Patiëntendosimetrie bij toepassing van cone-beam CT voor uterusfibroom...

Patiëntendosimetrie bij toepassing

van cone-beam CT voor

uterusfibroom embolisatie

Charlot VANDEVOORDE

Verhandeling ingediend tot

het verkrijgen van de graad van

Master in de Biomedische Wetenschappen

Promotor: Prof. Dr. H. Thierens

Begeleider: Dr. Ir. K. Bacher

Vakgroep Medische basiswetenschappen

Academiejaar 2009-2010

“ De auteur en de promotor geven 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 het auteursrecht, in het bijzonder met betrekking tot de

verplichting uitdrukkelijk de bron te vermelden bij het aanhalen van resultaten uit deze

masterproef.”

25 mei 2010

VOORWOORD

De realisatie van deze thesis was niet mogelijk geweest zonder de hulp van een heleboel

mensen, die ik dan ook graag oprecht wil bedanken. Het is slechts dankzij jullie hulp en steun

dat ik deze moeizame, maar tevens zeer leerrijke periode doorsparteld heb.

Vooreerst wil ik alle medewerkers van de vakgroep Medische Basiswetenschappen bedanken.

In de eerste plaats mijn promotor Prof. Dr. Thierens, om mij de kans te bieden dit uiterst

interessant onderzoek een jaar geleden te starten. Mijn begeleider Klaus Bacher, van wie ik

ontzettend veel heb bijgeleerd, verdient een uitdrukkelijke bedanking. Zijn professionele en

persoonlijke steun, hebben ervoor gezorgd dat ik dit eindwerk kon voltooien. Ook

doctoraatsstudente An hoort zeker in dit rijtje thuis. Toen ik door de bomen het bos niet meer

zag, konden haar interesse en aanmoediging mij terug op weg helpen.

Zonder medewerking van de dienst Vasculaire en Interventionele Radiologie van UZ Gent

was dit onderzoek eveneens niet mogelijk geweest. Hier wil ik in het bijzonder prof. Defreyne

bedanken, voor zijn toestemming en interesse in wetenschappelijk onderzoek. Graag wil ik

ook Martin Daniels bedanken, die mij met heel wat praktische zaken geholpen heeft. Verder

verdient de volledige staf van de dienst een pluim voor het harde werk en de aangename uren

die ik in jullie gezelschap mocht vertoeven.

Deze thesis luidt tevens het einde van mijn opleiding in. Daar de boog niet altijd gespannen

kan staan, wil ik mijn medestudenten Ans, Marlies, Siska en Iris bedanken voor alle mooie

momenten tijdens en na de lesuren. Ook mijn vrienden buiten de opleiding, voor de

ontspannende pauzes, etentjes en het doodgewoon samen zijn. Dankzij jullie allemaal was dit

een pracht van een studententijd! Bij deze wens ik ook mijn ouders te bedanken om mij de

kans te geven deze opleiding te volgen. Ik hoop dat ik ooit zelf het geheim ontdek achter jullie

onuitputtelijke steun en geduld.

Last, but definitely not least, mijn vriend Aaron. Zijn nimmer aflatend vertrouwen, optimisme

en engelengeduld konden mij in iedere situatie opvrolijken en motiveren om door te gaan.

Dan rest mij enkel nog te zeggen: Veel leesplezier!

INHOUDSOPGAVE

SAMENVATTING _________________________________________________________ 1

1 INLEIDING ___________________________________________________________ 2

1.1 UTERUSFIBROMEN __________________________________________________ 2

1.1.1 Overzicht ________________________________________________________ 2

1.1.2 Behandelingsopties ________________________________________________ 4

1.1.2.1 Farmacologische opties ___________________________________________ 4

1.1.2.2 Operationele ingrepen ____________________________________________ 5

1.1.3 Uterus arterie embolisatie (UAE) _____________________________________ 6

1.2 CONE-BEAM CT ____________________________________________________ 9

1.2.1 Inleiding ________________________________________________________ 9

1.2.2 Flat-panel detector________________________________________________ 10

1.2.3 Cone-beam versus fan-beam ________________________________________ 11

1.2.4 Cone-beam angiografie ____________________________________________ 13

1.3 PROBLEEMSTELLING _______________________________________________ 14

2 MATERIALEN EN METHODEN _____________________________15

2.1 DOSIMETRIE ______________________________________________________ 15

2.1.1 Huiddosis_______________________________________________________ 15

2.1.2 Orgaan- en effectieve dosis_________________________________________ 16

2.1.3 DAP___________________________________________________________ 18

2.1.4 Thermoluminescente dosimeters_____________________________________ 19

2.1.4.1 TLD kalibratiefactor ____________________________________________ 21

2.2 RISICOANALYSE ___________________________________________________ 22

2.3 BEELDKWALITEIT__________________________________________________ 23

2.3.1 Catphan fantoom _________________________________________________ 23

2.3.2 Thiel lichaam____________________________________________________ 25

3 RESULTATEN_____________________________________________26

3.1 PATIËNTENPOPULATIE ______________________________________________ 26

3.2 PROCEDUREDATA __________________________________________________ 27

3.3 EXPOSIEDATA (DAP EN DOSE-AT-REFERENCE POINT) _____________________ 27

3.4 ORGAANDOSES EN HUIDDOSIS ________________________________________ 30

3.5 “EFFECTIEVE” DOSIS _______________________________________________ 31

3.6 RISICO ANALYSE ___________________________________________________ 32

3.7 BEELDKWALITEIT__________________________________________________ 33

4 BESPREKING _____________________________________________36

5 REFERENTIES ____________________________________________43

BIJLAGEN

AFKORTINGEN

Al Aluminium

a-Se amorf-Selenium

a-Si amorf-Silicium

BEIR Biological Effects of Ionizing Radiation

BMI Body Mass Index

CBCT Cone-Beam Computed Tomography

CCD Charged Coupled Devices

CsI Caesium Iodide

CT Computed Tomography

Cu Koper

DAP Dosis-oppervlakteproduct

DDREF Dosis en Dosistempo EffectiviteitsFactor

DQE Detective Quantum Efficiency

DSA Digitale Subtractie Angiografie

E Effectieve dosis

FDA US Food and Drug Administration

Fluoro Fluoroscopie

GnRH Gonadotrofine Releasing Hormoon

Gy Gray

HU Hounds Field Units

ICRP International Commission on Radiological Protection

IMRT Intensiteitsgemoduleerde Radiotherapie

IQ Image Quality

kVp kiloVoltage piek

LAR Lifetime Attributable Risk

LiF Lithium Fluoride

LIH Last image Hold

LUAO Laparoscopische uterus arterie occlusie

Mg Magnesium

MRI Magnetic Resonance Imaging

MTF Modulation Transfer Unit

MU Monitor Units

Obl. Oblique

PA Posterieur-Anterieur

PVA Polyvinyl Alcohol

ROI Region of Intrest

SD Standaarddeviatie

SNR Signaal-ruisverhouding

Sv Sievert

TFT Thin Film Transistor

Ti Titanium

TLD Thermoluminescente Dosimeter

UAE Uteriene Arterie Embolisatie

VINRAD Vasculaire en Interventionele Radiologie

wT Weefsel Weegfactor

1

SAMENVATTING

Uterusfibromen zijn benigne gezwellen die ontstaan uit het glad spierweefsel van de

baarmoeder. Ze komen voor bij 25% van de vrouwen op vruchtbare leeftijd en kunnen een

significante morbiditeit veroorzaken. Steeds meer patiënten verlangen een orgaansparend

oplossing voor de klassieke hysterectomie, zoals uteriene arterie embolisatie. Tijdens deze

behandeling zal de radioloog de arterie die het fibroom bevloeit, emboliseren, waardoor de

bloedtoevoer onderbroken wordt en er ischemie optreedt in het fibroom.

Het conventioneel protocol voor een uteriene arterie embolisatie (UAE) bestaat uit digitale

subtractie angiografie (DSA) en fluoroscopie. Recent wordt ook gebruik gemaakt van cone-

beam CT (CBCT) met een flat-panel detector, wat een 3D-beeld oplevert. Via dit

volumebeeld kan men controleren of de bloedtoevoer na embolisatie voldoende afgesloten is.

Gezien deze beeldvormingstechnieken gebruik maken van X-stralen, is het relevant om de

opgelopen stralingsdosis tijdens een uteriene arterie embolisatie nader te onderzoeken.

Het klassiek protocol wordt al verschillende jaren gebruikt. Dosisinformatie met betrekking

tot deze procedure is in de literatuur beschikbaar. Gezien cone-beam CT pas recent toegepast

wordt voor UAE, is het zeer moeilijk om informatie terug te vinden over bijdrage van CBCT

tot de totale stralingsdosis. In dit onderzoek wordt deze stralingsbelasting bepaald aan de hand

van patiëntenmetingen. Kennis van de totale DAP geeft ons na conversie een waarde voor de

gemiddelde pseudo-effectieve dosis van 69 mSv. Daarnaast wordt ook de huiddosis aan de

hand van TLD’s in kaart gebracht, wat een gemiddelde maximale dosis opleverde van 1,17

Gy. De gemiddelde orgaandoses werden berekend voor de uterus (139,3mGy), het colon

(150,5mGy), het botoppervlak (284,4mGy), de dunne darm (124,4mGy), de ovaria

(226,3mGy), het beenmerg (141,3mGy) en de urineblaas (150,5mGy). Op basis van deze

dosiswaarden werden risico’s berekend, kleiner dan 0,90 ‰ voor de inductie van solide

kanker en 0,66 ‰ voor leukemie.

Naast de dosisbepaling wordt ook de beeldkwaliteit nader onderzocht, omdat de DynaCT

opstelling recent een upgrade onderging om een betere dosis-beeldkwaliteit relatie te

bekomen. Dit gebeurt enerzijds aan de hand van een Catphan-fantoom en anderzijds met een

Thiel-lichaam. Metingen toonden aan dat bij eenzelfde dosiswaarde de ruis bij het nieuwe

CBCT-systeem lager ligt dan bij het vorige. Verder optimalisatie is dan ook mogelijk.

2

1 INLEIDING

1.1 Uterusfibromen

1.1.1 Overzicht

Uterusfibromen zijn de meest voorkomende solide tumoren in de pelvis van vrouwen. Het

zijn benigne gezwellen die ontstaan uit het glad spierweefsel van de baarmoeder. Soms

kunnen ook de gladde spiercellen van de bloedvaten in de uterus aan de oorsprong liggen (1).

Naast fibromen, wordt ook de term myomen, vleesbomen of leiomyoma gebruikt. Men vindt

deze aandoening terug bij ongeveer 20-30% van de vrouwen boven de 30 jaar. Gynaecologen

stellen regelmatig een dergelijk fibroom vast tijdens een follow-up visite, maar toch zal 50%

geen aanleiding geven tot klachten en onopgemerkt blijven. De klinische prevalentie zal naar

alle waarschijnlijkheid veel hoger liggen dan op dit ogenblik gekend is (2).

Fibromen kunnen op verschillende plaatsen in de baarmoeder voorkomen (fig. 1). Intramurale

fibromen situeren zich in het myometrium. Het zijn de meest voorkomende fibromen, die

vaak voor aanhoudende klachten zorgen. Submuceuze fibromen kunnen ook dikwijls

aanleiding geven tot hevige menstruatie. Ze lokaliseren zich in de slijmvlieslaag van de

baarmoederholte, groeien inwaarts en kunnen de endometriale caviteit verstoren. Dit type is

echter eerder zeldzaam. Subsereuze fibromen zullen dan weer geen invloed hebben op de

menstruatie, maar kunnen wel een druk uitoefenen op andere organen. Ze ontwikkelen zich

namelijk aan de buitenzijde van de baarmoeder en zorgen voor een deformatie in de

contouren van de uterus. Naast deze drie types komen ook nog intracavitaire,

intraligamentaire, cervicale en geboren myomen voor (3).

