equivalente dosiswaarden van de

weefsels en organen (T) na vermenigvuldiging met wt [2,6] :

E = ∑ 𝑤𝑡. 𝐻𝑇𝑇 (5)

De weegfactor wt, weergegeven in tabel 1, geeft de verhouding weer van het aantal fatale

maligne aandoeningen specifiek voor het weefsel of orgaan tot het totaal aantal fatale maligne

aandoeningen voor het totale lichaam bij een uniforme totale lichaamsblootstelling.

Tabel 1: wt van verschillende weefsels en organen [13].

weefsel – orgaan weegfactor (wt) weefsel – orgaan weegfactor (wt)

beenmerg 0,12 lever 0,04

borstklierweefsel 0,12 schildklier 0,04

dikke darm 0,12 botoppervlak 0,01

long 0,12 hersenen 0,01

maag 0,12 nier overige

urineblaas 0,04 speekselklieren 0,01

slokdarm 0,04 huid 0,01

gonaden 0,08 overige 0,12

1.2.2 Dosimetrie bij CT

1.2.2.1 CTDI

Een CT-opname resulteert in een reeks transversale slices van de patiënt waarbij elke slice

enkele millimeters dik is. Figuur 6a en figuur 6b tonen dat bij het scannen van één slice de X-

stralenbundel zijn energie niet alleen afzet binnen de slice zelf, maar ook daarbuiten als gevolg

van scatter [2,6].

Figuur 6: Principe van CTDI bij het axiaal scannen van één slice (b) en bij een multislice scan (c).

9

Per definitie is de computed tomography dose index (CTDI) de waarde die de dosis binnen één

bepaalde slice zou aannemen, waarbij het volledige enkelvoudige dosisprofiel (DZ) wordt

geconcentreerd binnen een rechthoekig profiel met de nominale snededikte (h) als breedte

(figuur 6b). Bij een multislice scan (figuur 6c) worden meerdere slices (n) in één rotatie

gescand. De breedte van het rechthoekig profiel komt dan overeen met de collimatie (n.h).

Vergelijking 6 geeft de formule voor de berekening van CTDI bij een multislice scan:

𝐶𝑇𝐷𝐼 =1

𝑛.ℎ ∫ 𝐷(𝑧). 𝑑(𝑧)

+∞

−∞ (6)

CTDI wordt in de praktijk bepaald met een potloodionisatiekamer in een cilindrisch PMMA

(polymethylmethacrylaat)-fantoom over een lengte van 100 mm. Bij een spiraal scan zal meer

specifiek worden gebruik gemaakt van de grootheid volume CTDI (CTDIvol) zoals weergegeven

in vergelijking 7, waarbij:

CTDIvol = 1

3 𝐶𝑇𝐷𝐼𝑃𝑀𝑀𝐴,100,𝑐+

2

3 𝐶𝑇𝐷𝐼𝑃𝑀𝑀𝐴,100,𝑝

𝑝 (7)

met CTDIPMMA,100,c de dosis gemeten centraal in het fantoom, CTDIPMMA,100,p de gemiddelde

dosis gemeten perifeer in het fantoom en p de pitch. De pitch wordt gedefinieerd als de

verhouding van de verplaatsing van de tafel bij één rotatie tot de collimatie [6].

1.2.2.2 Bepaling van orgaandosis

Tot voor kort werden orgaandoses berekend op mathematische antropomorfe fantomen. Daarbij

wordt de anatomie van een gemiddelde man en vrouw voorgesteld door een combinatie van

geometrische vormen. De anatomie van de gemiddelde mens kan als dusdanig volledig

mathematisch worden beschreven. De simulatie van de CT-scan wordt met de computer

uitgevoerd via het Monte Carlo-algoritme. Het simulatieprogramma kent de

orgaansamenstelling in elke slice van het antropomorf fantoom waardoor de orgaandoses

kunnen worden bepaald. Deze methode heeft echter als nadeel dat de scan wordt gesimuleerd

op een fantoom dat de anatomie van de gemiddelde man en vrouw weerspiegelt. De

dosiswaarden die met deze methode worden bekomen, houden dus geen rekening met de

anatomie van de individuele patiënt [6].

Recent doen softwarepakketten, die wel rekening houden met de anatomie van de individuele

patiënt, hun intrede. ImpactMC is een voorbeeld van een dergelijk softwarepakket. De 3D-

dosisdistributies worden gesimuleerd aan de hand van voxelgebaseerde Monte Carlo-

10

algoritmes. Doordat de CT-beelden van een specifieke patiënt kunnen worden ingeladen in de

software, kunnen de voxelmodellen op de CT-beelden zelf worden berekend. Op die manier

kunnen patiënt-specifieke simulaties van de CT-scan worden uitgevoerd [14]. Deze methode

laat dus toe om geïndividualiseerde orgaandoses te bepalen. De gebruiker dient echter zelf nog

alle organen en weefsels in te tekenen op de beeldenset.

1.3 Beeldkwaliteit

1.3.1 Fysische parameters

Een goede beeldkwaliteit is een vereiste bij het stellen van een diagnose. Beeldkwaliteit bij CT

kan omschreven worden aan de hand van fysische parameters zoals ruis, contrast-to-noise ratio

(CNR), spatiale resolutie en laag-contrast resolutie [15]. Het contrast van CT-beelden is

zichtbaar als het verschil in grijswaarden. Contrast wordt bekomen door het verschil in

intensiteit van de X-stralen die invallen op de detector na passage doorheen de patiënt. Het is

dus een gevolg van het verschil in attenuatiecoëfficiënten van weefsels en organen. De spatiale

resolutie van CT-beelden verwijst naar de mogelijkheid om twee punten van elkaar te

onderscheiden [3]. Deze parameter wordt bepaald door de grootte van de kleinste details die

nog te onderscheiden zijn voor de radioloog. De laag-contrast resolutie is de mogelijkheid om

objecten die slechts weinig van densiteit verschillen van elkaar te onderscheiden. Dat aspect

van fysische beeldkwaliteit wordt sterk beïnvloed door de aanwezigheid van ruis en de

gebruikte vensterbreedte bij het bekijken van een beeld (windowing – zie 1.1.2.) [8]. De HU-

waarden van een CT-opname wordt het signaal (S) genoemd. Bij een welbepaalde

attenuatiecoëfficiënt kan het signaal toch variëren over de verschillende pixels. De

standaardafwijking van HU over een homogeen gebied wordt de ruis (noise, N) genoemd [16].

Ruis ontstaat doordat slechts een kleine fractie fotonen de detector bereikt en als dusdanig

bijdraagt aan de beeldacquisitie. De willekeurige fluctuaties bij de detectormeting leiden

onvermijdbaar tot ruis. Vergelijking 8 geeft de relatie tussen ruis en dosis weer:

𝑟𝑢𝑖𝑠 ~ 1

√𝑑𝑜𝑠𝑖𝑠 (8)

Dat verklaart waarom de dosis niet ongelimiteerd kan dalen. Het gebruik van convolutiefilters

beïnvloedt de zichtbaarheid van ruis in het beeld. Smooth filter maken het beeld waziger wat

leidt tot minder ruis, maar ook tot een afname in spatiale resolutie. Ze worden aangewend voor

11

de visualisatie van zacht weefsel. Een sharp filter zorgt voor een betere aflijning van randen in

het beeld met een toename van ruis als gevolg. Sharp filters worden gebruikt voor de

visualisatie van structuren met kleine details [17].

1.3.2 Bepaling van beeldkwaliteit

1.3.2.1 Subjectieve scoring

Om klinische beelden op een subjectieve manier te beoordelen, wordt gebruik gemaakt van de

Europese beeldkwaliteitscriteria voor computertomografie [18]. Aan een aantal ervaren

radiologen wordt gevraagd om onafhankelijk van elkaar de kwaliteit van de beelden te scoren

door middel van visual grading analysis (VGA). Bij VGA wordt nagegaan of bepaalde

anatomische structuren zichtbaar zijn op het beeld [19]. De Europese beeldkwaliteitscriteria

kunnen een leidraad zijn voor VGA.

1.3.2.2 Objectieve scoring

Beeldkwaliteit kan op een objectieve manier worden bepaald met een cilindrisch Catphan®-

fantoom. Het fantoom is opgebouwd uit een urethaanomhulsel met daarin een aantal sneden.

Elke snede is verschillend samengesteld waardoor telkens verschillende kwaliteitsparameters

kunnen worden geanalyseerd (figuur 7). De uniformiteitssnede (figuur 7a) laat toe om de ruis

in de beelden van de scans te vergelijken. De contrast-detailsnede (figuur 7b) zal een beeld

opleveren van steeds kleiner wordende cirkels. Het aantal cirkels dat kan worden waargenomen,

is een maat voor het contrast. Tenslotte wordt op de resolutiesnede (figuur 7c) het

resolutiepatroon bestudeerd. Hoe groter het aantal sets waarvan de lijntjes op het beeld nog van

elkaar te onderscheiden zijn, hoe beter de resolutie [20].

Figuur 7: Schematische voorstelling van Catphan®sneden – (a) uniformiteitssnede – (b) contrast-detailsnede – (c)

resolutiesnede [20] .

12

Het gebruik van een technisch fantoom, zoals het Catphan®-fantoom, is een goede manier om

objectief de beeldkwaliteit te bepalen, maar heeft als nadeel de manuele en tijdrovende

processen. Om tegemoet te komen aan die nadelen, wordt gewerkt aan een tool om de fysische

beeldkwaliteit op een automatische manier te scoren. Kortesniemi et al. maakt gebruik van een

filteringsalgoritme waaruit opname-specifieke beeldkwaliteitsparameters kunnen worden

bekomen [21]. De beeldkwaliteit wordt dan uitgedrukt met een Image Quality score (IQs). Een

eerdere studie heeft reeds aangetoond dat er een goede correlatie wordt gevonden tussen IQs en

de fysische beeldkwaliteitsparameters [22]. IQs kan deze parameters vervangen in

beeldkwaliteitsstudies. Bovendien kan IQs op een automatische manier bepaald worden,

waardoor de beeldkwaliteit van een groot aantal beelden snel geanalyseerd kan worden.

1.4 Dosisreductietechnieken

1.4.1 Buisstroommodulatie

Bij buisstroommodulatie wordt de buisstroom aangepast naargelang de positie van de

röntgenbuis (figuur 8). Bij een gemoduleerde scan zal de buisstroom toenemen in de regio’s

waar de X-stralen sterk geattenueerd worden. Als de X-stralen weinig worden geattenueerd, zal

de buisstroom afnemen [2]. Enerzijds, varieert de buisstroom in het transversale (xy-)vlak

(angulaire modulatie). Zo zal bij het scannen van de schouders een hogere buisstroom vereist

zijn in de laterale (LAT) richting dan in de anterieur-posterieure (AP) richting. Anderzijds,

varieert de buisstroom volgens de lengteas (z-as) van de patiënt (longitudinale modulatie). Zo

zal in de AP-richting een hogere buisstroom vereist zijn om het abdomen te scannen dan de nek

[23]. Door gebruik te maken van buisstroommodulatie wordt de dosis aangepast aan de

anatomie van de individuele patiënt: bij een slanke patiënt zal de buisstroom afnemen terwijl

bij een obese patiënt de buisstroom wordt opgedreven. De buisstroom is dus afhankelijk van de

lichaamsbouw van de patiënt. Buisstroommodulatie heeft als doel een constante beeldkwaliteit

te leveren. Een dosisverlaging tot 43% kan worden gerealiseerd in vergelijking met een

constante buisstroom [16,23,24]. Buisstroommodulatie wordt door verschillende fabrikanten

aangewend. Een overzicht wordt gegeven in tabel 2.

13

Figuur 8: Het verschil in buisstroom in de AP- of LAT richting bij dezelfde tafelpositie weerspiegelt de angulaire

modulatie. Het verschil in buisstroom in functie van de tafelpositie weerspiegelt de longitudinale modulatie [25].

Tabel 2: Overzicht buisstroommodulatie bij verschillende fabrikanten.

fabrikant merknaam

Siemens CARE Dose4D

General Electric (GE) 3D Dose modulation (SmartmA en AutomA)

Philips DoseRight (ACS, Z-DOM, D-DOM en cardiac)

Toshiba SureExposure

1.4.2 Iteratieve reconstructie

Bij iteratieve reconstructie (IR)-algoritmes wordt gebruik gemaakt van een correctielus (figuur

9). Om IR te initiëren, wordt door middel van FBP uit de gemeten projecties een beeld

gereconstrueerd. Dat initiële beeld ondergaat een reprojectie (forward projection) waarbij een

simulatie van de CT-scan wordt uitgevoerd met het initiële beeld als meetobject. In een

volgende stap worden de gesimuleerde projecties vergeleken met de werkelijk opgemeten data

en wordt een correctiefactor berekend. Rekening houdend met die correctiefactor kan een

correcter beeld worden gereconstrueerd. Dat beeld zal dan opnieuw een forward projection

ondergaan. Per iteratie wordt het beeld als dusdanig verbeterd. IR wordt beëindigd wanneer een

vooropgesteld aantal iteraties zijn volbracht of wanneer aan vooropgestelde

beeldkwaliteitscriteria is voldaan [26,27].

14

Figuur 9: Het principe van iteratieve reconstructie [26].

Bij elke correctie van het beeld wordt de resolutie verbeterd in hoge contrastzones en de ruis

verlaagd in lage contrastzones. Bovendien leidt IR, vergeleken met FBP, tot een dosisreductie

te wijten aan een nauwkeurige modellering van het beeldacquisitieproces. Om beelden met

eenzelfde kwaliteit te bekomen, wordt de patiënt aan een lagere dosis blootgesteld bij gebruik

van IR. Daartegenover staat dat er meer krachtige computers nodig zijn en dat het langer duurt

vooraleer een beeld wordt bekomen [26,27]. Tabel 3 geeft een overzicht van de fabrikanten die

IR op de markt hebben gebracht.