Fig. 1: Classificatie van myomen volgens locatie

3

Er is nog geen duidelijkheid over het ontstaan van fibromen. Het staat vast dat ze beïnvloed

worden door vrouwelijke geslachtshormonen, want ze bevatten zowel oestrogeen- als

progesteronreceptoren. Voor de eerste menarche zijn ze afwezig en vanaf de menopauze

nemen ze af in grootte. Tijdens een zwangerschap, wanneer de hormoonproductie hoog is,

kunnen ze sterk gaan groeien. Deze groeispurt kan veroorzaakt worden door het gestegen

oestrogeenniveau, maar ook de gestegen bloedflow en oedeem kunnen aan de oorzaak liggen.

Toch dient vermeld te worden dat een recente studie bij 72 zwangere vrouwen, waar de groei

van fibromen tijdens de zwangerschap eerder zeldzaam blijkt, deze these weerlegt (4).

Er is ook sprake van een erfelijke voorbeschiktheid. Een studie aan Tanta University en Ain

Sams University bevestigt dat er clonale, chromosomale abnormaliteiten voorkwamen in

culturen van uteriene cellen die bekomen werden uit 25 random geselecteerde uterusfibromen,

verkregen na hysterectomie of myomectomie. In die clonale chromosomale abnormaliteiten

zijn 5 verschillende chromosomen betrokken: 2, 7, 8, 12 en 22 (5).

Uterusfibromen komen meer voor bij negroïde vrouwen. Een studie van Donna Day Baird et

al. concludeerde dat uterusfibromen zich op vroegere leeftijd ontwikkelen bij negroïde

vrouwen in vergelijking met blanke vrouwen (fig. 2). Bovendien was de cumulatieve

incidentie voor fibromen op de leeftijd van 50 jaar >80% bij de negroïde vrouwen en minder

dan 70% voor blanke vrouwen (fig. 3) (6).

Fig. 3: De leeftijdsspecifieke cumulatieve incidentie

(6)

Fibromen zijn benigne tumoren en worden zelden geassocieerd met mortaliteit, toch

veroorzaken ze een significante morbiditeit en hebben ze een negatief effect op de

Fig. 2: De proportie vrouwen waarbij nieuwe myomen

gedetecteerd werden, zonder voorgaan diagnose van

myomen, per leeftijdscategorie (6)

4

levenskwaliteit. Ze komen voor met een grote variëteit in symptomen, maar beginnen vaak als

een gevoel van discomfort. Een aantal typische klachten zijn: constipatie, een opgeblazen

gevoel, abnormale bloedingen, reproductieve dysfunctie, een gereduceerde capaciteit van de

blaas en een drukkend gevoel ter hoogte van het bekken. De incidentie en de ernst van de

symptomen zijn afhankelijk van de grootte, het aantal en de locatie van de myomen.

Buitensporige hoeveelheden maandelijks bloedverlies (=menorragie) en een verlengde

vaginale bloeding (=metrorragie) zijn vaak de enige symptomen bij vrouwen met fibromen.

De menorragie kan zo ernstig zijn dat het een anemie met ijzerdeficiëntie bij deze vrouwen

veroorzaakt. Ook zonder ijzerdeficiëntie kan het de levenskwaliteit dusdanig beïnvloeden dat

de vrouw, door frequente vervanging van sanitaire protectie, een sociaal isolement ervaart (7).

Er heerst controversie inzake de impact van fibromen op de reproductieve functie. Vooral het

feit of ze al dan niet een oorzaak kunnen zijn van subfertiliteit of miskraam, ligt onder

discussie. De innesteling bij een zwangerschap kan verhinderd worden door een groot,

gesteeld, intracavitair fibroom. Daarnaast kunnen omvangrijke fibromen de indaling

belemmeren, in het bijzonder wanneer ze cervicaal voorkomen. In een aantal gevallen kon een

significante associatie aangetoond worden met negatieve uitkomsten van de zwangerschap

zoals spontane afbraak, abruptio placentae, een laag geboortegewicht en een gestegen kans op

een operationele bevalling (8).

1.1.2 Behandelingsopties

Ondanks het feit dat uterusfibromen vaak asymptomatisch blijven, kunnen ze bij sommige

vrouwen aanleiding geven tot slopende klachten. Tot de behandelingsopties behoren zowel

farmacologische als operationele alternatieven. Er zijn een aantal factoren die de keuze voor

een welbepaald optie kunnen beïnvloeden, zoals de wens op een toekomstige zwangerschap,

het belang dat de uterus gespaard blijft, de ernst van de symptomen en de karakteristieken van

het fibroom (9).

1.1.2.1 Farmacologische opties

Deze therapie kan gebruikt worden voor alle types uterusfibromen. De behandelende arts zal

doorgaans geneesmiddelen als eerste behandelingsoptie aangrijpen om de overvloedige

bloedingen aan te pakken. Daarnaast is er ook medicatie op de markt die zal verhinderen dat

de fibromen verder groeien. Doorgaans blijven de myomen bestaan, maar krimpen ze onder

5

invloed van de behandeling. Hormonale therapieën bestaan uit orale contraceptiva en

progestines. Beiden behandelen de symptomen, maar hun werkzaamheid in de behandeling

van myomen kon nog niet aangetoond worden (9).

De GnRH agonisten/antagonisten zijn een andere mogelijkheid, die de vrouw in een

kunstmatige menopauze brengen. Hiermee zal het fibroom- en uterusvolume efficiënt

gereduceerd worden, alsook het bloedverlies. Deze geneesmiddelen worden echter wel

geassocieerd met de typische menopauze symptomen (warmteopwellingen e.d.) en

osteoporose, waardoor ze maximum 6 maanden mogen ingenomen worden (10).

1.1.2.2 Operationele ingrepen

Een hysterectomie wordt beschouwd als de definitieve behandeling voor uterus fibromen. De

verwijdering van de tumoren samen met de uterus elimineert de pathologie en de potentiële

verdere ontwikkeling van fibromen. Toch is hysterectomie voor veel vrouwen geen

wenselijke ingreep. Het resulteert namelijk in een verlies van fertiliteit en vereist ingrijpende

chirurgie met een herstelperiode van 6-8 weken. In de Verenigde Staten zijn uterusfibromen

de belangrijkste indicatie voor een hysterectomie (33,5%) (11).

Myomectomie limiteert de chirurgie door enkel de fibromen te verwijderen. Dit wordt

beschouwd als de beste optie voor vrouwen die hun fertiliteit willen behouden. Net zoals

hysterectomie is ook myomectomie een chirurgische ingreep, wat een zekere morbiditeit met

zich mee zal brengen. Bovendien is er kans op significant bloedverlies tijdens deze ingreep.

Myolyse gaat gepaard met een destructie van de fibromen door energie te focusseren zodat de

bloedtoevoer naar de tumoren onderbroken wordt. Er bestaat ook een alternatieve variant,

namelijk cryomyolyse waarvoor een zeer sterk afgekoelde probe gebruikt wordt. Helaas is

deze techniek niet aangewezen bij vrouwen die nog een zwangerschap wensen in de

toekomst. Littekenweefsel op de plaats van het voormalig fibroom kan leiden tot een

uterusruptuur en abnormale placentavorming.

Een derde orgaansparende optie is de uterus arterie embolisatie (UAE), waarmee de uterus

globaal behandeld wordt. De bloedvaten die het fibroom voeden, worden geëmboliseerd. Op

die manier wordt de bloedvoorziening van het fibroom significant onderbroken, ontstaat er

een infarct en zal het fibroom ischemische necrose ondergaan (9).

Met laparoscopische uterus arterie occlusie (LUAO) ondergaan de uterus arteriën een

bipolaire coagulatie via retroperitoneale weg. Deze procedure lijkt gepaard te gaan met

minder postoperatieve pijn dan embolisatie en heeft gelijkaardige effecten op de symptomen.

6

Toch dient te worden opgemerkt dat de ervaring met deze techniek op dit ogenblik nog sterk

gelimiteerd is en de korte en lange termijn resultaten nog niet gekend zijn (12).

MRI-geleide ultrasone chirurgie is eveneens een nieuwe niet-invasieve therapie die in 2004

werd goedgekeurd door het FDA (US Food and Drug Administration). Bij deze techniek

treedt er warmte geïnduceerde ablatie op in het targetweefsel, terwijl schade aan het normale,

omliggende weefsel vermeden wordt. De verschrompeling van het necrotisch fibroom en

defunctionalisatie van het weefsel, zorgt voor een verbetering van de symptomen, net als bij

UAE (13).

1.1.3 Uterus arterie embolisatie (UAE)

Uterusfibroom embolisatie is een procedure die al jaren succesvol gebruikt wordt in de

behandeling van postpartum bloedingen, bloedingen na een gynaecologische ingreep, pelvis

trauma’s en arterioveneuze malformaties ter hoogte van de pelvis (14).

Als antwoord op de zoektocht naar een minder invasieve behandeling voor symptomatische

uterusfibromen, werd dan ook UAE naar voor geschoven. Ravina et al. voerden in 1995 als

eersten een onderzoek uit bij 16 patiënten met symptomatische fibromen. Bij 11 patiënten

waren de symptomen na de behandeling volledig verdwenen en 10 van hen hadden terug een

normale menstruele cyclus na de UAE (15).

Alvorens met de uterus arterie embolisatie (UAE) van start te gaan, maakt men een MRI-

beeld waarop de radioloog duidelijk de locatie, het type en de grootte van het fibroom kan

zien. Via dit beeld kunnen ook andere oorzaken uitgesloten worden zoals een tumor op de

ovaria. Na plaatselijke verdoving van de lies, brengt de interventionele radioloog, via de

bekkenslagader, een katheter met voerdraad in naar de bloedvaten van de uterus (fig. 4). De

voerdraad wordt gebruikt om de katheter tot op de juiste plaats te brengen, daarna wordt hij

verwijderd. De verplaatsing van deze katheter volgt men onder fluoroscopie aan een laag

dosistempo X-stralen. Wanneer men de bloedvaten in beeld wil brengen, gebruikt men

digitale subtractie angiografie (DSA). DSA is een techniek die aangewend wordt om

duidelijke angiografie opnamen te krijgen in een omgeving met veel achtergrond aan

botstructuren en andere weefsels met een hoge dichtheid. Deze 2D-projectiebeelden met een

betere beeldkwaliteit dan de fluoroscopie-opnames, worden gemaakt aan een hoger

dosistempo X-stralen. Zowel voor fluoroscopie als DSA maakt men gebruikt van een

7

contraststof die ingespoten wordt via een infuus. De katheter wordt zo dicht mogelijk in de

buurt gebracht van de arterie die het fibroom van bloed voorziet. Op dat moment zal men

kleine polyvinylalcohol (PVA) partikels, microsferen of gelatine gecoate tris-acryl polymeer

microsferen inspuiten die worden meegenomen tot in de kleinste bloedvaten waar ze klem

raken en de bloeddoorstroming blokkeren (14).