Tabel 3: Overzicht IR bij verschillende bedrijven.

bedrijf merknaam

Siemens IRIS, SAFIRE, ADMIRE

General Electric (GE) Veo, ASiR

Philips iDose

Toshiba AIDR 3D

1.4.3 Adaptieve collimatie

Een spiraal scan kent tal van voordelen ten opzichte van een sequentiële scan, maar kent echter

ook nadelen. Één nadeel ligt in het feit dat door de typische spiraalvormige scan (figuur 4) er

onvoldoende beeldinformatie wordt bekomen in het begin en aan het einde van de geplande

scanregio. Om aan dat probleem tegemoet te komen, wordt er supplementair een halve rotatie

voor en na de geplande scanregio gescand zodat ook van de begin- en eindzones beelden kunnen

worden gereconstrueerd met voldoende beeldkwaliteit. Dat fenomeen wordt overscan

(figuur 10a) genoemd [4]. Overscan leidt echter tot een grotere stralingsbelasting voor de

15

patiënt. Om dat effect te reduceren werden collimatietechnieken, zoals adaptieve collimatie

(figuur 10b), geïntroduceerd. Adaptieve collimatie kan de hoeveelheid extra stralingsbelasting

reduceren door het asymmetrisch instellen van collimatorblokken gedurende de spiraal scan.

Een dosisreductie van 10 – 38% kan daardoor worden bekomen [28]. Die dosisreductie hangt

af van de scanlengte en de tafelsnelheid.

Figuur 10: (a) Overscan zonder adaptieve collimatie - (b) Overscan met adaptieve collimatie [28].

1.4.4 Bismutbescherming en schildklierkragen

De schildklier, de ooglens en het borstklierweefsel zijn zeer vatbaar voor biologische schade

bij een CT-onderzoek [13]. Deze weefsels en organen kunnen worden afgeschermd van X-

stralen met een bismutschild. Het gebruik van een bismutschild verlaagt de effectieve dosis tot

38% ter hoogte van de plaats waar het bismutschild gepositioneerd is [29]. Om specifiek de

schildklier te beschermen, werden schildklierkragen op de markt gebracht. Een schildklierkraag

bevat lood. Lood heeft de eigenschap om X-stralen sterk te attenueren. Bij het correct dragen

van de schildklierkraag, wordt een reductie van de schildklierdosis tot 48,9% vastgesteld [30].

Het nadeel van beide systemen is dat de X-stralen via het afschermmateriaal scatteren. Dat

veroorzaakt meer ruis op het beeld, waardoor de beeldkwaliteit slechter wordt.

1.4.5 X-Care

Uit tabel 1 blijkt dat bepaalde anterieur gelegen organen zoals de borsten en de schildklier een

hoge radiosensitiviteit hebben en bijgevolg zeer vatbaar zijn voor biologische schade. De

ooglens wordt niet opgenomen in tabel 1, maar blijkt uit onderzoek ook een radiosensitief

orgaan te zijn [19,31]. X-Care is een dosisreductietechniek van Siemens (Siemens Medical

Solutions, Duitsland) waarbij de oppervlakkig en anterieur gelegen organen en weefsels minder

worden blootgesteld aan X-stralen [2]. Figuur 11 toont dat bij X-Care de buisstroom bij passage

rond het anterieure deel van de patiënt sterk wordt gereduceerd. In een hoek van 120° wordt de

16

buisstroom gereduceerd tot 25% van de oorspronkelijke buisstroom. Bij het posterieure deel zal

de röntgenbuis meer X-stralen produceren, tot 125% van de oorspronkelijke buisstroom,

waardoor alsnog een aanvaardbare beeldkwaliteit zou worden bekomen van de anterieur

gelegen organen. Producent Siemens beweert immers dat door het gebruik van X-Care de

orgaandosis van oppervlakkige en anterieure organen daalt zonder verlies aan beeldkwaliteit

[2].

Figuur 11: (a) Een standaard CT-scan – (b) Het algemeen principe van X-Care - (c) De buisstroom in functie

van de rotatiehoek [2,32].

17

1.5 Probleemstelling

X-stralen bevatten voldoende energie zodat ze in staat zijn weefsels te ioniseren. Het ioniserend

karakter van X-stralen leidt tot biologische schade aan het menselijk lichaam. Enerzijds, zijn er

de deterministische (acute) effecten ten gevolge van een blootstelling aan hoge doses. Bij

deterministische effecten hangt de ernst van de aandoening samen met de grootte van de dosis.

Enkele voorbeelden van deterministische effecten zijn brandwonden, haaruitval en erytheem.

Anderzijds, zijn er de stochastische (late) effecten die zich voordoen bij zowel hoge als lage

doses. De kans van optreden van stochastische effecten is evenredig met de stralingsdosis. De

ernst van de effecten is niet afhankelijk van de stralingsdosis. Stochastische effecten omvatten

tumorgenese en het ontstaan van genetische aandoeningen [2,33]. Het risico op stochastische

effecten kan ook worden uitgedrukt met Excess Relative Risk (ERR). ERR geeft de kans weer

voor een fatale maligne aandoening na blootstelling aan ioniserende straling. De ERR bedraagt

5% per Sv [6]. Figuur 12 toont dat bij de Belgische bevolking de stralingsblootstelling van alle

medische toepassingen voor 59% te wijten is aan CT-scans, hoewel slechts 14% van alle

radiologische onderzoeken met CT-scans gebeuren. Anno 2015 werden in België op jaarbasis

ongeveer 6 miljoen CT-scans uitgevoerd [34,35].

Figuur 12: (a) Verdeling van de radiologische onderzoeken - (b) Blootstelling aan ioniserende straling door

medische toepassingen [34].

Om de stralingsbelasting van de populatie zo laag mogelijk te houden, worden drie principes

toegepast. Een eerste principe is justificatie. Daarbij dient te worden bepaald of het ondergaan

van een CT-scan verantwoord is. Het justificatieprincipe zou er dus toe moeten leiden dat er

minder CT-onderzoeken worden voorgeschreven door de arts. Een tweede aspect is dat de CT-

onderzoeken dienen uitgevoerd te worden op toestellen die voldoen aan de minimale

kwaliteitscriteria voorgeschreven door de Europese commissie [13]. Een laatste aspect doelt op

18

het toepassen van geoptimaliseerde procedures bij het uitvoeren van een CT-onderzoek. Een

optimale procedure volgt het ALARA-principe. Het ALARA-principe houdt in dat de kans op

blootstelling, het aantal blootgestelde personen en de opgelopen dosis zo laag mogelijk dienen

te zijn [4,6,33,36].

Ook in de internationale literatuur wordt de bezorgdheid geuit omtrent de stralingsbelasting

opgelopen tijdens CT-onderzoeken. Zo toonde Sodickson et al. in een cohortstudie aan dat

cumulatieve stralingsbelasting ten gevolge van CT-onderzoeken leidt tot een significante

verhoging van inductie van kanker en, daarmee gepaard gaande, tot een verhoogd sterftecijfer

gerelateerd aan straling geïnduceerde kankers [37]. Er kan dus worden gesteld dat CT-scans

veel bijdragen tot de stralingsbelasting van de bevolking.

Één van de weefsels die een verhoogde stralingsgevoeligheid vertoont, is borstklierweefsel

(tabel 1). Bij een mammografie wordt dan ook terecht de grootste zorg aan de dag gelegd om

het borstklierweefsel aan een zo laag mogelijke stralingsdosis bloot te stellen. Het wekt

derhalve verwondering dat bij CT-onderzoeken weinig of geen rekening wordt gehouden met

de stralingsgevoeligheid van het borstklierweefsel [32,38]. Het borstklierweefsel absorbeert bij

een thorax-CT een aanzienlijke stralingsdosis terwijl dat weefsel meestal niet het onderwerp

van een thorax-CT is en als dusdanig niet gedetailleerd in beeld moet worden gebracht. Uit het

bovenstaande kan dus worden besloten dat onderzoek aangewezen is naar methoden om de

stralingsbelasting van weefsels en organen bij CT-onderzoek te reduceren.

Tal van onderzoeken met dosisreductietechnieken leverden veelbelovende resultaten op [16,19,

23,27,29,30]. Echter, in recent gepubliceerde artikels worden ook de dosisreductietechnieken

niet van kritiek gespaard. Zo haalt Taylor et al aan dat bij quasi alle vrouwen ( > 99%) het

borstklierweefsel niet volledig is gepositioneerd in de dosisreductiezone bij X-Care (figuur 13)

waardoor het borstklierweefsel uiteindelijk een hogere dosis zou oplopen, vergeleken met een

standaard CT-scan [32].

19

Figuur 13: De positie van de borsten in ruglig (a) en in buiklig (b) [32].

Bovendien is het percentage borstklierweefsel dat zich buiten de gereduceerde zone bevindt bij

zwaarlijvige vrouwen aanzienlijk hoger dan bij magere vrouwen [32]. Dat zou kunnen leiden

tot een hogere orgaandosis van de borsten bij zwaarlijvige vrouwen.

De algemene vraag waarop de masterproef een antwoord tracht te bieden, luidt als volgt: heeft

X-Care als dosisreductietechniek een meerwaarde bij CT-onderzoeken? Producent Siemens

beweert immers dat door het gebruik van X-Care de orgaandosis van oppervlakkige en

anterieure organen daalt zonder verlies aan beeldkwaliteit [2]. Deze bewering van Siemens

wordt de eerste hypothese die zal worden onderzocht tijdens de masterproef. Een bijkomende

vraag die wordt behandeld in de masterproef, heeft zeer specifiek betrekking op de dosis die

borstklierweefsel absorbeert bij een thorax-CT. De hierbij gestelde hypothese luidt: de dosis

die het borstklierweefsel oploopt bij een thorax-CT waarbij X-Care wordt toegepast is kleiner

dan bij een standaard thorax-CT, zonder verlies aan beeldkwaliteit. Uit het onderzoek van de

masterproef zal blijken of de hypothesen kunnen worden aanvaard of moeten worden

verworpen. Dergelijke hypothesen werden al meermaals onderzocht in studies op fantomen

[15,19,31,36,39-42]. In deze masterproef worden de hypothesen beantwoord aan de hand van

een patiëntenstudie, wat een unicum is.

20

2. Materialen en methoden

2.1 Materialen

2.1.1 CT-scanner

Bij alle experimenten werd het CT-toestel Somatom Definition Flash (Siemens Medical

Solutions, Erlanger, Duitsland) gebruikt. Na beeldacquisitie worden de beelden automatisch

overgezet naar een picture archiving and communication station (PACS) zodat de beelden

telkens terug kunnen worden opgevraagd op computers die niet verbonden zijn met het CT-

toestel. Het CT-toestel is voorzien van 64 rijen vaste stof detectoren en kan door de double z

sampling-techniek 2x64 slices per rotatie scannen [43,44]. De scanner is bovendien uitgerust

met tal van dosisreductietechnieken zoals CARE Dose4D (buisstroommodulatie), CARE kV

(automatische kV selectie), X-Care, SAFIRE (iteratieve reconstructie), adaptieve collimatie

enzovoort [2]. Er kan zowel sequentieel als spiraal worden gescand met een pitch van 0,35 tot

1,50.

2.1.2 Potloodionisatiekamer

Het type potloodionisatiekamer (RaySafe Xi CT detector, RaySafe, Sweden) dat werd gebruikt

tijdens onderhavige studie, wordt weergegeven in figuur 14. Een potloodionisatiekamer is een

staafvormig instrument geschikt voor het meten van geabsorbeerde dosis(-tempo) en

exposie(-tempo). Het meetgedeelte is vervaardigd uit geleidende materie, bijvoorbeeld grafiet,

en is gevuld met gas. Het gas zit ingesloten tussen de anode en de kathode. Bij het invallen van

ioniserende stralen op het meetgedeelte, wordt het gas geïoniseerd waarbij de anionen migreren

naar de anode en de kationen naar de kathode. Op dat moment wordt een stroomsterkte

gemeten. De stroomsterkte is een maat voor het dosistempo [Gy/s]. Bij de integratie van het

dosistempo over de tijd, wordt de dosis bekomen [45].

Figuur 14: Een potloodionisatiekamer.

21

2.1.3 ImageJ

ImageJ (versie 1.49, National Institutes of Health, Bethesda, Maryland, VS) is een

beeldverwerkingsprogramma gebaseerd op Java [46]. Een beeldenset kan als één geheel

worden geopend waardoor de gebruiker er simpelweg doorheen kan scrollen. ImageJ kan

oppervlakte- en pixelwaarde statistieken uitvoeren voor regions of interest (ROIs) die door de

gebruiker worden gedefinieerd. Daarenboven bevat ImageJ tools om onder andere afstanden en

hoeken te meten. De plug-ins die door de gebruikers kunnen worden ontwikkeld, breiden de

functies van ImageJ sterk uit. De plug-in die werd toegepast in onderhavige studie, is

‘Segmentation Editor’. Bij het tekenen van enkele ROIs op verschillende slices van één

beeldenset, kan ‘Segmentation Editor’ de getekende ROIs lineair interpoleren zodat op elke

slice van de beeldenset op semiautomatische wijze ROIs getekend zijn.

2.1.4 ImpactMC

ImpactMC (CT imaging GmbH, Erlangen Duitsland) is een softwarepakket dat 3D-

dosisdistributies bij radiografie en CT kan berekenen aan de hand van voxelgebaseerde Monte

Carlo-algoritmes [14]. Het unieke aan ImpactMC is dat het patiënt-specifieke simulaties

uitvoert aan de hand van de beeldenset van de patiënt zelf. De simulaties in onderhavige studie

gebeurden dus niet met fantomen. De beeldensets werden geladen in ImpactMC waardoor de

uitgevoerde CT-scans konden worden gesimuleerd door middel van voxelmodellen berekend

uit de CT-beelden. Verschillende parameters moesten worden ingegeven om tot een accurate

simulatie te komen. De eerste parameter was het input CT-volume. De tweede en de derde

parameter waren de scanner- en de scanprotocolkarakteristieken zoals de collimatie, de filter,

de rotatietijd enzovoort. De laatste parameter omvatte de Monte Carlo-simulatie

karakteristieken. Nadat alle parameters werden ingevoerd, kon de simulatie van de 3D-

dosisdistributie worden gestart. Achteraf konden per patiënt orgaandoses worden berekend op

basis van de patiënt-specifieke simulatie. Tal van studies hadden reeds de performantie van

Monte Carlo-simulaties geanalyseerd. Daarbij werden de gesimuleerde doses vergeleken met

doses die gemeten werden met termoluminiscente dosimeters (TLDs) in fantomen. Het verschil

tussen de gesimuleerde doses en de gemeten doses was gemiddeld kleiner dan 5% [14,47,48].