Fig. 4: Voorstelling van de procedure bij UAE. A+B: De weg die de katheter aflegt om de embolisatiepartikels

af te leveren ter hoogte van het fibroom. C: Angiogram van de bloedvoorziening voor embolisatie. D: Angiogram van de bloedvoorziening na embolisatie (16)

Indien nodig wordt de ingreep aan de andere zijde van de baarmoeder herhaald, dit gebeurt

via dezelfde kathetrisatie. Het risico op complicaties en de stralingsbelasting zijn rechtstreeks

verbonden aan de duur van de procedure (17). Als men kiest voor een unilaterale embolisatie,

bestaat het risico dat het fibroom toch nog voldoende bevloeid wordt door de andere arterie en

niet afsterft. Doorgaans wordt er dan ook een bilaterale embolisatie uitgevoerd, maar er zijn

een aantal redenen om over te gaan tot een unilaterale UAE. Wanneer bv. slechts één enkele,

dominante uterus arterie het fibroom bevloeit en de contralaterale uterus arterie enkel het

normaal myometrium van bloed lijkt te voorzien. Daarnaast kan er ook een technisch

probleem optreden, te wijten aan een afwijkende kronkeling van de uterus arterie of een

spasme tijdens de procedure. Ook congenitale afwezigheid, multiple uterus arteriën of een

vroegere chirurgische ligatie van één van de arteriën moeten in rekening gebracht worden.

Een unilaterale procedure vergt doorgaans minder tijd, wat een positieve invloed kan hebben

op de stralingsblootstelling. Een studie bij 48 vrouwen die behandeld werden met een

unilaterale UAE, toonde aan dat er enkel een klinisch positief resultaat kan behaald worden

bij patiënten met een dominante unilaterale bloedvoorziening (18).

8

Afhankelijk van het gemak waarmee de katheter opgeschoven wordt, zal de ingreep ongeveer

anderhalf tot twee uur duren.

Het doel van een dergelijke embolisatie is een ischemie veroorzaken in de myomen, zonder

permanente schade in ander uterusweefsel aan te richten. Een exclusieve occlusie die enkel de

arteriële bloedvoorziening naar de myomen onderbreekt, is nagenoeg onmogelijk.

Onderzoekers hebben de grootte, de vorm, het type en de hoeveelheid embolisatie partikels

bepaald die een minimale schade aan het myometrium veroorzaken, doch de klinische

efficiëntie waarborgen. Recente data konden dan ook aantonen dat een incomplete

embolisatie van beide arteriën met PVA of gelatine gecoate polymeer microsferen eveneens

een efficiënt infarct in de myomen kan veroorzaken, met minder pijn tot gevolg (19).

Kiezen voor een embolisatie gaat gepaard met een aantal significante voordelen (16):

- Een zeer korte herstelperiode in vergelijking met hysterectomie.

- Alle myomen kunnen in één sessie behandeld worden.

- Een reductie van de fibroomdimensies en in 85-95% van de gevallen een efficiënte

vermindering van symptomen.

- De baarmoeder blijft behouden, waardoor een kinderwens niet uitgesloten wordt.

Toch dienen ook een aantal nadelen vermeld te worden (20):

- In de postoperationele periode kan ernstige pijn ervaren worden, doorgaans treedt deze

onmiddellijk na de behandeling op.

- Wanneer er teveel embolisatiepartikels ingespoten worden, bestaat er kans op fibrosis

van de uterus, infertiliteit en een vervroegde menopauze.

- Embolisatie is niet altijd een definitieve oplossing. Er is reductie van de fibromen,

maar ze verdwijnen niet volledig.

- In sporadische gevallen worden afgestorven weefselresten via de baarmoeder

uitgedreven.

- Infecties, necrose en bloedingen werden reeds gerapporteerd. Alsook in zeldzame

gevallen een afstoting van de uterus en sepsis.

- Het gebruik van X-stralen tijdens de embolisatie procedure.

9

1.2 Cone-beam CT

1.2.1 Inleiding

Traditioneel worden op interventionele radiologie sites tweedimensionale

beeldvormingstechnieken gebruikt zoals DSA (digitale subtractie angiografie) en

fluoroscopie. De evolutie in angiografie interventies, zoals het plaatsen van stents,

transkatheter embolisaties en intravasculaire oncologische procedures, deed de nood aan

accurate 3D-beeldvorming van bloedvaten en aangrenzende structuren groeien. Transversale

CT-snedes worden frequent gebruikt op interventionele radiologie afdelingen. Dergelijke

procedures kunnen een sterke impact hebben op de workflow bij diagnostische CT, wat in

drukke radiologie afdelingen kan leiden tot significante problemen in de dienstregeling en

langere wachttijden bij de patiënten. Bovendien vereisen bepaalde types interventies zowel

transversale beeldvorming als real-time fluoroscopie. Dit alles stimuleerde het onderzoek naar

robuuste systemen voor 3D-data sets, toepasbaar op interventionele en chirurgische

afdelingen.

In de late jaren ’90 werden experimentele systemen ontwikkeld die gebruik maakten van

cone-beam computed tomography of CBCT. Het is mogelijk om met cone-beam CT een

volledige set projectiebeelden te genereren in één enkele gantry rotatie, door gebruik te maken

van een tweedimensionaal detectorsysteem in plaats van een serie eendimensionaal systeem

(fig. 5) (21). Het gebruik van beeldversterkersystemen en CCD’s (charged coupled devices)

resulteerde in een gelimiteerde spatiale resolutie (22). Recent werden echter digitale flat-panel

detector systemen ontwikkeld voor gebruik in C-arm systemen. Deze configuratie laat

projectieradiografie, fluoroscopie, digitale substractie angiografie en volume-CT toe tijdens

één enkele patiënt acquisitie (fig. 6).

Fig. 5: Cone-beam CT opstelling met gantry (22). Fig. 6: a) Beeldversterkersysteem b) Flat-panel

detectorsysteem (22)

10

In de literatuur zijn verschillende benamingen voor de cone-beam CT terug te vinden: C-arm

CT, cone-beam volume CT, volume CT, angiografische CT en flat-panel CT.

Er zijn meerdere redenen waarom de cone-beam CT uiterst geschikt is voor toepassing op

interventionele radiologie (21):

- Het systeem is compact genoeg om een rotatie toe te laten op een bewegende C-arm.

- De patiënt kan stationair blijven tijdens de procedure

- Tijdens een rotatie kan een volledig volumetrische dataset bekomen worden. Hierbij

kan een zeer grote anatomisch regio gescand worden, waarvan submillimeter

reconstructies kunnen bekomen worden

- De hoge efficiëntie van de flat-panel detector laat detectie van laag contrast toe.

1.2.2 Flat-panel detector

Het grote voordeel van flat-panel detectoren ten opzichte van charged coupled devices (CCD),

is de hoge DQE (Detective Quantum Efficiency), wat slaat op de efficiëntie om x-stralen te

detecteren. Dit is mogelijk omdat bij flat-panel detectoren de uitleeselektronica en de

captatieplaats van de pixelladingen kunnen ondergebracht worden in de onmiddellijke

nabijheid van de interactie tussen X-stralen en het detectiemedium. De technologie is

gebaseerd op thin film transistoren (TFT) die in lagen op een glazen substraat worden

aangebracht. De uitleeselektronica wordt aangebracht in de onderste laag, gevolgd door de

lagen waarin de ladingen gecollecteerd worden. Bovenop deze lagen brengt men de detector

aan (23).

Flat-panel radiografiesystemen kunnen opgedeeld worden in “directe conversie” en “indirecte

conversie” systemen, die zich onderscheiden in het X-stralen detectie principe. De toplaag

bestaat bij directe systemen uit een fotoconductor zoals amorf-Selenium (a-Se) die de X-

stralen direct zal omzetten in een elektrisch signaal. Bij indirecte systemen worden de X-

stralen eerst omgezet in zichtbaar licht via een scintillator, waarna het licht omgezet wordt in

elektrische signalen door de fotodiodes uit amorf-Silicium (a-Si). De scintillatoren bij indirect

flat-panel detectoren kunnen zowel gestructureerd als niet-gestructureerd zijn. Een niet-

gestructureerde scintillator kan aanleiding geven tot een daling in spatiale resolutie wanneer

de dikte van de laag toeneemt. Er is echter een voldoende dikke laag nodig om een efficiënt

signaal te genereren. Een oplossing is bv om CsI in kanalen te gebruiken, waardoor het licht

11

binnen de golfpijpen gekanaliseerd wordt (fig. 7). Op die manier kunnen grotere diktes

bekomen worden, zonder een sterke vermindering van de spatiale resolutie.

Fig. 7: Gestructureerde scintillator (24)

Voordelen van een flat-panel detector ten opzichte van een beeldversterker (22):

- Een betere spatiale resolutie

- Een groot dynamisch bereik

- Bij een lagere dosis kan dezelfde beeldkwaliteit bekomen worden

- Compact design

In de DynaCT-opstelling van Siemens wordt gebruik gemaakt van een 30x40cm flat-panel

detector.

1.2.3 Cone-beam versus fan-beam

Het grote verschil tussen een cone-beam CT en een conventionele multidetector CT is

enerzijds het gebruik van een tweedimensionale flat-panel detector in plaats van multiple

eendimensionale detectorelementen. Anderzijds maakt het nieuwe type CT-scanner gebruik

van een cone-beam in plaats van de fan-beam bij een conventionele CT. Bij de cone-beam CT

wordt de stralenbundel namelijk van een ‘waaiervorm’ breder geopend tot een bundel met

‘conus’ of ‘piramidale’ vorm (fig. 8).

Fig. 8: a) Voorstelling van de cone-beam geometrie b) Voorstelling van de conventionele fan-beam geometrie

(21)

12

Nadat de stralenbundel van de fan-beam scanner door het lichaam ging, maakt de detector

1D-projecties. De X-stralenbuis en de detectorelementen roteren 360° rond de patiënt, waarna

een transversale snede bekomen wordt via reconstructie. 3D-beelden worden pas bekomen

door meerdere aanliggende transversale sneden samen te voegen. De tweedimensionale

detector van een cone-beam CT maakt eveneens een rotatie rond het lichaam. Meestal is deze

rotatie kleiner dan 360° (220° bij het Siemens DynaCT systeem). Aan de hand van specifieke

reconstructietechnieken levert dit onmiddellijk een 3D-visualisatie op met een hoge spatiale

resolutie.

Hoewel volumetrische datasets bij cone-beam CT in een enkele gantry-rotatie kunnen

bekomen worden, zal de multidetector CT beeldvorming iets vlotter zijn op het vlak van

beeldacquisitie. Daarenboven zal de mathematische complexiteit van cone-beam reconstructie

leiden tot een post-processingstijd voor reconstructie die kan oplopen tot 1 minuut. Het meest

significante verschil tussen 3D datasets via cone-beam geometrie en deze via fan-beam

geometrie is de significante stijging in gescatterde straling bij CBCT (25).

13

1.2.4 Cone-beam angiografie

Angiografie is een onderzoek waarbij de bloedvaten zichtbaar gemaakt worden aan de hand

van röntgenstralen en een contraststof. Onder plaatselijke verdoving wordt de slagader in de

lies aangeprikt, waarna via een katheter contraststof in de bloedvaten gespoten wordt. Deze

contraststof is onschadelijk en zal na het onderzoek via de urine uitgedreven worden. De

contraststof zal de X-stralen meer attenueren dan de omgeving, waardoor de bloedvaten wit af

aftekenen op beeld. Men gebruikt de cinegrafie modus voor deze procedure, wat beelden

oplevert met een betere beeldkwaliteit dan fluoroscopie door een hoger dosistempo te

gebruiken.

Digitale subtractie angiografie of DSA maakt het mogelijk om een duidelijk beeld te krijgen

van de bloedvaten in een omgeving die rijk is aan botstructuren en andere weefsel met een

hoge dichtheid. Bij de start van de opnameserie wordt een precontrast beeld gemaakt en

opgeslaan. Daarna gebeurt de contrastinjectie waarna er opnieuw een opname gemaakt wordt.

Door van deze opname het precontrast beeld of referentiebeeld te subtraheren, krijgt men een

opname van de bloedvaten zonder storende achtergrond.

Recent wordt er gebruik gemaakt van cone-beam CT op de dienst interventionele radiologie.

Om zeker te zijn dat de bloedtoevoer volledig is afgesloten, kan men na embolisatie gebruik

maken van cone-beam CT-opnames. Op basis hiervan kan men beslissen om eventueel meer

embolisatiepartikels in te spuiten. Dit is een nieuwe ontwikkeling in de medische

beeldvorming, waarbij 3D beeldvorming bij interventionele radiologische ingrepen mogelijk

is. Bovendien is er geen patiënt transfer meer nodig van de angiografie naar de CT-zaal. Dit is

het grote voordeel van hybride systemen zoals een cone-beam CT, dat een angiografie

uitrusting met een CT-scanner combineert.

14

1.3 Probleemstelling

X-stralen zijn ioniserende stralen, waardoor ze in staat zijn om tijdens interactie met weefsels,

biologische schade te veroorzaken. Deze schade valt onder te verdelen in deterministische of

vroegtijdige effecten (epitheliale schade) en stochastische of laattijdige effecten

(kankergevallen). Deterministische effecten treden op vanaf een welbepaalde drempeldosis.

Daarenboven zal de ernst van deze effecten evenredig zijn met de grootte van de dosis.

Stochastische effecten kennen geen drempelwaarde, waardoor elke dosis X-stralen aanleiding

zal geven tot een zeker risico op de inductie van kanker en leukemie (gemiddeld 5% per Sv).

De negatieve gevolgen van het gebruik van X-stralen zorgen ervoor dat het

justificatieprincipe uiterst belangrijk is. De risico’s voor de patiënt moeten steeds afgewogen

worden ten opzichte van de baten van de blootstelling aan ioniserende straling.

De noodzaak aan minimaal invasieve behandelingsopties voor fibromen, doet het aantal

uteriene arterie embolisaties stijgen. De interventionele procedures voor UAE zijn complex en

maken veelvuldig gebruik van X-stralen. Met het oog op de potentieel negatieve effecten, is

informatie over de patiëntendosis bij dergelijke procedure uiterst noodzakelijk om een

inschatting van het risico mogelijk te maken.

In het klassieke protocol van een UAE wordt er enkel gebruikt gemaakt van digitale subtractie

angiografie (DSA) en fluoroscopie. In het nieuwe protocol dat hier onderzocht wordt, komt

ook cone-beam CT in combinatie met een flat-panel detector aan bod. Doordat deze techniek

zo recent is, vindt men echter weinig informatie terug in de literatuur. Onderzoek naar de

impact van cone-beam CT op de totale stralingsdosis is noodzakelijk en daarnaast is een

evaluatie van de beeldkwaliteit aangewezen. Uit de resultaten van deze beiden kan men

verifiëren of er ruimte is voor optimalisatie van de beeldkwaliteit en eventuele dosisreductie.

Dit is uiterst relevant in de DynaCT opstelling van Siemens op de afdeling Vasculaire en

Interventionele Radiologie te UZ Gent, daar het systeem recent een upgrade onderging om

een betere dosis-beeldkwaliteit verhouding te kunnen bekomen.

15

2 MATERIALEN EN METHODEN

2.1 Dosimetrie

2.1.1 Huiddosis

De huiddosis is de dosis die afgezet wordt ter hoogte van de huid van een patiënt die een X-

stralenonderzoek ondergaat.

Het is een belangrijke grootheid met betrekking tot het risico op directe effecten van straling

vb. acute huideffecten zoals erytheem (tabel 1). Vooral in de interventionele radiologie,

gekenmerkt door lange fluoroscopieprocedures, is het belangrijk dat deze huiddosis

nauwlettend opgevolgd wordt om het risico op directe stralingeffecten correct in te schatten.

Een uterusfibroom embolisatie behoort tot dergelijke procedures.

Tabel 1: Drempeldoses voor acute deterministische effecten (26)

Drempeldosiswaarden voor de verschillende directe effecten ter hoogte van de huid

2 Gy Vroeg en voorbijgaand erytheem

4 Gy Tijdelijk haarverlies

4 Gy Erytheem

De huiddosis is vrij eenvoudig te meten door in plastic verpakte thermoluminescente

dosimeters (zie verder 2.1.4) op de huid van de patiënt aan te brengen. Tijdens de UAE-

procedures werd de huiddosis telkens op 8 vaste locaties gemeten (tabel 2 en fig. 9).

Tabel 2: Positionering van de thermoluminescente dosimeters

TLD-locaties Anterieur (navel)

Posterieur Lateraal links

Ter hoogte van de bekkenkam:

Lateraal rechts

Anterieur

Posterieur

Lateraal links

5cm lager dan de bekkenkam:

Lateraal rechts

16

Fig. 9: Fantoommodel EVA met TLD-locaties (27)

2.1.2 Orgaan- en effectieve dosis

De huiddosis is bruikbaar voor een evaluatie van de directe effecten van straling, maar

verschaft ons onvoldoende informatie om een risicoschatting uit te voeren. Voor gonaden

(ovaria, testes) houdt dit risico eveneens de kans op genetische defecten bij de nakomelingen

in, voor de andere organen is dit het risico op late maligniteiten zoals kanker en leukemie.

Om dergelijke berekening uit te voeren, dienen de orgaandoses bepaald te worden.

Dosisverdelingen ten gevolge van medische blootstellingen zijn echter veelal zeer

inhomogeen. Ten gevolge van de variatie in radiologische projecties zullen de verschillende

organen elk een individuele orgaandosis oplopen. De bepaling van de orgaandoses is dus niet

eenvoudig, temeer omdat ze niet in situ kunnen bepaald worden.

17

Voor de berekening van de dosis opgelopen door de verschillende weefsels en organen, dient

men rekening te houden met een aantal factoren (26):

- In het bestralingsveld is er en sterke afname van de dosis met de diepte in weefsel

door attenuatie van de X-stralenbundel.

- De attenuatie zal daarenboven afhangen van de samenstelling en densiteit van de

weefsels.

- Verstrooide straling levert eveneens een belangrijke bijdrage, wat ervoor kan zorgen

dat stralingsgevoelige organen en weefsels eveneens een beduidende dosis oplopen.

Om een betrouwbare schatting van de orgaandoses te bekomen, zijn er twee methodes

beschikbaar. Enerzijds metingen in antropomorfe fantomen met TLD’s, waarin elke TLD-

locatie overeenkomt met een welbepaald doelorgaan. Anderzijds is er ook een mathematische

simulatie mogelijk met de Monte Carlo techniek.

De ICRP stelde weegfactoren (wT) op voor de verschillende organen en weefsels en hun

contributie tot het stochastisch risico (tabel 3). De effectieve dosis wordt dan gedefinieerd als

de som van de equivalente dosis in deze organen vermenigvuldigd met de specifieke

weegfactoren (28).

E = ∑ wT HT

De probabiliteit op een fatale maligniteit ter hoogte van een blootgesteld orgaan, werd geschat

aan de hand van studies op de overlevenden van Hiroshima en Nagasaki. De nominale

coëfficiënten houden echter geen rekening met de individuele anatomie van de patiënt, noch

het onderscheid tussen man en vrouw. Bovendien worden ze ook toegepast op een brede

populatie, met een grote variatie in leeftijden. De effectieve dosis is dan ook niet geschikt

voor het bepalen van individuele stralingsrisico’s!

In deze studie maken we enkel gebruik van de gewogen som van de gemiddelde orgaandoses

(zoals voorgesteld door ICRP 103), zonder de bedoeling om tot een “echte” effectieve dosis te

komen. We noemen deze grootheid in ons geval de pseudo-effectieve dosis.

18

Tabel 3: Weegfactoren volgens ICRP 103 (29)

2.1.3 DAP

Het dosis-oppervlakteproduct (DAP) is het product van de dosis en de oppervlakte van de

bundel. Dit wordt gemeten via ladingscollectie binnen een transmissiekamer ter hoogte van

het diafragma.

De DAP is onafhankelijk van de afstand tot de bron, aangezien de exposiewaarde kwadratisch

afneemt en het oppervlakte kwadratisch toeneemt met de afstand tot de bron. Het dosis-

oppervlakteproduct kan eenvoudig gemeten worden door middel van een vlakke

ionisatiekamer (fig. 10) die onder de X-stralenbuis wordt aangebracht en geldt dus eveneens

ter hoogte van de huid van de patiënt. Ook bij de cone-beam CT is de DAP-meter

geïntegreerd in de buis. Op die manier is het dosis-oppervlakteproduct tijdens de procedure op

elk ogenblik gekend.

Fig. 10: Afbeelding van de PTW Diamentor vlakke ionisatiekamer (30)

DAP kan in de interventionele radiologie gebruikt worden als een indicator voor het

stralingsrisico. Zo kan men de DAP correleren met de maximale huiddosis, orgaandoses en de

effectieve dosis.

19

Door gebruik te maken van gepaste conversiefactoren, kunnen DAP-waarden omgezet

worden naar orgaandoses en de effectieve dosis. In dit werk baseren we ons op de

conversiefactoren die werden bepaald in een eerdere studie (bijlage C en D) (31). Deze

factoren werden bepaald door middel van TLD metingen in een antropomorf fantoom en

werden gemeten op hetzelfde Siemens systeem van het UZ Gent.

2.1.4 Thermoluminescente dosimeters

Een TLD of thermoluminescente dosimeter bestaat uit een materiaal dat de hoeveelheid

invallende straling kan opslaan als energie, proportioneel aan de dosis. Er zijn verschillende

types thermoluminescente dosimeters commercieel beschikbaar, met elk een specifiek

toepassingsgebied. Doordat ze zo klein en herbruikbaar zijn, worden dergelijke dosimeters

vaak gebruikt tijdens radiologische procedures om patiëntenmetingen uit te voeren. Ze

worden vervaardigd uit ionaire kristallen, doorgaans een lithiumfluoride- of

calciumfluoridekristal dat gedopeerd is met vreemde atomen (Mg, Cu, Ti…) waardoor een

soort elektronenvallen of traps gecreëerd worden. In deze studie gebruikt men TLD-100

vervaardigd uit LiF, één van de eerste materialen die gebruikt werden voor dosimetrie in

diagnostische radiologie (32).

Wanneer ioniserende straling invalt op een zuiver kristal zal er een elektron overgaan van de

valentie- naar de conductieband, waardoor er een gat gecreëerd wordt in de valentieband. Dit

is een onstabiele situatie waardoor het elektron vrijwel onmiddellijk zal terugvallen naar de

valentieband. Doordat er in het TLD-kristal intermediaire energieniveaus aanwezig zijn, zal

het elektron niet onmiddellijk terugvallen naar de valentieband maar in een elektronenval

terechtkomen, waardoor de ladingen gevangen blijven. Bij kamertemperatuur zijn deze vallen

zo diep, dat de ladingen niet kunnen ontsnappen (stabiele situatie). Wanneer de TLD’s echter

verwarmd worden zal de gevangen lading terugvallen naar de valentieband. Hierbij wordt

licht uitgezonden, waarvan de intensiteit evenredig is met de hoeveelheid energie die

geabsorbeerd werd in het kristal (fig. 11).