ImpactMC is als dusdanig in staat om een betrouwbare schatting van de orgaandoses te maken.

22

2.2 Methoden

2.2.1 Selectie van patiënten

De patiëntenstudie was een retrospectief onderzoek. Voor het onderzoek werd gestart, werd aan

het ethisch comité goedkeuring gevraagd. Alle patiënten zijn vrouwen die lijden aan botkanker.

Om het effect van de therapie doorheen de tijd op te volgen, werd elke maand een CT-scan

genomen van de thorax en eventueel ook van het abdomen. Het eerste CT-onderzoek werd

uitgevoerd met een standaard scan waarbij de standaard klinische scanparameters werden

ingesteld. Wanneer de patiënt een maand later het tweede CT-onderzoek diende te ondergaan,

werd gebruik gemaakt van een CT-scan met X-Care. Op die manier kon een vergelijkende

studie worden uitgevoerd tussen de standaard scan en de scan met X-Care.

2.2.2 Scanprotocollen

De patiënten werden in ruglig en met het hoofd eerst in het isocentrum van de scanner

gepositioneerd. Vervolgens werd een topogram genomen. Dat is een opname waarbij de buis

gedurende de volledige opname bovenaan (AP), onderaan (PA) of lateraal (LAT) gepositioneerd

is. Na het maken van de topogram werd de scanrange gekozen en het bijhorende protocol

waarmee zou worden gescand. Bij onderhavige patiëntenstudie werd gebruik gemaakt van twee

protocollen: een standaard thorax-scan en een thorax-scan met X-Care. Een overzicht van de

parameters van de protocols wordt weergegeven in tabel 4.

Tabel 4: Overzicht parameters bij een standaard scan en een scan met X-Care.

standaard scan scan met X-Care

protocolnaam 10_thor_abd_art_port_ven 10a_thor_abd_art_port_ven_XC

CARE kV semi semi

pitch 0,9 0,6

rotatietijd [ms] 330 of 500 285

slice-dikte [mm] 3 3

collimatie [mm] 38,4 38,4

reconstructiefilter B30 (smooth) – B60 (sharp) B30 (smooth) – B60 (sharp)

Oorspronkelijk was CARE kV bij X-Care uitgeschakeld en zou elke patiënt, ongeacht de

anatomie, aan 120 kV worden gescand. Om de dosis van de standaard cohort zo goed als

mogelijk te vergelijken met de dosis van de X-Care cohort, werd in het protocol van X-Care

‘semi’ ingesteld bij CARE kV. Op die manier werd eenzelfde patiënt in beide protocollen met

dezelfde kV gescand.

23

Met de ruwe data die worden bekomen na elke CT-opname, kan een beeld worden

gereconstrueerd aan de hand van reconstructiealgoritmes (zie 1.1.3). Bij die reconstructie wordt

gebruik gemaakt van verschillende reconstructiefilters. Het gebruikte algoritme was FBP en de

gebruikte filters waren B30 en B60, respectievelijk een medium smooth en een sharp filter.

Siemens heeft in totaal 8 filters, gaande van very smooth (B10) tot ultra sharp (B80) [49].

2.2.3 Berekening kerma-in-lucht

Kerma-in-lucht (Klucht) kon berekend worden aan de hand van het dosis-lengteproduct (DLP)

dat werd gemeten met een potloodionisatiekamer. Figuur 15 toont de proefopstelling.

Figuur 15: Proefopstelling meting DLP. De potloodionisatiekamer bevond zich vrij in lucht in het isocentrum

van de CT-scanner. Kair kon worden berekend aan de hand van de DLP-metingen.

De potloodionisatiekamer werd met een statief in het isocentrum van de scanner gepositioneerd.

Een stuk van de tafel moest worden weggenomen zodat de meting volledig in lucht zou

gebeuren. De potloodionisatiekamer mat het DLP op voor één rotatie zonder tafelverplaatsing

(sequentiële scanmode). De metingen werden telkens uitgevoerd bij 70 – 80 – 100 – 120 – 140

kV met een buisstroom (I) van 300 mA en een rotatietijd (t) van 0,330 s. Vergelijking 9 toont

hoe Klucht werd berekend uit de DLP-meting:

Klucht [𝑚𝐺𝑦

100 𝑚𝐴𝑠] = 106 .

𝐷𝐿𝑃[𝐺𝑦.𝑐𝑚]

𝑐𝑜𝑙𝑙𝑖𝑚𝑎𝑡𝑖𝑒[𝑚𝑚] . 𝐼[𝑚𝐴] .𝑡[𝑠] (9)

24

2.2.4 Meting borsthoeken

De volledige beeldenset van de patiënt werd geladen in ImageJ. De meting werd uitgevoerd op

de slice waarop de borsten zo lateraal mogelijk gelegen waren. De hoek werd bij elke patiënt

voor zowel de rechtse (θR) als de linkse (θL) borst gemeten. De angle-tool van ImageJ kan een

hoek meten als in de slice drie punten zijn aangeduid, zoals wordt weergegeven in figuur 16.

De drie punten die werden gekozen om een borsthoek te meten, waren achtereenvolgens:

1) distaal aan buitenzijde borst;

2) in het isocenter;

3) een punt exact verticaal boven het isocenter.

Figuur16: Methode om de borsthoek te meten.

2.2.5 mAseff bij de standaard scan en de scan met X-Care

Om betrouwbare besluiten te kunnen trekken over de veranderingen in Dorg door gebruik van

X-Care ten opzichte van de standaard scan, dienden beide scans vergelijkbaar te zijn. De scans

waren vergelijkbaar als de effectieve mAs-waarde (mAseff) op de overeenkomstige slices van

beide scans procentueel niet veel van elkaar verschilden. De mAseff werd bepaald door de

buisstroom [mA] te vermenigvuldigen met de rotatietijd [s] en te delen door de pitch. Uit de

DICOM-header van elke slice kon de buisstroom, de rotatietijd en de pitch worden gehaald.

Daardoor konden voor de beide scans per slice de mAseff worden berekend. Om uit te drukken

in welke mate de mAseff over de volledige scanrange verschillend was, werd de formule in

vergelijking 10 toegepast:

verschilmAseff [%] = 1

𝑛 ∑ (

𝑚𝐴𝑠𝑒𝑓𝑓,𝑋𝐶,𝑖− 𝑚𝐴𝑠𝑒𝑓𝑓,𝑠𝑡𝑑,𝑖

𝑚𝐴𝑠𝑒𝑓𝑓,𝑠𝑡𝑑,𝑖)𝑛

𝑖=1 . 100% (10)

25

met i een specifieke slice en n het totaal aantal slices in de scan. Zodra het verschil meer dan

25% bedroeg, werd verondersteld dat de scan met X-Care niet vergelijkbaar was met de

standaard scan. De patiënt werd dan niet in de studie opgenomen.

2.2.6 Simulatie van de orgaandosis

2.2.6.1 mA-verdeling

Uit de DICOM-header van elke slice kon de mA-waarde van die slice worden gehaald. Er

werden dus evenveel mA-waarden bekomen, als er slices waren. Om de uitgevoerde CT-scan

te simuleren (zie 2.2.6.2), dienden in ImpactMC parameters zoals number of rotations en

number of projections per rotation te worden ingevoerd. Voor elke projectie heeft ImpactMC

een aparte mA-waarde nodig. Er waren dus initieel te weinig mA-waarden om de simulatie te

starten. Het aantal projecties per rotatie kon vrij gekozen worden. Het aantal rotaties werd

berekend door de scanrange te delen door de tablefeed. Door de vermenigvuldiging van het

aantal projecties per rotatie met het aantal rotaties, werd het aantal projecties bekomen. Het

aantal projecties kwam overeen met het aantal mA-waarden dat ImpactMC nodig had om de

simulatie te starten. In appendix I wordt een voorbeeld getoond hoe de mA-verdeling wordt

aangepast bij een standaard CT-scan.

De aanpassing van de mA-verdeling bij CT-scans met X-Care vraagt een extra stap. Aangezien

uit de DICOM-header de mA-waarde per slice wordt bekomen, gaat de informatie over de

specifieke mA-verdeling binnen één slice verloren. Het effect van X-Care zal op die manier

verloren gaan tijdens de simulatie. Om aan dat probleem tegemoet te komen, werd de mA-

verdeling aangepast zoals bij de standaard scan. Er werd echter nog een bijkomende factor in

rekening gebracht om het effect van X-Care te integreren. In appendix II wordt een voorbeeld

getoond hoe de mA-verdeling wordt aangepast bij een CT-scan met X-Care.

2.2.6.2 Simulatie van de CT-scan in ImpactMC

Vervolgens werd de beeldenset ingeladen in ImpactMC om een dosissimulatie uit te voeren.

Appendix III en appendix IV geven een overzicht van de parameters die in ImpactMC kunnen

worden ingesteld. De scanparameters zijn de parameters die moeten overeenkomen met de

instellingen van de scanner. De Monte Carlo-parameters zijn de parameters die een invloed

zullen hebben op de nauwkeurigheid van de gesimuleerde dosiswaarden. Na afloop van de

26

simulatie geeft ImpactMC een dosisverdeling die als een DICOM-bestand kan worden

geëxporteerd. Daarbij worden de dosiswaarden genormaliseerd voor Klucht.

2.2.6.3 Dosisbeelden exporteren naar ImageJ

De dosisbeelden kunnen in ImageJ worden geopend. De grijswaarden symboliseren niet de

HU-waarden, maar wel de dosis uitgedrukt in µGy. De ROIs die eerder met de segmentation

editor werden getekend, konden samen met de dosisbeelden in ImageJ worden geopend. Een

voorbeeld van een ROI (gele lijn) van elk orgaan wordt getoond in figuur 17. Voor de lever, de

longen, de nieren en de schilklier werd de ROI getekend op de aflijning van het orgaan. De ROI

van de borsten omvatte voornamelijk het borstklierweefsel. Anterieur werd de ROI tot enkele

millimeters onder de huid getekend zodat de huiddosis niet in rekening werd gebracht bij de

bepaling van de borstdosis. Posterieur werd de ROI tot op de m. Pectoralis getekend.

Figuur17: Een voorbeeld van een ROI (gele lijn) voor de borsten, de lever, de longen, de nieren en de

schildklier.

Om op een automatische manier metingen uit te voeren met de ROIs, werd gebruik gemaakt

van een macro in ImageJ. De macro kan van elke ROI de mean en de area opmeten en de

resultaten per orgaan weergeven in een excel-bestand. De mean stelt de gemiddelde

pixelwaarde in een ROI voor. Die waarde komt overeen met de gemiddelde relatieve dosis (Drel)

uitgedrukt in µGy in die ROI, genormaliseerd voor Klucht. De area geeft de oppervlakte van de

ROI weer.

27

2.2.6.4 Orgaandosis berekenen

Om de relatieve orgaandosis in het beschouwde orgaan T (Drel,T) te berekenen, werd de formule

in vergelijking 11 toegepast:

Drel,T [µGy] = ∑ (𝑓𝑖,𝑇 . 𝐷𝑟𝑒𝑙,𝑖,𝑇) 𝑛𝑖=1 waarbij fi,T =

𝑆𝑖,𝑇

∑ 𝑆𝑖,𝑇𝑛𝑖=1

(11)

met i de slice waarop de ROI getekend was, n het aantal slices waarop een ROI van het orgaan

T getekend was, Drel,i,T de relatieve dosis op slice i van orgaan T uitgedrukt in µGy en Si,T de

oppervlakte van de ROI op slice i van orgaan T. Om finaal de absolute orgaandosis van orgaan

T (Dorg,T in mGy) te berekenen, werd Drel,T vermenigvuldigd met Klucht, zoals weergegeven in

vergelijking 12. Aangezien Klucht werd uitgedrukt in mGy per 100 mAs, diende nog

vermenigvuldigd te worden met een constante (10-2), de gemiddelde buisstroom gedurende de

CT-scan (𝐼,̅ uitgedrukt in mA) en de rotatietijd (t, uitgedrukt in s). Tenslotte werd nog

vermenigvuldigd met 10-3 om de eenheid van Drel,T om te zetten van µGy naar mGy. Finaal

werd de formule voor de berekening van Dorg,T als volgt:

Dorg,T [mGy] = 10-5 . Drel,T [µGy] . Klucht [𝑚𝐺𝑦

100 𝑚𝐴𝑠] . 𝐼 ̅[𝑚𝐴] . 𝑡[𝑠] (12)

2.2.7 SSDE

Size-specific dose estimation (SSDE) is een grootheid die wordt gebruikt in de dosimetrie van

CT-beeldvorming [50,51]. SSDE-bepaling gebeurde aan de hand van CTDIvol. Van elke scan

kon de CTDIvol uit het dosisrapport van de beeldenset worden gehaald. Een eerste stap in de

bepaling van SSDE was het tekenen van een ROI rond het lichaam van de patiënt, zoals is

weergegeven in figuur 18. Om accuraat SSDE te bepalen, was het voldoende om de ROI in

slechts één slice te analyseren [52]. Van die ROI werd de oppervlakte [cm²] en de gemiddelde

pixelwaarde [HU] in ImageJ bepaald.

Figuur 18: Een voorbeeld van een ROI (gele lijn) rond het lichaam van de patiënt.

28

De tweede stap was de berekening van de waterequivalente diameter (Dw) van de patiënt. Voor

die berekening werd de formule van vergelijking 13 toegepast:

Dw = 2 . √(1

1000 . 𝐻𝑈̅̅ ̅̅ + 1 ) .

𝑆𝑅𝑂𝐼

𝜋 (13)

met 𝐻𝑈̅̅ ̅̅ de gemiddelde waarde van de HU in de ROI en SROI de oppervlakte van de ROI [51].

In de laatste stap werd de conversiefactor opgezocht die CTDIvol omzette in SSDE. De

conversiefactoren zijn getabelleerd (appendix V) in functie van Dw [50]. Door de

conversiefactor te vermenigvuldigen met CTDIvol, werd SSDE bekomen.