20

Fig. 11: Schematische weergave van thermoluminescentie

Via een TLD-lezer worden deze TLD-kristallen geleidelijk aan opgewarmd. Hierna verschijnt

er een gloeicurve op de monitor, waarvan de oppervlakte onder de curve een maat is voor de

opgemeten dosis (fig. 12). Doordat er zich onnauwkeurigheden kunnen voordoen tijdens het

opmeten van het signaal, zal men enkel de opbrengst van de meest stabiele pieken (met name

piek 4 en 5) in rekening brengen.

Fig. 12: Typische gloeicurve van TLD-100 met zijn 4 pieken (33)

Het uitleessysteem om het lichtsignaal op te meten bestaat uit een lezer en een oven. De

uitleesprocedure op zich kan onderverdeeld worden in 3 fases: de pre-heating fase, de heating

fase en de oven-annealing fase.

De pre-heating fase wordt toegepast om de vallen die aanleiding geven aan piek 1 en 2 te

ledigen. Men verkiest het signaal van deze instabiele niveaus niet in rekening te brengen.

Fading zal er echter voor zorgen dat deze instabiele niveaus spontaan leeggemaakt worden.

Daarom wacht men best tot 24u na de bestraling om het uitlezen te starten, zodat deze niveaus

reeds leeg zijn.

21

Tijdens de heating fase zal men bij een constante temperatuur de signalen die aanleiding

geven tot piek 4 en 5 collecteren. Indien men ook piek 3 laat meetellen, dan zal de precisie

afnemen door de gereduceerde stabiliteit van deze piek.

Oven-annealing (1u op 400°C; 18u op 75°C) zal ervoor zorgen dat de nog ingenomen vallen

leeggemaakt worden; het signaal wordt hierbij niet opgemeten. Na deze fase zijn de TLD’s

klaar om opnieuw gebruikt te worden (34).

2.1.4.1 TLD kalibratiefactor

Omdat TLD’s sterk energieafhankelijk zijn, is het aangewezen om ze eerst nog een anneal-

fase te laten doorlopen en te kalibreren, alvorens in gebruik te nemen. De kalibratie kan op

verschillende manieren uitgevoerd worden, maar het is belangrijk dat het in een situatie

gebeurt die zo goed mogelijk beantwoordt aan de praktijk waarin ze zullen gebruikt worden.

Voornamelijk de energie, maar ook de manier waarop ze ingepakt worden is belangrijk (hier

plastiek zakjes). De TLD’s kunnen afzonderlijk gekalibreerd worden, waarna individuele

correctiefactoren bepaald worden. Een kalibratie in ‘batch’ is ook mogelijk, wat resulteert in

groepen TLD’s met dezelfde sensitiviteitscorrectie. In deze studie werd een individuele

kalibratie uitgevoerd. De kalibratie verliep vrij in lucht met een X-stralenbron (fig. 13a),

waarbij volgende parameters werden vastgelegd:

- Dosis: 80 kVp (vergelijkbaar met het spectrum gebruikt bij UAE)

- Filtratie: 4 mm Al

- Afstand focus– TLD locatie: 150 cm

Fig. 13: a) Opstelling TLD kalibratie b) Opstelling met vrije lucht ionisatiekamer

22

Om de kalibratie te kunnen uitvoeren, dient voor de X-stralenbuis het aantal Gray/MU

(Monitor Units) bepaald te worden. Dit gebeurt door meting met een vrije lucht

ionisatiekamer in een identieke opstelling (fig. 13b), wat resulteerde in 3,08*10-7 Gy/MU. Dit

getal werd vermenigvuldigd met het aantal monitor units tijdens de bestraling. Om tot de

uiteindelijke kalibratiefactor te komen, dient het aantal Gy gedeeld te worden door de respons

in nC (uitgelezen in een TLD-reader). Men gebruikt een correctiefactor van 1,05 om deze

kalibratiefactor in lucht om te zetten naar een kalibratiefactor in weefsel (35).

Per reeks werden er 2 TLD’s apart gehouden, om achteraf te kunnen corrigeren voor

background.

2.2 Risicoanalyse

Op basis van de bekomen orgaandosis, kan een risicoanalyse worden uitgevoerd met

betrekking tot stralingsgeïnduceerde kanker en leukemie. De risicoschatting is gebaseerd op

de bepaling van de “lifetime attributable risk” (LAR) voor zowel kanker incidentie als kanker

mortaliteit. De berekeningen zijn gebaseerd op de de modellen van BEIR VII (36). Deze

modellen beschrijven de stralingsrisico’s voor verschillende types van kanker, gecombineerd

met de geslachten leeftijdsafhankelijke incidentie en mortaliteit statistiek binnen de Euro-

Amerikaanse populatie.

In deze studie werd de LAR (gerelateerd aan leukemie en kanker ter hoogte van de blaas,

uterus, ovaria en dikke darm) bepaald voor elke patiënt, rekening houdend met de individuele

leeftijd en orgaandosis. De waarden werden gecorrigeerd voor een dosis en dosistempo

effectiviteitfactor (DDREF) van 2 zoals aangenomen door de ICRP (29).

23

2.3 Beeldkwaliteit

2.3.1 Catphan fantoom

Het Catphan 440 fantoom is een basisinstrument voor de routine evaluatie van de

beeldkwaliteit bij CT-scanners. Het fantoom bestaat uit een urethaan behuizing met een

diameter van 20 cm en laat een evaluatie van ruis, uniformiteit, contrast en resolutie toe. Het

is opgebouwd uit 3 modules (37):

Module 1:

- pixelgrootte

- uniformiteit

Module 2:

- Laag contrast

- Hoog contrast

- MTF: modulation transfer function

Module 3:

- Spatiale uniformiteit

De eerste module ziet er als volgt uit:

Fig. 14: Catphan module die gebruikt wordt om de Hounds Field units te bepalen.

De vier perifere bollen worden gebruikt om de Hounds Field units (HU) te controleren

(fig.14). Deze vier targets bestaan elk uit een ander materiaal: teflon, acryl polyethyleen, lage

densiteit polyethyleen en lucht. De bepaling van de HU gebeurt door een Region of Intrest

ROI te definiëren in de cirkel en hiervan het gemiddelde te berekenen. De gemiddelde waarde

24

wordt gegeven in HU. De afwijking voor deze materialen moet kleiner zijn dan +/- 20 HU of

5 %.

Op figuur 15 zien we links een testpatroon voor de bepaling van de resolutie en rechts laag

contrast nodules die in diameter variëren.

Fig. 15: Reconstructie van middelste module van het Catphan-fantoom

De ruis bepaalt men door de standaarddeviatie op de gemiddelde pixelwaarde te meten in de

geselecteerde ROI, perifeer en centraal in het fantoom. Variatie in dosis zal resulteren in

variatie in resolutie, contrast en ruis. Op referentieplaatsen in het fantoom wordt er op een

gestandaardiseerde manier een ruisbepaling uitgevoerd met het programma Image J, dit zowel

voor als na de upgrade van de DynaCT opstelling (fig.16). Op die manier is het mogelijk om

de dosis-beeldkwaliteit relatie na de upgrade te toetsen aan de relatie voor de upgrade.

Fig. 16: Uniformiteitsmodule met een geselecteerde ROI (region of intrest).

25

2.3.2 Thiel lichaam

De Thiel-balseming van kadavers werd voor het eerst toegepast door Prof. Em. Walter Thiel

(Karl-Franzens-Univesität, Oostenrijk). Het grote verschil met een normale

balsemingsprocedure is de sterke reductie in formolconcentratie tot 0,5%. Hierdoor zal de

eiwitharding van de lichaamcellen vermeden worden, alsook de ontkleuring. Thiel-

gebalsemde lichamen behouden met andere woorden hun flexibiliteit, kleur en plasticiteit.

Voor de balsemingsprocedure worden 2 basisoplossingen gebruikt die via de v. Saphena

Magna onder druk van een kleine pomp, geïnjecteerd worden. Hierdoor zal de

balsemvloeistof het bloed en de andere lichaamsvochten vervangen. Deze behandeling zal

ervoor zorgen dat de kadavers maanden, tot zelfs jaren gepreserveerd kunnen worden (38).

Doordat het lichaam zijn reële anatomie en densiteit behoudt na een Thiel-balseming, kan het

in deze studie gebruikt worden als “klinische” bevestiging van de technische Catphan

experimenten. Het Thiel lichaam wordt hiervoor op eenzelfde manier onder de cone-beam

scanner gepositioneerd als een patiënt. Daarna wordt ook in deze beelden aan de hand van

Image J op specifieke referentieplaatsen de ruis gemeten, opnieuw voor en na de upgrade. Het

Thiel-lichaam uit deze studie werd verkregen via de afdeling Anatomie en Embryologie van

Universiteit Gent.

26

3 RESULTATEN

3.1 Patiëntenpopulatie

Tabel 4: Gegevens van de patiënten die een UAE met cone-beam CT ondergingen

PATIËNTENPOPULATIE

Leeftijd (jaren)

Lengte (cm)

Gewicht (kg)

BMI Embo

links/rechts/beiden

1 50,0

2 40,0 174,0 64,0 21,1 links

3 40,0 170,0 54,0 18,7 links

4 34,0 167,0 70,0 25,1 links

5 28,0 165,0 72,0 26,5

6 40,0

7 36,0 169,0 70,0 24,5 beiden

8 43,0 175,0 79,0 25,8 beiden

9 35,0 beiden

10 44,0 165,0 70,0 25,7 beiden

11 45,0 176,0 65,0 20,9 beiden

12 37,0 170,0 58,0 20,0 beiden

13 35,0 168,0 66,0 23,4 beiden

Vo

or

up

gra

de

14 35,0 165,0 59,0 21,7 beiden

15 28,0 170,0 73,0 25,3 beiden

16 30,0 174,0 78,0 25,8 beiden Na

up

gra

de

17 52,0 172,0 70,0 25,8 beiden

Gemiddelde

voor upgrade 38,7 169,5 66,1 23,0

SD voor

upgrade 5,6 4,0 7,2 2,7

Gemiddelde

na upgrade 36,7 172,0 73,7 25,6

SD na

upgrade 13,3 2,0 4,0 0,3

Tabel 4 vat de gegevens betreffende de patiëntenpopulatie zowel voor als na upgrade samen.

Wanneer we de leeftijd en de body mass index (BMI) statistisch analyseren aan de hand van

de Mann-Whitney test, dan levert dit een p-waarde van respectievelijk 0,51 en 0,126 op. Dit

wijst erop dat er geen statisch significant verschil is tussen de leeftijd en de BMI voor en na

de upgrade. De 2 groepen mogen aldus beschouwd worden als vergelijkbaar, maar men dient

27

zich hierbij te vergewissen van de zeer beperkte statische power bij het maken van

vergelijkingen tussen de twee groepen.