2.2.8 Image quality score

Kortesniemi et al. maakte gebruik van een filteringsalgoritme waaruit opname-specifieke

beeldkwaliteitsparameters kunnen worden bekomen [21]. Het edge- preserving mask-filtering

algoritme berekent per slice een IQs. Een CT-beeld bestaat uit een matrix van pixels. Elke pixel

heeft een bepaalde grijswaarde, uitgedrukt in HU. Het filteralgoritme maakt gebruik van een

vierkant masker bestaande uit 3x3 pixels dat de omgeving van elke pixel afscant, zoals wordt

weergegeven in figuur 19.

Figuur 19: De negen mogelijk posities van het masker (zwart vierkant) [21] .

29

Het filteralgoritme is gebaseerd op de lokale standaarddeviatie van de pixelintensiteiten. Voor

elke positie van het masker wordt de standaarddeviatie van de pixelintensiteiten binnen het

masker berekend. De kleinste standaarddeviatie van de negen mogelijke posities wordt

opgeslagen in matrix S. Bovendien wordt de gemiddelde pixelintensiteit van die positie

berekend en opgeslagen in matrix M. Vergelijking 14 toont aan hoe IQs kon worden berekend

aan de hand van matrix S:

𝐼𝑄𝑠 = 𝑛𝑠𝑒𝑙

∑ √𝑆𝑖,𝑗𝑖,𝑗 (14)

met nsel het aantal pixels die voldoen aan twee selectiecriteria en Si,j de standaarddeviatie op

positie i,j in matrix S. IQs wordt als dusdanig bepaald aan de hand van matrix S, nadat er met

behulp van selectiecriteria een keuze wordt gemaakt van de pixels die zullen worden

opgenomen in de berekening. Voor de eerste selectie wordt gebruik gemaakt van matrix M. De

pixels met een grijswaarde kleiner dan -500 HU worden geëlimineerd waardoor lucht niet wordt

beschouwd in de analyse. De tweede selectie is gebaseerd op matrix S. De pixels die in matrix

S boven het 95ste percentiel van alle pixelwaarden vallen, worden verwijderd. Daardoor worden

randen en regio’s met veel ruis geëlimineerd [21].

2.2.9 Statistische analyse

De resultaten die werden bekomen, werden gevalideerd in Spotfire S+ (TIBCO Spotfire S+

8.2®, TIBCO software inc., London, UK). Alle statistische testen werden uitgevoerd op het 5%-

significantieniveau. Bij een p-waarde lager dan 0,05 werd het resultaat als significant

beschouwd. Om na te gaan of de data normaal verdeeld waren, werd een Shapiro-Wilk test

uitgevoerd. Als de data normaal verdeeld waren, werd een parametrische t-test toegepast. Als

de data niet normaal verdeeld waren of de testpopulatie te klein was, werd een niet-

parametrische Wilcoxon signed-rank test toegepast.

30

3. Resultaten

3.1 Kerma-in-lucht

De potloodionisatiekamer kan het DLP meten waaruit Klucht kan worden berekend. DLP werd

gemeten bij een buisstroom van 300 mA en een rotatietijd van 330 ms. De DLP-metingen en de

daaruit berekende Klucht worden weergegeven in tabel 5.

Tabel 5: Berekening Klucht uit DLP-metingen met de potloodionisatiekamer.

kV DLP-meting [Gy.cm] Klucht [mGy per 100 mAs]

70 0,019 4,91

80 0,027 7,20

100 0,051 13,38

120 0,080 20,97

140 0,117 30,78

3.2 Meting borsthoeken

Van de patiëntengroep waarvan de standaard scan werd geanalyseerd (n = 48), werd zowel van

de linkse borst als van de rechtse borst de borsthoek gemeten in ImageJ. Een aantal van die

patiënten onderging eerder een borstamputatie waardoor minder dan 48 metingen per borst

werden uitgevoerd (nrechts = 47 en nlinks = 45). Gemiddeld bedraagt θR 83,1° (± 7,0°) en θL 83,3°

(± 7,0°). De meetresultaten worden schematisch voorgesteld in figuur 20.

Figuur 20: (a) Schematische weergave van de borsthoeken in functie van de rotatiehoek bij X-Care – (b) De

beschrijvende statistiek van de borsthoeken.

31

Op de metingen van de borsthoeken werd een eenzijdige t-test toegepast. De nulhypothese (H0)

was dat de borsthoek gelijk is aan 60°. Als alternatieve hypothese (HA) werd genomen dat de

borsthoek groter is dan 60°. De resultaten van de eenzijdige t-test worden weergegeven in tabel

6. Zowel θR als θL zijn significant groter dan 60°.

Tabel 6: Resultaten van de eenzijdige t-test uitgevoerd op de metingen van θR en θL.

hypothese p-waarde

θR H0: θR = 60°

HA: θR > 60° < 0,0001

θL H0: θL = 60°

HA: θL > 60° < 0,0001

3.3 mAseff

In figuur 21 wordt voor zowel de standaard scan als de scan met X-Care mAseff in functie van

de z-as uitgezet voor één patiënt. Elk bolletje op de grafiek komt overeen met de mAseff

uitgemiddeld voor 1 slice. De grafieken van de andere patiënten kunnen worden teruggevonden

in appendix VI.

Figuur 21: mAseff in functie van de z-as [mm] bij een standaard scan (blauw) en een scan met X-Care (oranje).

Figuur 21 toont op een visuele manier dat de mAseff-verdeling bij een standaard scan en bij een

scan met X-Care vergelijkbaar is. Een cijfermatige weergave van de mate waarin de mAseff-

verdeling [%] bij een standaard scan en bij een scan met X-Care verschillend is, wordt per

patiënt getoond in figuur 22. Bij 0% zijn de mAseff-verdelingen perfect gelijk. Hoe verder het

resultaat van 0% afwijkt, hoe meer de mAseff-verdelingen van mekaar afwijken. Bij een

afwijking groter dan nul liggen de mAseff-waarden bij X-Care hoger dan bij de standaard scan

en vice versa. De patiënten waarbij de waarden meer dan 25% afwijken, worden uit de studie

geëxcludeerd. Om die reden werd patiënt 9 niet in rekening gebracht in deze studie.

32

Figuur 22: Verschil [%] in mAseff-verdeling per patiënt. Bij een afwijking groter dan nul liggen de mAseff-

waarden bij X-Care hoger dan bij de standaard scan en vice versa. Patiënten met een afwijking van meer dan

25% van de nul-lijn worden geëxludeerd uit de studie.

3.4 Invloed starthoek

Om de invloed na te gaan van de starthoek op de orgaandosis, werd van één patiënt de standaard

CT-scan vier keer gesimuleerd in ImpactMC. Bij elke simulatie werd een andere starthoek van

de röntgenbuis ingegeven, namelijk 0°, 90°, 180° en 270°. Na elke simulatie werd de dosis

[mGy] van de schildklier (Dschildklier), de nieren (Dnier), de borsten (Dborst), de lever (Dlever) en de

longen (Dlong) berekend. De resultaten worden weergegeven in figuur 23.

Figuur 23: Orgaandoses [mGy] in functie van de simulatie met een starthoek van 0°, 90°, 180° en 270°. De percentages

geven de relatieve variaties van de orgaandosis bij de verschillende starthoeken weer.

Uit figuur 23 kan worden afgeleid dat Dborst, Dlever, Dlong en Dnier nagenoeg niet wijzigen bij een

verschillende starthoek. Dschildklier daarentegen varieert naargelang een andere starthoek wordt

ingesteld. Dschildklier is lager bij een starthoek van 0° en 90°.

+ 16 %

- 34 %

- 17 %

+ 24 % + 21 %+ 21 % + 14 %

+ 23 %

+ 7 %

-40

-30

-20

-10

0

10

20

30

1 2 3 4 5 6 7 8 9

%-v

ers

chil

patiënt

%-verschil mAseff

25 %-grens

33

3.5 Orgaandosis

3.5.1 Overzicht

In figuur 24 wordt een grafische voorstelling onder de vorm van boxplots gegeven voor Dborst,

Dlever, Dlong, Dnier en Dschildklier van de groep patiënten (n=8). De blauwe boxplots geven de

spreiding van de orgaandoses weer bij een standaard scan, terwijl de oranje boxplots de

spreiding van de orgaandoses weergeven bij de scan met X-Care.

Figuur 24: Boxplot van de orgaandosis (borst, lever, long, nier en schildklier) van elke patiënt. De blauwe plots

zijn afkomstig van de standaard scan en de groene plots zijn afkomstig van de scan met X-Care.

Bij een standaard scan ligt de mediaan van de schildklier en de borsten hoger ten opzicht van

de mediaan van de lever, de longen en de nieren. Bij een scan met X-Care heeft de schildklier

de laagste mediaan. Een scan met X-Care leidt tot een lagere mediaan van de borsten en de

schildklier vergeleken met de mediaan bekomen bij een standaard scan. De mediaan van de

lever, de longen en de nieren stijgt bij gebruik van X-Care ten opzichte van een standaard scan.

3.5.2 Relatieve dosisveranderingen

De relatieve verandering in orgaandosis (Δ Dorg) van de scan met X-Care ten opzichte van de

standaard scan werd voor alle patiënten (n=8) berekend. De gemiddelde Δ Dorg wordt per

orgaan weergegeven in tabel 7.

Tabel 7: De gemiddelde Δ Dorg per orgaan voor de scan met X-Care ten opzichte van de standaard scan.

orgaan borst lever long nier schildklier

Δ Dorg [%] -10 +14 +10 +23 -53

34

Bij de borsten en de schildklier is er gemiddeld een dosisverlaging bij gebruik van X-Care ten

opzichte van een standaard scan, terwijl bij de lever, de longen en de nieren gemiddeld een

dosisverhoging wordt vastgesteld.

3.5.3 Statistiek

Tabel 8 geeft de uitkomst weer van de Wilcoxon signed-rank test die werd uitgevoerd op de

resultaten van tabel 7. Er is een significante daling van ΔDborst en een significante stijging van

ΔDlever, ΔDlong en ΔDnier bij gebruik van X-Care ten opzichte van een standaard scan. De daling

van ΔDschildklier bij gebruik van X-Care ten opzichte van een standaard scan is echter niet

significant.

Tabel 8:De resultaten van de Wilcoxon signed-rank test toegepast op de Δ Dorg-waarden bij gebruik van X-Care

ten opzichte van een standaard scan.

hypothese p-waarde

Dborst H0: Δ Dborst = 0°

HA: Δ Dborst < 0° 0,0039

Dlever H0: Δ Dlever = 0°

HA: Δ Dlever > 0° 0,0039

Dlong H0: Δ Dlong = 0°

HA: Δ Dlong > 0° 0,0078

Dnier H0: Δ Dnier = 0°

HA: Δ Dnier > 0° 0,0039

Dschildklier H0: Δ Dschildklier = 0°

HA: Δ Dschildklier < 0° 0,125

3.6 CTDIvol en SSDE

In figuur 25 wordt voor de standaard scan van elke patiënt Dborst (blauw), Dlever (groen), Dlong

(geel), Dnier (roze) en Dschildklier (bruin) weergegeven. Bij nagenoeg alle patiënten ligt CTDIvol

lager dan de individuele orgaandoses. De analyse van de CTDIvol-waarden toont echter aan dat

de CTDIvol gemiddeld 60% lager ligt ten opzichte van de individuele orgaandoses. Voor elke

patiënt werd tevens SSDE berekend. Bij alle patiënten ligt de SSDE-waarde hoger dan de

CTDIvol-waarde. De analyse van de SSDE-waarden toont aan dat de SSDE gemiddeld 13% lager

ligt ten opzichte van de gemiddelde Dorg.

35

Figuur 25: Een staafdiagram die de orgaandoses per patiënt weergeeft. De rode lijn geeft de CTDIvol aan en de

blauwe lijn geeft SSDE aan.

3.7 Beeldkwaliteit

Om het verband tussen de beeldkwaliteit en het gebruikte scanprotocol te onderzoeken, werd

de IQs van de scan met X-Care (IQsXC) vergeleken met de IQs van de standaard scan (IQsstd).

De procentuele afwijking (ΔIQs) van IQsXC ten opzichte van IQsstd wordt per patiënt

weergegeven in figuur 26. Gemiddeld ligt IQsXC 6% hoger dan IQsstd. Voor deze test werden

de thorax-abdomenbeelden gebruikt die gereconstrueerd werden met een B30-filter. De

Wilcoxon signed-rank test toont overigens aan dat de ΔIQs-stijging significant is.

Figuur 26: Staafdiagram waarbij voor elke patiënt IQsstd (blauw) en IQsxc (oranje) wordt uitgezet.

36

4. Bespreking

In de klinische praktijk wordt vaak gebruik gemaakt van medische beeldvorming. Het laat toe

op een niet-invasieve manier de anatomische structuren van een patiënt te bestuderen. Planaire

radiografische opnames hebben als nadeel dat alle anatomische structuren gesuperponeerd zijn,

hetgeen leidt tot verlies aan details. De driedimensionale anatomie van de patiënt wordt

omgezet tot een tweedimensionaal beeld. De introductie van CT heeft dat nadeel weggewerkt

[1]. Bij CT-scans worden transversale slices van de patiënt gemaakt, waardoor een

driedimensionaal beeld wordt bekomen. De vele innovaties die gemaakt zijn op het vlak van

CT-technologie, hebben ertoe geleid dat het aantal CT-onderzoeken fors is toegenomen. CT-

scans worden uitgevoerd voor het stellen van een diagnose, het opstellen van een

behandelingsplan of het opvolgen van een aandoening doorheen de tijd. In België worden

jaarlijks 6 miljoen CT-onderzoeken uitgevoerd [34,35]. Het nadeel van CT-onderzoeken is dat

het een behoorlijke stralingsbelasting met zich meebrengt. Bij de Belgische bevolking is de

stralingsblootstelling van alle medische toepassingen voor 59% te wijten aan CT-scans, hoewel

slechts 14% van alle radiologische onderzoeken met CT-scans gebeuren [34]. γH2AX-foci

testen hadden aangetoond dat ioniserende stralen dubbelstrengbreuken (dsb) veroorzaken in de

DNA-streng [33]. Fouten in het herstel van dsb kunnen leiden tot inductie van kanker. Het

linear non-threshold model geeft aan dat elke (geringe) blootstelling aan straling een risico tot

het ontwikkelen van stochastische effecten met zich meebrengt [2,6,33,37]. Het stijgend aantal

CT-onderzoeken gaat dus terecht gepaard met een toenemende bezorgdheid omtrent de

stralingsbelasting van de patiënt.

Om de stralingsbelasting van de populatie zo laag mogelijk te houden, worden drie principes

toegepast. Een eerste principe is justificatie. Daarbij dient te worden bepaald of het ondergaan

van een CT-scan verantwoord is. Het justificatieprincipe zou er dus toe moeten leiden dat er

minder CT-onderzoeken worden voorgeschreven door de arts. Een tweede principe is dat de

CT-onderzoeken dienen uitgevoerd te worden op toestellen die voldoen aan de minimale

kwaliteitscriteria voorgeschreven door de Europese commissie [13]. Een laatste principe doelt

op het toepassen van geoptimaliseerde procedures bij het uitvoeren van een CT-onderzoek. Een

optimale procedure volgt het ALARA-principe. Het ALARA principe houdt in dat de kans op

blootstelling, het aantal blootgestelde personen en de opgelopen dosis zo laag mogelijk dienen

te zijn [4,6,33,36].

37

Doorheen de jaren hebben fabrikanten zoals Siemens, GE, Philips en Toshiba gewerkt aan

technische innovaties die leiden tot dosisreductie zonder verlies aan beeldkwaliteit. Een eerste

stap om de dosis te reduceren, was het uitvoeren van patiënt-specifieke CT-onderzoeken.

Daarbij werd de mAs en de kV gekozen naargelang de body mass index (BMI) van de patiënt.

De fabrikanten slaagden er later in om die techniek te automatiseren. Een dosisverlaging tot

43% kon daardoor worden bekomen [2,16,23,25-27]. Er zijn tevens dosisreductietechnieken op

de markt gebracht die niet gebaseerd zijn op de anatomie van de patiënt. Zo is er IR dat beelden

reconstrueert met eenzelfde beeldkwaliteit, maar waarbij de dosis reduceert tot 60% in

vergelijking met FBP [2,26,27]. Bij adaptieve collimatie worden collimatoren langs de z-as

geplaatst om de X-stralen bij overscan die niet bijdragen tot de beeldvorming te attenueren. Een

dosisreductie van 10 tot 38% wordt op die manier bekomen [4,28]. Één van de weefsels dat een

verhoogde stralingsgevoeligheid vertoont, is het borstklierweefsel [32]. Om de

stralingsbelasting van het borstklierweefsel te reduceren, heeft Siemens X-Care op de markt

gebracht. Bij X-Care worden oppervlakkige en anterieur gelegen organen minder blootgesteld

aan X-stralen. Anterieur wordt de buisstroom gereduceerd tot 25% van de oorspronkelijke

buisstroom. Posterieur zal de röntgenbuis meer X-stralen produceren, tot 125% van de

oorspronkelijke buisstroom. Siemens gaf aan dat door gebruik van X-Care een dosisreductie

wordt bekomen van de anterieure organen zonder verlies aan beeldkwaliteit [2,19,31,32].

Validatie van dergelijke dosisreductietechnieken is belangrijk. In deze studie werd X-Care

gevalideerd en de meerwaarde ervan bij CT-onderzoeken nagegaan.

Tal van onderzoeken met dosisreductietechnieken leverden veelbelovende resultaten op

[15,16,19,23-27,29-31,36,37,40-42,53-59]. Echter, in recent gepubliceerde artikels werden ook

de dosisreductietechnieken niet van kritiek gespaard. Zo haalde Taylor et al. aan dat bij quasi

alle vrouwen ( > 99%) het borstklierweefsel niet volledig was gepositioneerd binnen de

dosisreductiezone van X-Care [32]. De resultaten van deze masterproef bevestigen de

bevinding van Taylor et al. Gemiddeld ligt de rechtse borst in een hoek van 83,1° (± 7,0°) en

de linkse borst in een hoek van 83,3° (± 7,0°). Een borst is als dusdanig gemiddeld slechts voor

72% gepositioneerd in de dosisreductiezone van X-Care. De kleinste borsthoek die in deze

studie werd gemeten, bedraagt 69,2°. In de literatuur werd aangetoond dat de borsthoeken

kleiner worden wanneer een vrouw wordt gescand in buiklig [32]. In de studie van Taylor et al.

werd een reductie van 9° (± 9°) van de borsthoeken bekomen ten opzichte van de positie in

ruglig. Aangezien de borsthoeken kleiner zijn in buiklig, zal een grotere proportie van het

borstklierweefsel zich in de dosisreductiezone van X-Care bevinden. Om die reden wordt

38

verwacht dat een positie in buiklig een meer uitgesproken dosisreductie van het

borstklierweefsel met zich mee zal brengen. Echter, kunnen vrouwen in de praktijk nog niet in

buiklig met X-Care worden gescand omdat de dosisreductiezone van X-Care altijd vastligt in

een hoek van -60° tot 60° (bovenaan). Als de patiënt in buiklig wordt gescand, dient de

dosisreductiezone gepositioneerd te zijn in een hoek van 120° tot 240° (onderaan). Dat laatste

is tot op heden nog niet mogelijk. Een ander alternatief om een grotere proportie van de borsten

in de dosisreductiezone te positioneren, is het dragen van een compressieband rond de borsten.

Een compressieband zal de borsten mediaal samendrukken waardoor de borsthoeken drastisch

kleiner zullen worden. Er wordt verwacht dat een zeer groot deel van de borsten in de

dosisreductiezone gepositioneerd zal zijn met een aanzienlijke dosisreductie van het

borstklierweefsel als gevolg. Seidenfuss et al. toonden het nut van een compressieband bij X-

Care reeds aan [57]. In die studie werd aangetoond dat slechts 60% van de borst en 67% van

het borstklierweefsel gepositioneerd is in de dosisreductiezone van X-Care. Bij het dragen van

een compressieband, worden die percentages opgetrokken naar 91% voor de borst en 96% voor

het borstklierweefsel. Hoe groter de cupmaat van de vrouwen, hoe voordeliger het wordt om

een compressieband te dragen. In die studie werd echter geen borstdosis berekend. Er is dus

nog nood aan een studie die de invloed van een compressieband op de borstdosis nagaat bij X-

Care.

Om betrouwbare besluiten te kunnen trekken over de veranderingen in orgaandosis door

gebruik van X-Care ten opzichte van de standaard scan, dienen beide scans vergelijkbaar te

zijn. De scans zijn vergelijkbaar als de mAseff-verdeling van de beide scans procentueel niet veel

van elkaar verschilt. Op die manier wordt uitgesloten dat het wijzigen van parameters zoals de

pitch of de rotatietijd een invloed heeft op de veranderingen in orgaandosis. De veranderingen

van de orgaandosis kan dan louter worden toegeschreven aan de introductie van de

dosisreductiezone bij X-Care. Zodra het verschil in mAseff-verdeling meer dan 25% bedraagt,

wordt verondersteld dat de scan met X-Care niet vergelijkbaar is met de standaard scan. In

figuur 21 en appendix VI wordt de mAseff-verdeling van elke patiënt uitgezet in functie van de

z-as. Elk bolletje op de grafiek komt overeen met de mAseff uitgemiddeld voor 1 slice. Figuur

22 geeft een cijfermatige weergave van de mate waarin de mAseff-verdeling bij een standaard

scan en een scan met X-Care van mekaar verschillen. Voor één patiënt bedraagt dat verschil

34%, hetgeen de grens van 25% overschrijdt. Die patiënt werd derhalve uit de studie

geëxcludeerd. Bovendien werd opgemerkt dat bij de geëxcludeerde patiënt de scanprotocollen

verschilden ten opzichte van de andere 8 patiënten. Die 8 patiënten werden bij de standaard

39

scan en de scan met X-Care gescand met een thorax-abdomenprotocol. De patiënt die uit de

studie werd geëxcludeerd, werd bij de standaard scan ook gescand met een thorax-

abdomenprotocol, maar werd voor de scan met X-Care gescand met een thorax-protocol

(02_thorax_35s_Xcare).

De Somatom Definition Flash is uitgerust met tal van dosisreductietechnieken. Één daarvan is

de buisstroommodulatie. De buisstroom kan gemoduleerd worden volgens de z-as

(longitudinale modulatie) en volgens het xy-vlak (angulaire modulatie). Bij de simulatie van de

standaard scan, kon enkel de longitudinale buisstroommodulatie in rekening worden gebracht.

De informatie om de longitudinale buisstroommodulatie te integreren in de simulatie werd

gehaald uit de DICOM-header. Aangezien de DICOM-header één mA-waarde per slice bevat,

gaat de informatie over de specifieke mA-verdeling binnen één slice verloren. Daardoor is er in

de DICOM-header geen informatie voor handen om de angulaire buisstroommodulatie te

integreren in de simulatie van een standaard scan. Om alsnog informatie te bekomen over de

angulaire modulatie, kan de ruwe data worden opgevraagd. De ruwe data is de data die wordt

bekomen meteen na een CT-scan en bevat dus nog informatie over de angulaire modulatie. De

reconstructiealgoritmes gebruiken die ruwe data om uiteindelijk de CT-beelden te

reconstrueren. Echter, worden uitsluitend de gereconstrueerde CT-beelden voor een langere tijd

bewaard op het PACS. De ruwe data wordt een week na het CT-onderzoek verwijderd.

Aangezien in deze studie de standaard scans langer dan een week geleden waren genomen, was

het niet meer mogelijk om de ruwe data op te vragen en als dusdanig de angulaire modulatie te

integreren in de simulaties van de standaard scan. Voor de simulaties met X-Care was die

informatie wel beschikbaar. Bij elke scan met X-Care werd op exact dezelfde manier de

buisstroom angulair gemoduleerd. De buisstroom werd anterieur over een hoek van 120°

gereduceerd tot 25% van de oorspronkelijke buisstroom. Posterieur werd de buisstroom

opgetrokken tot 125% van de oorspronkelijke buisstroom. Door die gegevens was het mogelijk

om, naast de longitudinale buisstroommodulatie, ook de angulaire buisstroommodulatie in de

simulatie te integreren. Hoe de angulaire buisstroommodulatie werd geïntegreerd in de

simulatie, wordt besproken in appendix II.

Hoewel het simulatieprogramma ImpactMC veel voordelen kent, werd in deze studie ook een

nadeel ontdekt. In ImpactMC konden namelijk bij de parameters ‘number of projections per

rotation’ en ‘number of projections’ uitsluitend gehele getallen worden ingegeven. Het aantal

projecties per rotatie kon vrij worden gekozen. Het aantal rotaties kon worden berekend. Echter,

was het product van beiden zelden een geheel getal. Aangezien ImpactMC een geheel getal

40

vereist, werd het aantal rotaties afgerond. De noodzaak om gehele getallen in te geven in

ImpactMC, leidde ertoe dat er onvermijdelijk een verschuiving was van de mA-waarden ten

opzichte van de rotatiehoek. Die verschuiving bedroeg gemiddeld 0,42% per rotatie. Na elke

rotatie werd de afwijking dus 0,42% groter. Aangezien deze procentuele verschuiving beperkt

is, wordt verondersteld dat de impact op de berekende orgaandoses in deze studie eerder gering

zal zijn.

De starthoek waarop de röntgenbuis begint te stralen, kan door de gebruiker niet worden

achterhaald. Er wordt vermoed dat de röntgenbuis bij elke scan begint te stralen op een

verschillende starthoek. Een andere mogelijkheid is dat de röntgenbuis zich voor de start van

elke scan positioneert op 0° [59]. Om de invloed van de starthoek op de orgaandosis na te gaan,

werd een standaard CT-scan vier keer gesimuleerd. Bij elke simulatie werd een andere starthoek

ingesteld, namelijk 0°, 90°, 180° en 270°. Figuur 23 geeft de orgaandosis van de borsten, de

lever, de longen, de nieren en de schildklier weer bij elke simulatie. Uit die resultaten blijkt dat

de orgaandosis van de borsten, de lever, de longen en de nieren onafhankelijk is van de

starthoek. Voor de dosimetrie van deze organen is dit een geruststellende bevinding, gelet op

het feit dat de startpositie van de röntgenbuis in de praktijk niet a priori gekend is. Dat kan

echter niet gezegd worden over de dosimetrie van de schildklier, waar de startpositie van de

röntgenbuis kennelijk wel een invloed heeft op de orgaandosis. Naargelang de starthoek die

werd ingesteld, kon de orgaandosis van de schildklier tot 22,9% variëren. Die bevinding werd

bevestigd door publicaties in de literatuur [55,59]. Zo haalde Zhang et al. aan dat de orgaandosis

van kleine en oppervlakkig gelegen organen 41% kan variëren naargelang de ingestelde

starthoek [59].

Bij een CT-scan van de thorax is de schildklier helemaal in het begin gelegen. Wanneer de scan

wordt gestart bij een starthoek van 0° (en 90°), zal de röntgenbuis meteen wegdraaien van de

schildklier waardoor de schildklier slechts een korte tijd zeer oppervlakkig wordt bestraald.

Wanneer de röntgenbuis bij een volgende rotatie terug anterieur gepositioneerd is, is de

schildklier niet meer rechtstreeks in het stralingsveld gelegen gelet op de kleine afmeting van

de schildklier in de z-richting. Dat verklaart de lagere orgaandosis van de schildklier bij een

starthoek van 0° en 90°. Bij een starthoek van 180° (en 270°) zal de röntgenbuis anterieur een

grotere boog rond de schildklier beschrijven waardoor de schildklier een langere tijd zeer

oppervlakkig wordt bestraald. Dat veroorzaakt een hogere orgaandosis van de schildklier. Het

feit dat de schildklier aan de rand van de scanrange ligt, speelt ook een rol. De simulatiesoftware

was niet in staat om overscan en extra scatter in het omliggend weefsel in rekening te brengen

41

omwille van een tekort aan inputbeelden. De orgaandosis van grote organen en/of organen die

centraal gelegen zijn, zijn onafhankelijk van de starthoek omwille van de redenen die hierboven

werden aangehaald.

De blauwe boxplots in figuur 24 geven de orgaandoses weer bij een standaard scan. De mediaan

van de schildklier en de borsten ligt hoger dan de mediaan van de lever, de longen en de nieren.