3.2 Proceduredata

Tabel 5 geeft een overzicht van de proceduregerelateerde parameters zoals de kVp bij de

verschillende acquisities, de gemiddelde veldgrootte, de gebruikte bundelfiltratie…. Voor

elke procedure die uitgevoerd wordt met de DynaCT kan men deze gegevens verkrijgen via

een outprint van het exam protocol (bijlage A). Het valt onmiddellijk op dat de CBCT-

opnames aan een veel hogere kVp waarde worden genomen dan de klassieke DSA-runs, ook

wordt er bij CBCT geen extra koperfiltratie gebruikt. De DSA wordt voornamelijk toegepast

in de PA richting. Gemiddeld worden 3 CBCT opnames gemaakt tijdens de procedure, terwijl

dit er voor de DSA gemiddeld 20 zijn.

Er zijn geen significante verschillen in de proceduredata voor en na de upgrade.

3.3 Exposiedata (DAP en dose-at-reference point)

In tabel 6 wordt opnieuw een opsplitsing gemaakt in de data voor en na de upgrade. De

ingevoerde waarden zijn overgenomen uit het onderzoeksprotocol dat per patiënt verkregen

werd. De hogere waarden na upgrade zijn wellicht te wijten zijn aan het geringer aantal

patiënten, maar men moet ook rekening houden met verschillen in uitvoerende arts. Ervaring

en bepaalde voorkeursinstellingen zullen ook hun invloed hebben op de exposie.

In deze studie wordt de bijdrage van cone-beam CT tot de totale stralingsblootstelling nader

onderzocht. De procentuele bijdrage van de DAP(cone-beam CT) tot het totale dosis-

oppervlakteproduct is 56 %, wat opmerkelijk meer is dan de bijdrage van DAP(fluoro) en

DAP(DSA). Die bedragen respectievelijk 9% en 35%.

Naast de DAP wordt ook het dose-at-reference point weergegeven. Deze laatste grootheid

geeft de air-kerma weer in het isocentrum van de C-boog en staat ook vermeld op het

studieprotocol.

28

Tabel 5: Tabel met de proceduredata voor DSA, fluoro en cone-beam CT

DSA FLUORO CBCT # series PROCEDURE

Totaal #

beelden

veldgrootte

(cm) kVp mmCu

PA Oblique Totaal kVp Tijd (min) # runs

veldgrootte

(cm) kVp mmCu

1 84 37 74,6 0,08 7 2 9 9,6 3 48 91,7 0,00

2 146 34 76,3 0,08 12 6 18 68,0 30,2 2 48 105,5 0,00

3 146 31 73,0 0,09 10 4 14 70,0 17,7 2 48 94,5 0,00

4 150 33 74,9 0,08 11 5 16 66,3 18,0 3 48 105,3 0,00

5 435 34 83,4 0,05 35 8 43 2 48 103,5 0,00

6 82 31 75,9 0,06 13 0 10 20,6 3 48 104,7 0,00

7 73 35 74,3 0,10 7 0 7 66,0 23,6 3 48 99,0 0,00

8 141 31 81,3 0,03 13 5 17 70,0 17,8 2 48 106,0 0,00

9 215 31 77,6 0,07 16 7 23 70,0 25,6 2 48 106,5 0,00

10 382 35 80,4 0,08 20 7 27 68,0 22,4 2 48 104,5 0,00

11 108 36 70,1 0,09 13 1 14 86,0 15,9 2 48 101,5 0,00

12 151 30 74,5 0,09 12 5 17 74,0 15,9 2 48 101,5 0,00

13 385 39 75,4 0,07 18 9 27 70,0 28,4 3 48 102,7 0,00

Vo

or

up

gra

de

14 264 31 74,5 0,09 15 8 23 77,0 27,9 4 48 104,0 0,00

15 282 42 72,9 0,09 22 2 24 66,0 24,4 2 48 107,0 0,00

16 265 38 76,0 0,07 20 8 28 68,0 20,3 5 48 98,1 0,00 Na

up

gra

de

17 177 39 76,8 0,05 16 0 16 38,0 2 48 109,0 0,00

Gemiddelde

voor upgrade 197 33 76,2 0,08 14 5 19 71,4 21,0 3 48 102,2 0,00

SD voor

upgrade 122 3 3,5 0,02 7 3 9 5,8 6,0 1 0 4,4 0,00

Gemiddelde na

upgrade 241 39 75,3 0,07 19 3 23 67,0 27,6 3 48 104,7 0,00

SD na upgrade 106 8 16,5 0,02 6 3 8 17,0 7,4 1 11 22,4 0,00

29

Tabel 6: Exposiedata DAP en dose-at-reference-point vergeleken voor en na uprade

DAP (µGym²) Dose-at-reference-point (mGy) DSA DSA

Fluoro

PA Obl Totaal CBCT Totaal Fluoro

PA Obl Totaal CBCT Totaal

1 835 1832 891 2723 15067 18625 44 107 54 161 540 745

2 3810 5049 5091 10140 15168 29118 263 446 303 749 544 1556

3 962 2491 1239 3730 14182 18873 56 195 81 276 366 697

4 1922 5213 3310 8523 23262 33708 175 294 213 507 833 1515

5 14219 41632 4957 46588 16667 77473 2343 3079 568 3647 597 6587

6 1697 4091 4091 22364 28151 119 246 246 800 1166

7 930 1531 1531 18476 20937 66 121 121 663 849

8 3955 9092 3786 12878 16485 33318 314 744 306 1050 591 1955

9 9905 3707 13612 16238 675 357 1032 581

10 3012 20018 7651 27669 15162 45842 194 1262 421 1683 543 2420

11 1576 3394 937 4331 13324 19230 77 217 35 252 477 806

12 1230 3775 1399 5173 12957 19360 79,6 323 93 416 464 959

13 4704 15674 15074 30748 21685 57137 248 1068 567 1635 777 2660

Vo

or

up

gra

de

14 1823 4222 3901 8123 22281 32227 175 501 258 759 798 1732

15 4661 25988 3211 29198 16659 50518 204 947 111 1058 596 1858

16 4240 20464 28925 28925 13685 46850 273 1155 415 1570 491 2333 Na

up

gra

de

17 9348 25068 25068 18133 52548 447 1081 1081 649 2176

Gemiddelde

voor upgrade 3129 9137 4329 12847 17380 33385 320 663 271 895 612 1819

SD voor

upgrade 3567 10801 3941 13154 3586 17537 614 779 186 943 143 1569

Gemiddelde na

upgrade 6083 23840 16068 27730 16159 49972 308 1061 263 1236 579 2122

SD na upgrade 2835 2959 18182 2310 2266 2888 125 105 215 289 80 242

Gemiddelde

voor + na

upgrade

3683 11732 6006 15474 17164 36495 317 733 270 955 606 1876

30

3.4 Orgaandoses en huiddosis

De huiddosis werd gemeten aan de hand van thermoluminescente dosimeters op vooraf

bepaalde referentieplaatsen. De uitlezing van deze dosimeters levert na vermenigvuldiging

met de TLD-kalibratiefactor, een huiddosis op in mGy per referentieplaats. Per patiënt werd

hieruit de maximale huiddosis afgeleid (bijlage B). Om een beter zicht te krijgen op de relatie

tussen de maximale huiddosis en het dosis-oppervlakteproduct (DAP), worden beide

parameters uitgezet in een grafiek (fig. 14). Een gelijkaardige grafiek wordt opgesteld voor

het dose-at-reference-point en de maximale huiddosis (fig. 15). Wanneer we beide grafieken

vergelijken zien we dat R² het hoogste is voor het dose-at-reference-point, waaruit we mogen

besluiten dat deze grootheid een betere correlatie oplevert met de maximale huiddosis dan de

DAP-waarde.

De drempeldosis voor acute deterministische effecten bedraagt 2 Gy (zie 2.1.1 Huiddosis). Op

basis van de vergelijking van de trendlijn y = 0,0347*x, bekomen we een “trigger level” voor

het risico op acute huideffecten van 58 mGym².

y = 0,0347x

R2 = 0,5075

0,0

1000,0

2000,0

3000,0

4000,0

5000,0

0 10000 20000 30000 40000 50000 60000 70000 80000 90000

Totale DAP (µGym²)

Max

ima

le h

uidd

osi

s (m

Gy)

Fig 14: De totale DAP uitgezet ten opzichte van de maximale huiddosis

y = 0,6378x

R2 = 0,7433

0,0

1000,0

2000,0

3000,0

4000,0

5000,0

0 1000 2000 3000 4000 5000 6000 7000

Dose-at-reference point (mGy)

Ma

xim

ale

hu

idd

osis

(m

Gy

)

Fig 15: Het dose-at-reference-point uitgezet ten opzichte van de maximale huiddosis

31

Naast de huiddosis, werd ook de gemiddelde orgaandosis voor de meest acute organen

bepaald met behulp van de conversiefactoren die reeds in het verleden door de

onderzoeksgroep bepaald werden (bijlage C) (31). De resultaten zijn te zien in tabel 7.

Tabel 7: De orgaandosis in mGy voor de meest stralingsgevoelige organen uit deze procedure

ORGAANDOSIS (mGy)

Voor upgrade Na upgrade

127,8 256,8 Blaas

(47,5-443,0) (227,0-286,7)

121,8 220,8 Uterus

(91,7-605,9) (326,6-397,4)

197,2 361,8 Ovaria

(59,0-366,9) (195,2-246)

136,5 215,6 Colon

(77,2-337,8) (191,9-238,3)

113,6 175 Dunne darm

(66-270,8) (155,3-193,7)

122,8 227,6 Beenmerg

(55,1-383,8) (209,2-246,9)

247,2 257,9 Botoppervlak

(107,1-772,1) (420,9-496,7)

3.5 “Effectieve” dosis

De effectieve dosis werd berekend door de DAP-waarden van de verschillende projecties te

vermenigvuldigen met de conversiefactoren die in het verleden werden opgesteld op basis van

ICRP 103 (bijlage D) (29). Hierna kunnen de effectieve doses per projectie opgeteld worden

om op die manier tot de totale effectieve dosis (in mSv) per patiënt te komen. Deze effectieve

doses worden uitgezet in een grafiek ten opzichte van de DAPtotaal en de dose-at-reference-

point (fig 15 en 16). Als we in deze twee grafieken R² vergelijken, dan zien we dat de totale

DAP een betere correlatie heeft met de effectieve dosis dan het dose-at-reference-point.

32

y = 0,002x

R2 = 0,9548

0,0

50,0

100,0

150,0

200,0

0 10000 20000 30000 40000 50000 60000 70000 80000 90000

Totale DAP (µGym²)

Eff

ecti

eve

dos

is (

mS

v)

Fig 15: Grafiek met totale DAP versus de totale effectieve dosis (mSv)

y = 0,0334x

R2 = 0,7185

0,0

50,0

100,0

150,0

200,0

250,0

0 1000 2000 3000 4000 5000 6000 7000

Dose-at-reference-point (mGy)

Eff

ecti

eve

dosi

s (m

Sv)

Fig 16: Grafiek met dose-at-reference point versus de totale effectie dosis (mSv)

De procentuele bijdrage van cone-beam CT, fluoroscopie en DSA tot de totale effectieve

dosis, bedragen respectievelijk 35,7%, 15,6% en 49,1%.

3.6 Risico analyse

Voor de risico analyse werden zowel voor de incidentie als mortaliteit van

stralingsgeïnduceerde kanker en leukemie, de LAR waarden berekend. Deze waarden werden

voor elke patiënt afzonderlijk bepaald, rekening houdend met de leeftijd en de berekende

orgaandosis. Tabel 8 vat de resultaten samen.