Aangezien de dosisverdeling bij een CT-scan het hoogst is perifeer en afneemt naar het centrum

toe, is het logisch dat perifeer gelegen organen, zoals de schildklier en de borsten, een hogere

orgaandosis hebben dan organen die eerder centraal gelegen zijn.

Tabel 1 toont aan dat borstklierweefsel een hoge stralingsgevoeligheid vertoont. Het wekt

derhalve verwondering dat bij CT-onderzoeken weinig rekening wordt gehouden met de

stralingsgevoeligheid van het borstklierweefsel [32]. Fabrikant Siemens probeerde dat

probleem aan te pakken met X-Care door anterieur de buisstroom te reduceren tot 25% van de

oorspronkelijke buisstroom [19,44]. In figuur 24, tabel 7 en tabel 8 wordt weergegeven in welke

mate de orgaandosis van de borsten wijzigt bij gebruik van X-Care vergeleken met een

standaard scan. Zo wordt aangetoond dat de orgaandosis van de borsten significant (α = 0,05)

daalt met 10% bij gebruik van X-Care. Die dosisreductie wordt bekomen doordat de borsten

anterieur, en dus grotendeels in de reductiezone van X-Care, gepositioneerd zijn. Hoewel de

dosisreductie bij de borsten duidelijk wordt aangetoond, wordt vastgesteld dat de berekende

dosisreductie van 10% eerder matig is voor wat wordt verwacht van een dosisreductietechniek

als X-Care. Dat wekt nauwelijks verwondering als men weet dat, zoals hoger aangehaald, een

borst gemiddeld voor slechts 72% effectief gepositioneerd is binnen de reductiezone van X-

Care. Het gebruik van een compressieband om de borsten beter te positioneren, kan wellicht

bijdragen tot een significant beter reductiepercentage. Er is echter extra onderzoek vereist om

dat vermoeden te bevestigen.

De resultaten van deze studie hebben aangetoond dat de orgaandosis van de lever, de longen en

de nieren significant (α = 0,05) toeneemt met respectievelijk 14%, 10% en 23% bij een scan

met X-Care ten opzichte van een standaard scan. De dosistoename van de lever en de longen

wordt toegeschreven aan het feit dat die organen voornamelijk buiten de dosisreductiezone van

X-Care gelegen zijn. De nieren ondervinden de grootste dosistoename omdat ze oppervlakkig

en posterieur gepositioneerd zijn en als dusdanig volledig buiten de dosisreductiezone liggen.

Zodra een orgaan buiten de dosisreductiezone valt, ondervindt het een grotere stralingsbelasting

42

vergeleken met een standaard scan omdat de buisstroom daar wordt opgetrokken tot 125% van

de oorspronkelijke buisstroom.

Het laatste orgaan waarvan de dosis in deze studie wordt geanalyseerd, is de schildklier. Bij de

schildklier wordt een dosisreductie van 53% waargenomen bij een scan met X-Care vergeleken

met een standaard scan. Die aanzienlijke dosisreductie kan worden verklaard doordat de

schildklier een klein en anterieur gelegen orgaan is. De schildklier is volledig in de

dosisreductiezone van X-Care gepositioneerd. De statistische testen (tabel 8) tonen echter aan

dat de dosisreductie van de schildklier niet significant (α = 0,05) is. De boxplots van de

schildklier op figuur 24 geven aan dat er een aanzienlijke variatie is in de orgaandosis van de

schildklier. Bij de analyse van de orgaandosis van de schildklier werd vastgesteld dat bij 3 van

de 8 personen de schildklierdosis zelfs was toegenomen door gebruik van X-Care. Over die 3

patiënten bedraagt de gemiddelde dosistoename 13% ten opzichte van de schildklierdosis bij

de standaard scan. Bij de overige 5 patiënten wordt een duidelijke dosisreductie waargenomen

van gemiddeld 93% ten opzichte van de standaard scan. Globaal wordt dus een dosisreductie

van 53% vastgesteld. Omwille van de grote spreiding van de resultaten is die dosisreductie niet

significant (α = 0,05). De reden van die spreiding kan eventueel worden gelinkt met de

testresultaten inzake de invloed van de starthoek van de röntgenbuis op de orgaandosis. In die

test werd bewezen dat uitsluitend de dosis van de schildklier varieerde met de starthoek. De

grote variatie in schildklierdosis tussen de patiënten kan dus een bewijs zijn dat de röntgenbuis

niet bij elke scan op dezelfde starthoek begint te stralen.

Uit het staafdiagram van figuur 25 blijkt dat de CTDIvol bij 7 van de 8 patiënten kleiner is dan

de individuele orgaandoses. De analyse van de CTDIvol-waarden toont aan dat de CTDIvol

gemiddeld 60% lager ligt ten opzichte van de orgaandoses. Uit die bevinding kan worden

besloten dat CTDIvol een onderschatting geeft van de dosis. Die conclusie werd tevens in

meerdere publicaties teruggevonden [50-52,60,61]. CTDIvol is onder andere afhankelijk van de

buisspanning, de buisstroom, de rotatietijd, de pitch en de gebruikte filter, maar houdt geen

rekening met de anatomie van de patiënt. De opgelopen dosis van een patiënt wordt echter

enerzijds bepaald door de ingestelde parameters op het CT-toestel, maar anderzijds ook door

de anatomie van de patiënt. Het CT-toestel berekende CTDIvol met het 32cm CTDI-fantoom als

referentie aangezien het om een thorax-protocol ging. Dat CTDI-fantoom is meestal zwaarder

en groter in omvang dan een doorsnee patiënt. Bovendien wordt het CTDI-fantoom vervaardigd

uit PMMA, een materiaal dat denser is dan humane weefsels. Een patiënt zal als dusdanig de

X-stralen minder attenueren vergeleken met een 32 cm CTDI-fantoom, wat leidt tot een hogere

43

dosis bij de patiënt. Het bovenstaande laat vermoeden dat de onderschatting van de dosis groter

wordt naarmate de BMI van de patiënt lager is. Echter, ontbraken de gegevens over de lengte

en de massa van de patiënt in de DICOM-header. Het was dus in deze studie niet mogelijk om

de BMI van de patiënt te berekenen. Daardoor was het ook niet mogelijk om een eventuele

correlatie tussen de onderschatting van de dosis en de BMI aan te tonen.

Om de onderschatting van CTDIvol te corrigeren, werd SSDE ontwikkeld. SSDE is een grootheid

die wordt gebruikt in de dosimetrie van CT-beeldvorming en die wel rekening houdt met de

anatomie en de densiteit van de patiënt. SSDE wordt berekend door CTDIvol te

vermenigvuldigen met een conversiefactor [50,51]. Een tabel met conversiefactoren wordt

weergegeven in appendix V. Om te weten welke conversiefactor dient te worden gebruikt, moet

eerst Dw worden berekend. Dw brengt de omvang en de densiteit van de patiënt in rekening en

vergelijkt dat met de omvang en de densiteit van het 32 cm CTDI-fantoom. Het is dus niet

verwonderlijk dat bij alle patiënten Dw kleiner was dan 32 cm. Wanneer Dw kleiner is dan 32cm,

komt dat overeen met een conversiefactor die groter is dan één. Daardoor zal SSDE groter zijn

dan CTDIvol. Figuur 25 toont aan dat SSDE een betere schatting is van de opgelopen dosis bij

een CT-scan. In deze studie week SSDE gemiddeld 13% af van de orgaandosissen, wat duidelijk

een betere dosisschatting is vergeleken met de afwijking van 60% bij CTDIvol.

Vergelijking 8 toont aan dat de ruis stijgt naarmate de dosis daalt. Dat verklaart waarom de

dosis niet ongelimiteerd kan dalen. De validatie van een dosisreductietechniek gaat daarom

steeds gepaard met een studie over de beeldkwaliteit. Fabrikant Siemens beweert dat een

dosisreductie kan worden bekomen van de anterieure en oppervlakkige organen, zonder verlies

aan beeldkwaliteit. Heden ten dage worden methoden zoals VGA vaak aangewend om de

beeldkwaliteit te testen. Een dergelijke methode heeft als nadeel dat het een verhoogde werklast

meebrengt voor de radiologen. Vele onderzoeksgroepen hebben reeds pogingen ondernomen

om de beeldkwaliteit te beoordelen aan de hand van fysische parameters zodat de beeldkwaliteit

op een automatische manier kan worden bepaald. De onderzoeksgroep van Kortesniemi et al.

stelde een methode voor op basis van IQs [21]. In een andere studie werd inmiddels aangetoond dat

IQs een goede correlatie vertoont met de fysische parameters en dus een goede inschatting geeft

van de beeldkwaliteit [22]. IQs laat dus toe om de beeldkwaliteit te scoren op een automatische

manier. Dat heeft als voordeel dat een grote hoeveelheid beelddata gemakkelijker en sneller op een

objectieve manier kan gescoord worden op beeldkwaliteit.

44

De methode op basis van IQs werd in deze masterproef toegepast. Op die manier werd aangetoond

dat de IQs-waarde bij gebruik van X-Care significant (α = 0,05) toeneemt met 6% ten opzichte van

de IQs-waarde bij een standaard scan. De beeldkwaliteit bij X-Care is dus beter dan bij een

standaard scan. Eerder in deze studie werden grafieken met de mAseff-verdeling in functie van de z-

as besproken (appendix VI). Met uitzondering van 1 patiënt, lag de curve van de mAseff-verdeling

bij X-Care hoger dan de curve van de standaard scan. Wanneer een grotere mAseff-waarde wordt

ingesteld, wordt het aantal fotonen, gebruikt om het beeld te vormen, groter. In paragraaf 2.2.7 werd

aangehaald dat IQs afhankelijk is van lokale standaarddeviaties. Bij een toegenomen ruis, zal IQs

dus lager zijn. Aangezien de ruis afneemt wanneer er meer fotonen gedetecteerd worden, zal een

stijging van de mAseff leiden tot een hogere IQs. Dat verklaart waarom de beeldkwaliteit beter is bij

X-Care in vergelijking met de standaard scan. Het nadeel aan de IQs-methode is dat de normalisatie

van de absolute IQs-waarde nog niet is geïmplementeerd. In deze studie werden dus louter absolute

IQs-waarden met elkaar vergeleken. Een normalisatie van de IQs-waarden zal ervoor zorgen dat de

scores een meer duidelijke betekenis krijgen. Een beeld met een perfecte beeldkwaliteit krijgt score

1, terwijl een beeld met een waardeloze beeldkwaliteit score 0 krijgt. Het probleem voor de

implementatie van de normalisatie voor IQs ligt bij het definiëren van een beeld met perfecte of

waardeloze beeldkwaliteit. Hoe ziet een beeld eruit met een perfecte beeldkwaliteit en hoe ziet een

beeld eruit met een waardeloze beeldkwaliteit? Pas als die vraag kan worden beantwoord, kunnen

de IQs-waarden worden genormaliseerd.

Figuur 21 en appendix VI geven de mAseff-verdeling per patiënt weer. Daaruit blijkt dat bij

nagenoeg alle patiënten de mAseff-waarden hoger zijn bij X-Care vergeleken met de standaard

scan. Ondanks de hogere mAseff-waarden bij X-Care werd toch een significante dosisreductie

van de borsten bekomen. Bovendien bleek dat de IQs-waarden bij X-Care 6% hoger lagen

vergeleken met de standaard scan. Die vaststellingen tonen aan dat fabrikant Siemens de

parameters van X-Care danig kan aanpassen zodat lagere mAseff-waarden worden bekomen met

nog voldoende beeldkwaliteit. Dat zou immers kunnen leiden tot een verdere reductie van de

orgaandoses.

In de literatuur werden een aantal studies teruggevonden die de dosis en/of de beeldkwaliteit

van X-Care vergeleken met een standaard scan. Bij die studies werden de testen steeds

uitgevoerd op fantomen. In deze masterproef werd de performantie van X-Care nagegaan aan

de hand van een patiëntenstudie, wat dus een unicum is. Tabel 9 geeft een overzicht van de

resultaten die in de literatuur werden teruggevonden.

45

Tabel 9: Overzicht van de resultaten bij toepassing van X-Care (15,19,31,36,39-42,55,58,62) .

Trefwoorden: “X-Care” OR “organ-based tube current modulation” OR “OBTCM”.

onderzoeksgroep dosis beeldkwaliteit materiaal

Becker et al

(2012)

41,9% reductie ooglens;

34,9% reductie schildklier verbeterd fantoom

Boos et al

(2014) niet van toepassing

geen significant

verschil SNR en CNR fantoom

Duan et al

(2011)

27 – 50% reductie anterieur

afhankelijk van grootte fantoom;

toename posterieur

SNR niet significant

verschillend

fantoom

Ketelsen et al

(2012)

35,2% reductie

borstklierweefsel;

20,1% reductie schildklier;

8,0% globale reductie man;

14,3% globale reductie vrouw

SNR niet significant

verschillend fantoom

Liu et al

(2015) meer dan 55% reductie ooglens niet van toepassing fantoom

Lungren et al

(2012)

17 – 47% reductie anterieur;

maximum 52% toename

posterieur

geen significante

toename in ruis fantoom

Marsch et al

(2015) 19 – 43% reductie ooglens niet van toepassing fantoom

Reimann et al

(2012)

maximum 59% reductie

anterieur

geen significant

verschil in ruis fantoom

Tsai et al

(2015)

26 – 28% reductie ooglens;

25% toename posterieur niet van toepassing fantoom

Wang et al

(2012)

maximum 30,4% reductie

ooglens

kleine significante

verhoging ruis

anterieur;

geen significante

verhoging ruis

posterieur

fantoom

Wang et al

(2011)

12 – 39% reductie borstregio

afhankelijk van grootte fantoom

geen significante

verhoging van ruis fantoom

deze masterproef

10% reductie borstklierweefsel;

14% toename lever;

10% toename longen;

23% toename nieren;

53% reductie schildklier

significante toename

van IQs met 6% patiënten

46

Uit de verschillende resultaten van tabel 9 blijkt dat anterieur en oppervlakkig gelegen organen

een voordeel ondervinden bij het gebruik van X-Care. De reductie is het grootst bij organen die

zich volledig in de dosisreductiezone bevinden, zoals de ooglens en de schildklier.

Dosisreducties gaande van 20 tot 40% worden voor die organen bekomen. Ook het

borstklierweefsel ondervindt een voordeel, echter minder uitgesproken dan bij de ooglens en

de schildklier. De dosisreductie van de oppervlakkig en anterieur gelegen organen gaat ten koste

van de dosis van de posterieur gelegen organen. Voor die organen wordt een dosistoename van

20 tot 50% vastgesteld. Die dosisveranderingen leiden niet, of zeer licht, tot een wijziging van

de beeldkwaliteit. Er kan dus worden geconcludeerd dat de resultaten bekomen in deze

masterproef in grote lijnen de resultaten volgen die bekomen werden in de verschillende

publicaties.

Wanneer enkel de dosis van de borsten wordt beschouwd, valt op dat de dosisreductie bekomen

in deze studie lager is dan de dosisreducties die worden beschreven in de literatuur. Die

vaststelling kan worden toegeschreven aan het feit dat de studies beschreven in de verschillende

publicaties gebruik maakten van fantomen. De positie van een borst bij een fantoom

weerspiegelt echter niet geheel de situatie van de praktijk. Wanneer een vrouw in ruglig op de

CT-tafel ligt, zullen de borsten meer zijdelings gepositioneerd zijn vergeleken met een fantoom.

De borsten bij een fantoom zijn dus beter gepositioneerd binnen de dosisreductiezone van X-

Care. Daardoor kon in de verschillende publicaties een betere dosisreductie worden

aangetoond. De resultaten van de borstdosis van deze masterproef zullen als dusdanig beter

aanleunen met de situatie van de praktijk.

47

5. Algemeen besluit

Anno 2015 werden in België op jaarbasis ongeveer 6 miljoen CT-onderzoeken uitgevoerd.

Hoewel slechts 14% van alle radiologische onderzoeken met CT-scans gebeuren, is de

blootstelling aan ioniserende straling bij medische toepassingen van de Belgische bevolking

voor 59% te wijten aan CT-scans. CT-onderzoeken gaan dus gepaard met een hoge

stralingsbelasting vergeleken met andere radiologische onderzoeken. Één van de organen die

een verhoogde stralingsgevoeligheid vertoont, is het borstklierweefsel. Om ervoor te zorgen dat

het borstklierweefsel een lagere dosis oploopt bij een CT-onderzoeken, heeft fabrikant Siemens

X-Care op de markt gebracht. X-Care tracht de blootstelling aan X-stralen van oppervlakkig en

anterieur gelegen organen in te perken door anterieur een dosisreductiezone in te voeren. Het

doel van deze masterproef was de performantie van X-Care nagaan.

De testen waarbij de orgaandosis werd berekend, stelden inderdaad vast dat er een dosisreductie

werd bekomen bij oppervlakkig en anterieur gelegen organen. De borsten ondervonden een

dosisreductie van 10% ten opzichte van een standaard scan en de schildklier een dosisreductie

van 53%. De dosisreductie van de anterieur gelegen organen ging ten koste van de orgaandosis

van de organen die niet in de dosisreductiezone gelegen zijn. Zo ondervond de lever een

dosistoename van 14%, de longen een dosistoename van 10% en de nieren een dosistoename

van 23% vergeleken met de dosis bij een standaard scan. De wijzigingen in orgaandosis bij X-

Care gingen gepaard met een stijging van IQs met 6%, wat een betere beeldkwaliteit aantoonde.

In het algemeen kan worden besloten dat Siemens in zijn opzet is geslaagd om de dosis van de

borsten, en in het algemeen de anterieur gelegen organen, te reduceren zonder in te boeten op

de beeldkwaliteit. Een kritische lezer zal zich wellicht afvragen of een reductie van slechts 10%

voor het borstklierweefsel een overtuigend resultaat is, wetende dat de organen die

(grotendeels) niet gepositioneerd zijn in de dosisreductiezone een negatieve invloed

ondervinden van het gebruik van X-Care. Het integreren van X-Care in het standaard protocol

van een thorax-CT bij vrouwen, wordt daarom sterk in twijfel getrokken. Het gebruik van een

compressieband om de borsten beter te positioneren, kan wellicht bijdragen tot een significant

beter reductiepercentage. Er is echter extra onderzoek vereist om dat vermoeden te bevestigen.

48

6. Referentielijst

1. van Kaick G. Milestones in the history of radiology in Germany. Radiologe. 2005;45(4):371-2.

2. Montag B. Guide to low dose. Siemens. 2010:54.

3. Bacher K. Cursus biomedische analyse II - biomedische wetenschappen. Universiteit Gent. 2012.

4. Bacher K. Cursus medische beeldvorming - biomedische wetenschappen. Universiteit Gent. 2015.

5. Verbeeck R. Cursus biomedische analyse I - biomedische wetenschappen. Universiteit Gent. 2011.

6. Thierens H. Cursus radioactiviteit en stralingsdosimetrie - biomedische wetenschappen. Universiteit Gent.

2014.

7. Campos M, De Souza T, Mota Júnior S, et al. Bone mineral density in cone beam tomography: only a few

shades of gray. World journal of radiology. 2014;6:607-12.

8. Deblaere K. Cursus medische beeldvorming biomedische wetenschappen Universiteit Gent. 2015.

9. Ferrari de Oliveira L. Computed Tomography (CT) images. UFPR Imformatics Department.

10. Ma C, Yu L, Vrieze T, et al. Dose efficiency of added beam-shaping filter with varied attenuation levels in

lung-cancer screening CT. Medical Physics. 2015;42(6):3621-2.

11. Pan X, Sidky E, Vannier M. Why do commercial CT scanners still employ traditional, filtered back-

projection for image reconstruction? Inverse Problems. 2009;25(12):36.

12. Smith S. The scientist and engineer's guide to digital signal processing. 2011.

13. ICRP, Recommendations of the International Commission on Radiation Protection. Publication 103. 2007.

14. Schmidt B, Kalender WA. A fast voxel-based Monte Carlo method for scanner- and patient-specific dose

calculations in computed tomography. Physica Medica. 2002;18(2):43-53.

15. Ketelsen D, Buchgeister M, Fenchel M, et al. Automated computed tomography dose-saving algorithm to

protect radiosensitive tissues estimation of radiation exposure and image quality considerations.

Investigative Radiology. 2012;47(2):148-52.

16. Smith A, Dillon W, Gould R, et al. Radiation dose-reduction strategies for neuroradiology CT protocols.

American Journal of Neuroradiology. 2007;28(9):1628-32.

17. Jang KJ, Kweon DC, Lee JW, et al. Measurement of image quality in CT images reconstructed with

different kernels (Retracted article. See vol. 67, pg. 1709, 2015). Journal of the Korean Physical Society.

2011;58(2):334-42.

18. Commission of the European Communities. Quality criteria for computed tomography. EUR 16626 EN.

19. Reimann A, Davison C, Bjarnason T, et al. Organ-based computed tomographic (CT) radiation dose

reduction to the lenses: impact on image quality for CT of the head. Journal of Computer Assisted

Tomography. 2012;36(3):334-8.

20. Laboratory TP. Catphan 500-600 manual. 2014.

21. Kortesniemi M, Schenkel Y, Salli E. Automatic image quality quantification and mapping with an edge-

preserving mask-filtering algorithm. Acta Radiologica. 2008;49(1):45-55.

22. De Roo B, Bacher K, Franck C. Beeldkwaliteit bij gebruik van nieuwe CT dosisreductietechnieken: een

studie aan de hand van Thiel gebalsemde lichamen. Universiteit Gent. 2014.

23. Angel E, Yaghmai N, Jude C, et al. Dose to radiosensitive organs during routine chest CT: effects of tube

current modulation. American Journal of Roentgenology. 2009;193(5):1340-5.

24. Shawna LY, Bruesewitz M, Vrieze T, et al. CARE Dose4D CT automatic exposure control system: physics

principles and practical hints.

25. McNitt-Gray M. Tube current modulation approaches: overview, practical issues and potential pitfalls.

2011.

49

26. Beister M, Kolditz D, Kalender W. Iterative reconstruction methods in X-ray CT. Physica Medica-

European Journal of Medical Physics. 2012;28(2):94-108.

27. Ozdoba C, Slotboom J, Schroth G, et al. Dose reduction in standard head CT: first results from a new

scanner using iterative reconstruction and a new detector type in comparison with two previous generations

of multi-slice CT. Clinical Neuroradiology. 2014;24(1):23-8.

28. Deak PD, Langner O, Lell M, et al. Effects of adaptive section collimation on patient radiation dose in

multisection spiral CT. Radiology. 2009;252(1):140-7.

29. Catuzzo P, Aimonetto S, Fanelli G, et al. Dose reduction in multislice CT by means of bismuth shields:

results of in vivo measurements and computed evaluation. Radiologia Medica. 2010;115(1):152-69.

30. Qu X, Li G, Sanderink G, et al. Dose reduction of cone beam CT scanning for the entire oral and

maxillofacial regions with thyroid collars. Dentomaxillofacial Radiology. 2012;41(5):373-8.

31. Wang J, Duan X, Christner J, et al. Bismuth shielding, organ-based tube current modulation, and global

reduction of tube current for dose reduction to the eye at head CT. Radiology. 2012;262(1):191-8.

32. Taylor S, Litmanovich D, Shahrzad M, et al. Organ-based tube current modulation: are women's breasts

positioned in the reduced-dose zone? Radiology. 2015;274(1):260-6.

33. Vral A. Cursus radiobiologie en radiopathologie - biomedische wetenschappen. Universiteit Gent. 2015.

34. Bosmans H, Brouwers J. Milieurapport achtergronddocument thema ioniserende straling. VMM. 2007:63.

35. De Cock J. Brochure medische beeldvorming sensibiliseringscampagne. RIZIV. 2010;5.

36. Wang J, Duan X, Christner J, et al. Radiation dose reduction to the breast in thoracic CT: Comparison of

bismuth shielding, organ-based tube current modulation, and use of a globally decreased tube current.

Medical Physics. 2011;38(11):6084-92.

37. Sodickson A, Baeyens P, Andriole K, et al. Recurrent CT, cumulative radiation exposure, and associated

radiation-induced cancer risks from CT of adults. Radiology. 2009;251(1):175-84.

38. Taylor S, Litmanovich DE, Shahrzad M, et al. Organ-based tube current modulation: are women's breasts

positioned in the reduced-dose zone? Radiology. 2015;274(1):260-6.

39. Becker H, Augart D, Karpitschka M, et al. Radiation exposure and image quality of normal computed

tomography brain images acquired with automated and organ-based tube current modulation multiband

filtering and iterative reconstruction. Investigative Radiology. 2012;47(3):202-7.

40. Boos J, Kropil P, Klee D, et al. Evaluation of the impact of organ-specific dose reduction on image quality

in pediatric chest computed tomography. Pediatric Radiology. 2014;44(9):1065-9.

41. Duan X, Wang J, Christner J, et al. Dose reduction to anterior surfaces with organ-based tube-current

modulation: Evaluation of Performance in a Phantom Study. American Journal of Roentgenology.

2011;197(3):689-95.

42. Lungren M, Yoshizumi T, Brady S, et al. Radiation dose estimations to the thorax using organ-based dose

modulation. American Journal of Roentgenology. 2012;199(1):W65-W73.

43. Bruesewitz MP, Zhang J, McCollough C. Double Z sampling: how does it work and what does it do?

44. Montag B. Flash Speed. Lowest dose. Somatom definition Flash. Answers for life. Siemens. 2009.

45. Neves LP, Perini AP, Fernandez-Varea JM, et al. Application of a pencil ionization chamber (0.34 cm(3)

Volume) for Co-60 beams: experimental and Monte Carlo results. Ieee Transactions on Nuclear Science.

2013;60(2):746-50.

46. Schneider CA, Rasband WS, Eliceiri KW. NIH Image to ImageJ: 25 years of image analysis. Nature

Methods. 2012;9(7):671-5.

47. Deak P, van Straten M, Shrimpton PC, et al. Validation of a Monte Carlo tool for patient-specific dose

simulations in multi-slice computed tomography. European Radiology. 2008;18(4):759-72.

48. Sterckx B, Bacher K, Franck C. Modellering van geïndividualiseerde patiëntendosimetrie bij CT.

Universiteit Gent. 2012.

49. Choi J. Measurement of noise power spectra for CT images reconstructed with different kernels. Journal of

Convergence Information Technology (JCIT). 2013;8(16):70-82.

50

50. AAPM. Size-Specific Dose Estimates (SSDE) in pediatric and adult body ct examinations (Task group

204). American Association of Physicists in Medicine, College Park. 2011.

51. AAPM. Use of water equivalent diameter for calculating patient size and size-specific dose estimate

(SSDE) in CT (Task group 220). American Association of Physicists in Medicine, College Park. 2014.

52. Franck C, Vandevoorde C, Goethals I, et al. The role of Size-Specific Dose Estimate (SSDE) in patient-

specific organ dose and cancer risk estimation in paediatric chest and abdominopelvic CT examinations.

European Society of Radiology. 2015.

53. Gandhi D, Crotty DJ, Stevens GM, et al. Technical Note: Phantom study to evaluate the dose and image

quality effects of a computed tomography organ-based tube current modulation technique. Medical Physics.

2015;42(11):6572-8.

54. Kim Y, Sung Y, Choi J, et al. Reduced radiation exposure of the female breast during low-dose chest CT

using organ-based tube current modulation and a bismuth shield: comparison of image quality and radiation

dose. American Journal of Roentgenology. 2013;200(3):537-44.

55. Liu H, Liu T, Xu X, et al. Eye lens dose reduction from CT scan using organ based tube current modulation.

Medical Physics. 2015;42(6):3250.

56. Matsubara K, Sugai M, Toyoda A, et al. Assessment of an organ-based tube current modulation in thoracic

computed tomography. Journal of Applied Clinical Medical Physics. 2012;13(2):148-58.

57. Seidenfuss A, Mayr A, Schmid M, et al. Dose reduction of the female breast in chest CT. American Journal

of Roentgenology. 2014;202(5):W447-W52.

58. Tsai HY, Liao YL, Lai NK, et al. Patient eye-lens dose reduction in routine brain CT examinations using

organ-based tube current modulation and in-plane bismuth shielding. Medical Physics. 2015;42(6):3584.