33

Tabel 8: De LAR in ‰ voor de meest stralingsgevoelige organen uit deze procedure

LAR - incidentie (‰) LAR - mortaliteit (‰)

0,88 0,26 Blaaskanker

(0,26-2,74) (0,08-0,80)

0,17 0,04 Uteruskanker

(0,05-0,53) (0,02-0,11)

0,54 0,34 Ovariakanker

(0,16-1,64) (0,12-0,94)

0,90 0,42 Colonkanker

(0,42-2,18) (0,20-1,01)

0,66 0,55 Leukemie

(0,23-1,84) (0,20-1,47)

3.7 Beeldkwaliteit

Tabel 9 geeft een overzicht van de exposie-instellingen weer bij de opnames van het Catphan-

fantoom en het Thiel-lichaam. Het is duidelijk dat de dosisinstellingen voor en na de upgrade

niet wezenlijk zijn veranderd.

Tabel 9: DAP en exposie- waarden van de opnames van het Catphan-fantoom en het Thiel-lichaam

Voor upgrade Na upgrade

90

118 0

90

121 0

Catphan kVp mA

filtratie (mmCu) DAP (µGym²) 1068 1095

Thiel kVp mA

filtratie (mmCu) DAP (µGym²)

103 383

0 6887

103 366

0 6588

Om na te gaan of het nieuwe systeem meer potentieel heeft voor dosisreductie bij CBCT dan

de voorgaande versie, werden de opgenomen beelden geanalyseerd met Image J.

Onderstaande figuur 17 geeft aan dat de nauwkeurigheid van de HU (analyse van module 1)

na de upgrade in belangrijke mate verbeterd is. Of dit toe te schrijven is aan de upgrade zelf,

of aan een beter kalibratie bij de nieuwe installatie valt niet na te gaan.

34

Fig. 17: Nauwkeurigheid van de HU voor upgrade versus na upgrade

De relatieve ruisbijdragen (standaarddeviatie/gemiddelde HU) in de verschillende densiteiten

worden weergegeven in figuur 18. Na de upgrade is deze ruis-waarde gedaald met 20%,

terwijl de dosis van de opname nagenoeg gelijk bleef. Dit geeft aan dat het nieuwe systeem

meer potentieel heeft voor dosisreductie dan het oude.

Fig. 18: Vergelijking van de ruisbijdrage voor en na upgrade (%)

Zowel voor als na de upgrade waren geen subtiele contrastnodules visueel op te merken in

module 2. De gemeten breedte van de point spread function werd na de upgrade gereduceerd

van 2,5 mm naar 2,1 mm, wat aangeeft dat er minder scatter in het beeld vervat zit na de

upgrade en er aldus een scherper beeld te verwachten is.

Om een realistische beeld te krijgen van de klinische beeldkwaliteit, werden eveneens CBCT

opnames gemaakt van een Thiel lichaam. Figuur 19 geeft bij wijze van voorbeeld een

transversale reconstructie weer van een vergelijkbare anatomische positie binnen het lichaam,

35

genomen voor en na de upgrade van het systeem. Er konden geen significante verschillen in

ruis worden waargenomen. Men moet echter opmerken dat in-vivo ruismetingen minder

reproduceerbaar zijn en derhalve minder betrouwbaar zijn. Een subjectieve

beeldkwaliteitanalyse door radiologen zou best in de toekomst worden uitgevoerd.

voor upgrade

na upgrade

Fig 19: CBCT – opname van hetzelfde Thiel lichaam voor en na de upgrade

36

4 BESPREKING

Symptomatische uterusfibromen komen voor bij één vierde van de vrouwen boven de leeftijd

van 30 jaar. Tot een aantal jaar geleden was de enige optie voor deze vrouwen een

hysterectomie. Omdat deze fibromen vaak optreden in de vruchtbare periode van hun leven,

bracht dit vrij drastische gevolgen met zich mee. Hierdoor groeide de vraag naar

orgaansparende behandelingen, waaronder uteriene arterie embolisatie een zeer efficiënte

techniek is. De radioloog zal tijdens deze procedure de arterie die het fibroom van bloed

voorziet, afsluiten door middel van kleine embolisatiepartikels. De bloedtoevoer naar het

fibroom valt hierdoor stil, waarna het zal afsterven ten gevolge van ischemie. UAE is een

effectieve behandeling voor symptomatische fibromen die succesvol is op lange termijn. In de

literatuur wordt door verschillende onderzoeksgroepen een klinisch succes gerapporteerd ≥

90% (39, 40).

In deze masterproef wordt specifiek de hierboven beschreven UAE-procedure bestudeerd. In

onze studiepopulatie was de leeftijd gemiddeld 38,4 jaar, waarbij 7 op de 17 patiënten een

leeftijd hadden ≤ 35 jaar. Gezien een groot deel van de vrouwen zich in de vruchtbare periode

van hun leven bevonden, was een orgaansparende therapie hier ten stelligste aangewezen.

Een UAE procedure gebeurt klassiek met behulp van DSA (digital subtraction angiography)

en fluoroscopie. Door het gebruik van deze X-stralen beeldvormingstechnieken kan de patiënt

een aanzienlijke stralingsbelasting oplopen. Om de uteriene arterie embolisatie te kunnen

rechtvaardigen ten opzichte van andere behandelingsmodaliteiten, zoals myolyse en

hysterectomie, dient de stralingsblootstelling en het risico te worden bepaald.

De klassieke uteriene arterie embolisatie kan uitgevoerd worden in een angiografiezaal met

een standaard fluoroscopie opstelling of met een mobiele C-arm, in combinatie met een

beeldversterker (41). Recent wordt op de afdeling vasculaire en interventionele radiologie

(VINRAD) van UZ Gent ook cone-beam CT gebruikt in combinatie met een flat-panel

detector. Deze opstelling maakt het mogelijk om DSA, fluoroscopie en een volume CT te

genereren, zonder dat de patiënt verplaatst moet worden. De radioloog kan de

driedimensionale CT-beelden gebruiken om zich ervan te vergewissen dat na embolisatie de

bloedvoorziening naar het fibroom volledig afgesloten is. Omdat dit een relatief nieuwe

techniek is, dient de dosimetrie voor zijn applicatie in interventionele radiologie nog

37

grotendeels uitgevoerd te worden. De doelstelling van dosimetrie is het uitvoeren een

kwantificatie van de biologische effecten van straling. Dit gebeurt door meting van een aantal

fysische grootheden, gebruik makend van de relatie tussen deze grootheden en het optreden

van biologische effecten. De grootheden die aangewend worden in de conventionele

röntgendiagnostiek voor de specificatie van de stralingsbelasting van de patiënt zijn: de

huiddosis, de effectieve dosis (E) en orgaandosis.

Verschillende studies in de literatuur gaan in op de stralingsblootstelling bij de conventionele

UAE-techniek (zonder cone-beam CT). Deze literatuurdata worden in tabel 10 samengevat.

De gegevens uit de tabel worden eveneens vergeleken met de onze resultaten, gerelateerd aan

het conventioneel gedeelte (het cone-beam gedeelte werd weggelaten).

De fluoroscopietijd uit onze studie ligt in dezelfde grootte orde als de tijden die

teruggevonden worden in de literatuur. Toch kunnen verschillen in embolisatietechnieken,

zoals de manier van aanprikken en de hoeveelheid embolisaties, een invloed hebben op deze

fluoroscopietijd. De radioloog voert gewoonlijk de embolisatieprocedure uit via een

unilaterale punctie, doorgaans van de rechter femorale arterie, waarna een kathetrisatie van

beide arteriën volgt. In de literatuur zijn echter ook studies terug te vinden die gebruik maken

van een bilaterale femorale toegang. Bratby et al. hebben deze twee alternatieven vergeleken

en deduceren dat een bilaterale punctie een reductie in de gemiddelde fluoroscopietijd

veroorzaakt. Men is van de mening dat deze techniek de procedure vereenvoudigt en minder

kathetermanipulatie vereist. Doordat een bilaterale punctie nog steeds meer neiging heeft tot

technische problemen, wordt de unilaterale punctie nog steeds gebruikt als gevalideerde

techniek. Het is volgens Bratby et al. aangewezen om bij moeilijkheden tijdens de

kathetrisatie van beide uteriene arteriën, sneller over te gaan tot een tweede femorale punctie

om op die manier de fluoroscopietijd te reduceren (42).

Diezelfde onderzoeksgroep heeft ook research gedaan naar de uitkomst van unilaterale

embolisatie, waarbij slechts één uteriene arterie geëmboliseerd wordt. Normaliter wordt een

bilaterale embolisatie noodzakelijk geacht om een effectieve behandeling van symptomatische

fibromen te bewerkstelligen. Als resultaat bracht deze studie naar voor dat een unilaterale

embolisatie positieve resultaten kan behalen wanneer de patiënte een uitgesproken dominante

unilaterale bloedvoorziening naar de fibromen vertoont. In alle andere gevallen levert deze

techniek zwakke resultaten op (18).

38

Tabel 10: Overzicht van de data uit voorgaande studies en de resultaten uit deze masterproef

Literatuur-studie

Gemiddelde fluoroscopietij

d (min)

# DSA-beelden

DAP fluoro (Gycm²)

DAP DSA (Gycm²)

DAP totaal (Gycm²)

Effectieve dosis (mSv)

Dosis urineblaas

(mGy)

Huiddosis (mGy)

Dosis uterus (mGy)

Dosis ovaria (mGy)

22,5 33 20,4 39,5 59,9 34 Vetter et al. (2004) (43)

(8,9-42) (15-89) ( 3,1-84,0) (6,0-277,0) (8,8-317,5) (5-182) 127 5 93 51

18,4 20 37,1 Vetter et al. (2005) (44) (2,5-42) (0-89)

/ / (3,1-317,5)

30 127 / 93 51

27,0 65 101,1 110,3 211,4 78 / / / / A

(15,5-40,3) (32-106) (45,6-165,8) (59,7-139,5) (59-110)

14,8 5 23,9 6,7 30,6 11 / / / /

Andrews et

al, (2000) (45)

B (11,2-24,5) (3-7) (14,0-49,5) (1,5-20,2) (6-26)

21,9 44 1623 223 Nikolic et

al. (2000) (46)

(8,9-52,5) (21-62)

/ / / / / (660-3039)

/ (42-650)

20,9 82 88,6 32 602 81 85 A

(12,7-31,1) (30-164) / /

(41,4-161) (15-58) /

(279-1030) (30-247) (24-207)

35,9 37 52,5 22 453 101 105

Glomset et

al. (2006) (47) B

(16,4-55,4) (20-72) / /

(20,1-107,9) (9-46) /

(257-875) (45-182) (31-246)

21,0 211 30,7 128,0 157,0 37 99 1147 78 133 A

(9,6-30,2) (73-435) (0,4-142,2) (15,3-465,9) (24,6-608) (7-149) (29-415) (399-4398) (18-324) (31-545)

27,6 221 60,8 277,3 338,1 83 230 1095 180 302

Resultaten uit deze studie (2010)

B

(20,3-38) (177-282) (42,4-93,5) (250,7-292) (332,6-344,2) (76-90) (204-256) (444-1995) (160-200) (276-331)

39

Tabel 10 toont aan dat er verschillen zijn in de DAP-waarden van onze studie en hetgeen in

de literatuur teruggevonden werd. Uiteraard werd de DAP afkomstig van cone-beam CT nog

niet in rekening gebracht, om een vergelijking met de literatuur mogelijk te maken. De

verklaring voor de hogere totale DAP kan men achterhalen in het aantal DSA-beelden. In

onze studie zijn deze opmerkelijk hoog, waardoor de DAPDSA sterk zal stijgen ten opzichte

van voorgaande studies. Er dient wel opgemerkt te worden dat het aantal DSA-beelden in de

B-groep van Andrews et al (2000) en Vetter et al. (2005) uitzonderlijk laag is. In beide

studies werden namelijk dosisreductie strategieën toepast. Dit gebeurde door het aantal DSA-

beelden drastisch naar beneden te halen en gebruik te maken van "last image hold" (LIH).