59. Zhang D, Zankl M, DeMarco JJ, et al. Reducing radiation dose to selected organs by selecting the tube start

angle in MDCT helical scans: A Monte Carlo based study. Medical Physics. 2009;36(12):5654-64.

60. Figueira C, Di Maria S, Baptista M, et al. Paediatric CT exposures: comparison between CTDIvol and

SSDE methods using measurements and monte carlo simulations. Radiation Protection Dosimetry.

2015;165(1-4):210-5.

61. Khatonabadi M, Kim HJ, Lu P, et al. The feasibility of a regional CTDIvol to estimate organ dose from

tube current modulated CT exams. Medical Physics. 2013;40(5):11.

62. Marsh RM, Silosky M. Characterization and implementation of OSL dosimeters for use in evaluating the

efficacy of organ-based tube current modulation for CT scans of the face and orbits. Medical Physics.

2015;42(4):1730-8.

51

Appendix I: aangepaste mA-verdeling bij

standaard scan

Tabel: De mA-verdeling die uit de DICOM-header wordt gehaald bij een standaard scan.

slice mA

1 315

2 326

3 333

4 344

5 352

… …

118 231

Tabel: De aangepaste mA-verdeling bij een standaard scan.

slice mA

1 315

315

315

2 326

326

326

3 333

333

333

4 344

344

344

5 352

352

352

… …

118 231

231

231

0 0

0

0

0 0

0

0

0 0

0

0

52

De aangepaste mA-verdeling wordt bekomen door rekening te houden met onderstaande

vergelijking.

Aantal projecties = 𝑎𝑎𝑛𝑡𝑎𝑙 𝑝𝑟𝑜𝑗𝑒𝑐𝑡𝑖𝑒𝑠

𝑟𝑜𝑡𝑎𝑡𝑖𝑒 . 𝑎𝑎𝑛𝑡𝑎𝑙 𝑟𝑜𝑡𝑎𝑡𝑖𝑒𝑠 = 𝑖𝑛𝑖𝑡𝑖𝑒𝑒𝑙 𝑎𝑎𝑛𝑡𝑎𝑙 𝑚𝐴 . 𝑁 + 𝑛𝑢𝑙waarden

𝑎𝑎𝑛𝑡𝑎𝑙 𝑝𝑟𝑜𝑗𝑒𝑐𝑡𝑖𝑒𝑠

𝑟𝑜𝑡𝑎𝑡𝑖𝑒 Door de gebruiker vrij te kiezen. In bovenstaand voorbeeld werd

hiervoor 33 gekozen.

𝑎𝑎𝑛𝑡𝑎𝑙 𝑟𝑜𝑡𝑎𝑡𝑖𝑒𝑠 Te berekenen door de scanrange (mm) te delen door de tablefeed

en het resultaat naar boven af te ronden. In bovenstaand voorbeeld

zijn er 11 rotaties.

𝑖𝑛𝑖𝑡𝑖𝑒𝑒𝑙 𝑎𝑎𝑛𝑡𝑎𝑙 𝑚𝐴 Komt overeen met het aantal slices. In bovenstaand voorbeeld

zijn er 118 mA-waarden.

𝑁 Vrij te kiezen. In bovenstaand voorbeeld werd 3 gekozen.

𝑛𝑢𝑙𝑤𝑎𝑎𝑟𝑑𝑒𝑛 Wordt gekozen zodoende de vergelijking juist te laten uitkomen.

In bovenstaand voorbeeld werd 9 kozen.

De aangepaste mA-verdeling kan worden opgeslagen in een .txt-bestand en worden ingevoerd

in ImpactMC.

53

Appendix II: aangepaste mA-verdeling bij

X-Care

Tabel: De mA-verdeling die uit de DICOM-header wordt gehaald bij een scan met X-Care.

slice mA

1 634

2 634

3 634

4 634

5 634

… …

119 357

Tabel: De aangepaste mA-verdeling bij een scan met X-Care.

slice mA corr. factor mA X-Care slice mA corr. factor mA X-Care

1 634 0,25 158,5 4 634 1,25 792,5

634 0,25 158,5 634 1,25 792,5

634 0,25 158,5 634 1,25 792,5

634 0,25 158,5 634 1,25 792,5

634 0,25 158,5 634 1,25 792,5

634 0,25 158,5 634 1,25 792,5

634 0,25 158,5 634 1,25 792,5

634 0,25 158,5 634 1,25 792,5

634 0,25 158,5 634 1,25 792,5

2 634 0,5 317 5 634 1,25 792,5

634 0,75 475,5 634 1,25 792,5

634 1 634 634 1,25 792,5

634 1,25 792,5 634 1,25 792,5

634 1,25 792,5 634 1,25 792,5

634 1,25 792,5 634 1,25 792,5

634 1,25 792,5 634 1,25 792,5

634 1,25 792,5 634 1,25 792,5

634 1,25 792,5 634 1,25 792,5

3 634 1,25 792,5 … … … …

634 1,25 792,5 119 357 1,25 446,25

634 1,25 792,5 357 1,25 446,25

634 1,25 792,5 357 1,25 446,25

634 1,25 792,5 357 1,25 446,25

634 1,25 792,5 357 1,25 446,25

634 1,25 792,5 357 1,25 446,25

634 1,25 792,5 357 1,25 446,25

634 1,25 792,5 357 1 357

357 0,75 267,75

54

slice mA corr. factor mA X-Care slice mA corr. factor mA X-Care

0 0,5 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,25 0 0 1,25 0

0 0,5 0 0 1,25 0

0 1,25 0 0 1,25 0

0 1,25 0 0 1,25 0

0 1,25 0 0 1,25 0

0 1,25 0 0 1,25 0

0 1,25 0 0 1 0

0 1,25 0 0 0,75 0

0 1,25 0 0 0,5 0

0 1,25 0 0 0,25 0

0 1,25 0 0 0,25 0

0 1,25 0 0 0,25 0

0 1,25 0 0 0,25 0

0 1,25 0 0 0,25 0

0 1,25 0 0 0,25 0

0 1,25 0 0 0,25 0

0 1,25 0 0 0,25 0

0 1,25 0

0 1,25 0

0 1,25 0

0 1,25 0

0 1,25 0

0 1,25 0

0 1,25 0

0 1,25 0

0 1,25 0

0 1,25 0

0 1,25 0

55

De aangepaste mA-verdeling wordt bekomen door rekening te houden met onderstaande

vergelijking.

Aantal projecties = 𝑎𝑎𝑛𝑡𝑎𝑙 𝑝𝑟𝑜𝑗𝑒𝑐𝑡𝑖𝑒𝑠

𝑟𝑜𝑡𝑎𝑡𝑖𝑒 . 𝑎𝑎𝑛𝑡𝑎𝑙 𝑟𝑜𝑡𝑎𝑡𝑖𝑒𝑠 = 𝑖𝑛𝑖𝑡𝑖𝑒𝑒𝑙 𝑎𝑎𝑛𝑡𝑎𝑙 𝑚𝐴 . 𝑁 + 𝑛𝑢𝑙𝑤𝑎𝑎𝑟𝑑𝑒𝑛

𝑎𝑎𝑛𝑡𝑎𝑙 𝑝𝑟𝑜𝑗𝑒𝑐𝑡𝑖𝑒𝑠

𝑟𝑜𝑡𝑎𝑡𝑖𝑒 Door de gebruiker vrij te kiezen. In bovenstaand voorbeeld werd

hiervoor 72 gekozen.

𝑎𝑎𝑛𝑡𝑎𝑙 𝑟𝑜𝑡𝑎𝑡𝑖𝑒𝑠 Te berekenen door de scanrange (mm) te delen door de tablefeed

en het resultaat naar boven af te ronden. In bovenstaand voorbeeld

zijn er 16 rotaties.

𝑖𝑛𝑖𝑡𝑖𝑒𝑒𝑙 𝑎𝑎𝑛𝑡𝑎𝑙 𝑚𝐴 Komt overeen met het aantal slices. In bovenstaand voorbeeld

zijn er 119 mA-waarden.

𝑁 Vrij te kiezen. In bovenstaand voorbeeld werd 9 gekozen.

𝑛𝑢𝑙𝑤𝑎𝑎𝑟𝑑𝑒𝑛 Wordt gekozen zodoende de vergelijking juist te laten uitkomen.

In bovenstaand voorbeeld werd 81 kozen.

De aangepaste mA-verdeling kan worden opgeslagen in een .txt-bestand en worden ingevoerd

in ImpactMC.

56

Appendix III: scanparameters ImpactMC

Tabel: Overzicht van de scanparameters in ImpactMC.

scanparameters

parameter eenheid waarde omschrijving

Kair mGy /

100 mAs 20,97 (120 kVp)

werd vooraf gemeten in het

rotatiecentrum van de scanner voor één

rotatie om de dosisdistributie naar

absolute waarden te kunnen schalen

average tube

current mA varieert per scan

gemiddelde buisstroom van de

röntgenbuis

center of

rotation X mm varieert per scan X coördinaat van het rotatiecentrum

center of

rotation Y mm varieert per scan Y coördinaat van het rotatiecentrum

collimation - symmetrisch beschrijft het type collimator tijdens de

scan

distance focus

center of

rotation

mm 595 afstand tussen de focale spot en het

rotatiecentrum

fan angle rad 0,7955 (FOV

500)

in-het-vlak-waaierhoek van de X-

stralenbundel

number of

rotation - varieert per scan aantal rotaties van de röntgenbuis

rotation

direction - positive rotatierichting

rotation time s

0,285 (X-Care)

0,330 (standaard)

0,500 (standaard)

tijd voor één rotatie

scan mode - spiral beschijft het traject van de röntgenbuis

tijdens de scan

shaping filter -

-

zie figuur

hieronder

de vorm en het materiaal wordt

gespecifieerd met een txt-bestand dat

wordt ingeladen in ImpactMC

57

spectrum -

120 kV

zie figuur

hieronder

wordt gespecifieerd met een txt-bestand

dat wordt ingeladen in ImpactMC

start angle rad 0 starthoek van de röntgenbuis

start Z position mm varieert per scan Z-coördinaat waar wordt gestart met

simuleren

table increment mm

varieert per scan

(standaard)

-23,04 (X-Care)

verplaatsing van de tafel gedurende één

rotatie

total beam

collimation mm 38,4

totale bundelcollimatie gemeten in het

isocentrum

Figuur: Shaping filter.

Figuur: Het spectrum bij 120 kVp.

0

2E+14

4E+14

6E+14

8E+14

1E+15

1,2E+15

1,4E+15

0 20 40 60 80 100 120 140

aan

tal

foto

ne

n

energie in keV

spectrum bij 120 kVp

58

Appendix IV: Monte Carlo-parameters

ImpactMC

Tabel: Overzicht van de Monte Carlo-parameters in ImpactMC.

Monte Carlo-parameters

parameter eenheid waarde omschrijving

break energy keV 10

fotonen met een energie lager dan deze

waarden worden beschouwd als

geabsorbeerd

convert to dose

in air - off

aanvinken: dosis in alle voxels omzetten

als er in lucht wordt gemeten –

uitvinken: dosis wordt gegeven voor het

materiaal

input to density

conversion -

default input to

density

door een txt-bestand in te laden, kan een

aangepaste conversie gedefinieerd

worden

input to material

conversion -

default input to

material

door een txt-bestand in te laden, kan een

aangepaste onderverdeling van HU

gedefinieerd worden

material

definition - default

door een txt-bestand in te laden, kunnen

verschillende materialen gedefinieerd

worden

max number of

photons - 109 aantal fotonen per simulatie

max number of

photons enabled - off

indien aangevinkt, zal de simulatie

stoppen zodra het maximum aantal

fotonen bereikt worden

max simulation

time s 3600

na deze tijd stopt de simulatie en

worden de resultaten opgeslagen

max simulation

time enabled - on

indien aangevinkt, zal de simulatie

stoppen zodra de maximale simulatietijd

bereikt is

number of

interactions - 10

maximaal aantal interacties van één

foton

59

number of

projections per

rotation

- varieert per scan aantal posities van de focus per rotatie

simulation

description - -

een optionele omschrijving van de

simulatie

volume binning

factor X - 1

het aantal voxels in de x-richting die

worden samengenomen tijdens de

dosissimulatie

volume binning

factor Y - 1

het aantal voxels in de y-richting die


dosissimulatie

volume binning

factor Z - 1

het aantal voxels in de z-richting die


dosissimulatie

60

Appendix V: tabel met conversiefactoren

in functie van Dw

Tabel: Conversiefactoren in functie van Dw.

Dw conversiefactor

… …

20 1,78

21 1,71

22 1,65

23 1,59

24 1,53

25 1,48

26 1,43

27 1,37

28 1,32

29 1,26

30 1,23

31 1,19

32 1,14

33 1,10

34 1,06

35 1,02

… …

61

Appendix VI: mAseff-verdeling per patiënt

De mAseff-verdeling voor zowel de standaard scan als de scan met X-Care van alle patiënten

wordt hieronder weergegeven.

0

20

40

60

80

100

120

140

160

180

200

0 100 200 300 400

mA

seff

z-as [mm]

patiënt 1

standaard

X-Care

0

50

100

150

200

250

300

350

400

0 100 200 300 400

mA

seff

z-as [mm]

patiënt 2

standaard

X-Care

62

0

50

100

150

200

250

300

0 100 200 300 400 500

mA

seff

z-as [mm]

patiënt 3

standaard

X-Care

0

50

100

150

200

250

300

350

0 100 200 300 400

mA

seff

z-as [mm]

patiënt 4

standaard

X-Care

63

0

50

100

150

200

250

300

350

0 100 200 300 400 500

mA

seff

z-as [mm]

patiënt 5

standaard

X-Care

0

50

100

150

200

250

0 100 200 300 400 500

mA

seff

z-as [mm]

patiënt 7

standaard

X-Care

64

0

20

40

60

80

100

120

140

160

0 100 200 300 400 500

mA

seff

z-as [mm]

patiënt 8

standaard

X-Care

Analyse van dosis en beeldkwaliteit bij gebruik van X...

Documents

Transcript of Analyse van dosis en beeldkwaliteit bij gebruik van X...