Hierbij zal men contrastmateriaal injecteren onder fluoroscopie begeleiding en het laatst

verkregen beeld wordt vasthouden op scherm. Andrews et al. trachtten bovendien dosis te

reduceren door sterker te collimeren en een verhoging van de proceduretafel om de patiënt zo

ver mogelijk van de X-stralenbuis te brengen, zonder de arts hierbij te hinderen (43, 45).

De twee groepen in de studie van Glomset et al. wijzen op een verschil in het gebruik van

types X-stralenuitrustingen. Enerzijds de “Advantage” van G.E. medical systems in groep A,

anderzijds de “Angiostat” van Siemens. Enkel dit laatste systeem van Siemens beschikte over

gepulseerde fluoroscopie. Het gebruik van niet-gepulseerde fluoroscopiesystemen is de dag

van vandaag echter compleet achterhaald (47).

Verder kunnen ook de huiddoses vergeleken worden. Eerst en vooral dienen we erop te

wijzen dat de huiddosis van 5 mGy die bekomen werd bij Vetter et al. (2004) een “overall

skin dose” betreft (44). Dit is niet de dosis die afgezet wordt ter hoogte van het blootgestelde

huidoppervlak, maar de dosis uitgemiddeld over de volledige huid. We kunnen onze

resultaten dan ook niet vergelijken met deze waarde. Bovendien bevat onze huiddosis niet

alleen de dosis afkomstig van DSA en fluoroscopie, maar is er ook bijdrage van de cone-beam

CT. Onze gemiddelde maximale doses liggen zowel voor (1,19mGy) als na (1,10mGy) de

upgrade onder de drempeldosis van 2 Gy. Wanneer deze dosis overschreden wordt, kunnen

acute deterministische effecten optreden (zie 2.1.1 Huiddosis). Toch dienen we te vermelden

dat in een aantal gevallen deze drempel toch gevaarlijk dicht benaderd werd of zelfs

overschreden (bijlage B). Aan de hand van de relatie tussen DAP en huiddosis, konden we

een “trigger level” bepalen. Van zodra een totale DAP-waarde van 58 mGym² bekomen

wordt, zal er kans zijn op acute huideffecten.

40

Om een vergelijking van de berekende orgaandoses met de literatuur mogelijk te maken,

werden deze in onze studie voor uterus, ovaria en blaas eveneens zonder bijdrage van cone-

beam CT berekend. Onze orgaandoses lijken in dezelfde range te liggen, helaas is er weinig

gedetailleerde informatie in de literatuur terug te vinden betreffende deze grootheid in UAE.

Interventionele radiologie is een discipline die gepaard gaat met hoge stralingsbelasting voor

de patiënt. Standaard radiografie onderzoeken resulteren in een effectieve dosis tussen de 0,1

en 10 mSv (factor 1000 verschil). Computed tomography (CT) onderzoeken zorgen voor een

hoge effectieve dosis tussen 2 en 20 mSv. In vergelijking met deze waarden, staat

interventionele radiologie aan de absolute top met effectieve doses van 5 tot 70 mSv (48).

De effectieve dosis werd ook in onze studie berekend zonder de bijdragen van de DynaCT om

een vergelijking met de literatuur mogelijk te maken. Maar er dient een belangrijke

opmerking gemaakt te worden voor het gebruik van deze grootheid. Het gaat hier namelijk

om een “gewogen grootheid” en in principe is het beter om te spreken over een pseudo-

effectieve dosis. De equivalente dosis, gemeten in het mannelijk en vrouwelijk antropomorf

fantoom, wordt uitgemiddeld over beide geslachten. Deze waarde wordt nadien

vermenigvuldigd met de weegfactoren uit ICRP 103, die afgeleid zijn uit epidemiologische

studies (fig. 20). Onze studiepopulatie bestaat enkel uit vrouwen, zodat we eigenlijk niet

mogen spreken van een effectieve dosis, aangezien het niet mogelijk is om deze af te leiden

voor vrouwen alleen.

Fig. 20: De weg om via dosismeting in een fantoom tot effectieve dosis (E) te komen (29)

41

De getabelleerde effectieve doses en orgaandoses zijn berekend aan de hand van ICRP 60

weegfactoren. Dit kan een vertekend beeld geven, aangezien in deze studie gebruik gemaakt

werd van de meer recente ICRP 130 weegfactoren.

Uit onze studie bleek dat de bijdrage van cone-beam CT tot de totale pseudo-effectieve dosis

vrij hoog is, namelijk 56%. Deze CT-scanner is een nieuwe ontwikkeling, waardoor de dosis

die hierbij opgelopen wordt tot nu toe nauwelijks beschreven is.

Onze studie toont dat overmatig gebruik van CBCT een bijzonder grote stijging in

patiëntdosis kan veroorzaken.

Dosismetingen met cone-beam CT zijn in beperkte mate terug te vinden in de vakliteratuur

van de radiotherapie, waar cone-beam CT aangewend wordt voor het opstellen van de

behandelingsplannen. Twee studies van Kan et al. en Sawyer et al. rapporteerden een

ovariadosis van resp. 40,55 mGy en 37,5 mGy. Ook de dosis van de urineblaas werd gemeten

met TLD’s in antropomorfe fantomen en leverde een dosis op van resp. 36,5 mGy en 52,9

mGy. De pseudo-effectieve dosis ter hoogte van de pelvis bedraagt bij Kan et al. 15,3 mSv en

bij Sawyer et al. 22,7 mSv 49,50 mSv. Het probleem is hier dat er geen fluoroscopie of DSA

gebruikt wordt, waardoor het opnieuw moeilijk te vergelijken valt me onze dosiswaarden (49,

50).

In ons onderzoek bedraagt de dosis per cone-beam rotatie 6,8mSv. In de theoretische studie

van He et al. is dit 7,7 mSv/cone-beam. In onze studie wordt echter maar over 220° geroteerd

in tegenstelling tot de 360° die bij He et al. werd toegepast. Wanneer we die 7,7 mSv

“evenredig” omzetten naar een dosis voor een rotatie van 220°, dan levert deze 4,7 mSv per

cone-beam run op. Rekening houdend met de verschillende projectierichtingen, filtraties…

zou de CBCT-dosis berekend volgens de methode van He et al. in ons geval ergens tussen de

4,7 en 7,7 mSv/cone-beam run moeten liggen. Dit is in goede overeenkomst met onze

resultaten (51).

Rekening houdend met de individuele leeftijd van de patiënten en hun opgelopen dosis

werden risico’s bepaald voor de inductie/mortaliteit van stralingsgeïnduceerde kanker en

leukemie. In onze studie leverde dit 0,90 ‰ voor de inductie van kanker en 0,66 ‰ voor

leukemie.

Cone-beam CT kent in de medische diagnostiek verschillende applicaties. Zo wordt deze

techniek gebruikt in de dentale radiografie, de cardiologie en voor het opstellen van

42

radiotherapieplanningen (50, 52). Recent deed cone-beam CT zijn intrede in de

interventionele radiologie. De toepassingsmogelijkheden zijn zeer ruim, met enerzijds

vasculaire applicaties zoals chemo-embolisaties, partiële milt embolisaties, revascularisatie

interventies met het plaatsen van stents… Vooral bij de embolisaties bleek de cone-beam CT

zeer nuttig om het embolisatievolume te beoordelen en ter bevestiging van het perfusiegebied

dat de regio van bloed voorziet. Anderzijds bestaan er ook niet-vasculaire toepassingen zoals

ingrepen aan de wervelkolom. Hier zal cone-beam CT de regio’s die geschikt zijn om op een

veilige manier de naald in te brengen, gedetailleerder in kaart brengen dan fluoroscopie (53).

Om een signaal-ruisverhouding te verkrijgen analoog aan een multidetector CT, zal cone-

beam CT een hogere dosis vereisen. Samen met de lagere contrastresolutie en de langere

scanningstijd, zijn dit de belangrijkste limitaties van een flat-panel volume CT. De

hoofdoorzaak van de afname in beeldkwaliteit is significante stijging in scatter door de brede

collimatie van de X-stralenbundel. Verschillende anti-scattertechnieken werden onderzocht

voor toepassing op cone-beam CT, in het bijzonder anti-scatter grids en software correctie

algoritmes (54). Tijdens dit onderzoek onderging de DynaCT van Siemens een upgrade, met

bedoeling de dosis-beeldkwaliteit relatie te verbeteren. Het Catphan-fantoom en een Thiel

lichaam werden gebruik om deze doelstelling te bevestigen. Het vernieuwde systeem bleek

een lagere ruis te vertonen bij eenzelfde dosisniveau. Er zijn dus mogelijkheden voor

dosisreductie. Toch is het wenselijk om deze technische beeldkwaliteitsanalyse te laten

bevestigen door een subjectieve radiologische scoring van de beelden.

Tot besluit kunnen we stellen dat de doses opgelopen tijdens een UAE belangrijk zijn. Twee

factoren spelen hierbij een rol, eerst en vooral geeft het gebruik van CBCT een aanzienlijke

extra stralingsbelasting. Bovendien is het groot aantal DSA-beelden eveneens

verantwoordelijk voor een belangrijk deel van de dosis. Optimalisatie strategieën kunnen

uitgewerkt worden op basis van deze resultaten. Zo zou men kunnen bekijken of men het

aantal DSA-beelden kan reduceren en vervangen door LIH-fluoroscopie. Verder biedt het

nieuwe CBCT-systeem mogelijkheden voor dosisreductie bij een aanvaardbare

beeldkwaliteit.

43

5 REFERENTIES

1 Elahi SM, Odejinmi F (2008). Overview of current surgical management of fibroids: ‘Organ-preserving

modalities’. Journal of obstetrics and gynaecology 28: 28-31.

2 Gupta S, Manyonda IT (2009). Acute complications of fibroids. Best practice & research in clinical

obsterics and gynaecology 23: 609-617.

3 Wallach EE, Vlahos NF (2004). Uterine myomas: an overview of development, clinical features, and

management. The American college of obstetricians and gynecologists 104: 393-406.

4 Neiger R, Sonek JD, Croom CS, Ventolini G (2006). Pregnancy-related changes in the size of uterine

leiomyomas. Journal of reproductive medicine 51: 671-674.

5 El-Garib MN, Elsobky ES (2010). Cytogenetic aberrations and the development of uterine leiomyomata. Journal of obstetrics and gynaecology 36: 101-107.

6 Baird DB, Dunson DB, Hill MC, Cousins D, Schectman JM (2003). High cumulative incidence of

uterine leiomyoma in black and white women: Ultrasound evidence. American journal of obstetrics and

gynecology 188: 100-107.

7 Gupta S, Jose J, Manyonda I (2008). Clinical presentation of fibroids. Best practice & research clinical

obstetrics and gynaecology 22: 615-626.

8 Dale W, Stovall MD (2001). Clinical symptomatology of uterine leiomyomas. Clinical obstetrics en gynecology 44: 364-371.

9 Levy SB (2008). Modern management of uterine fibroids. Acta obstetrician et gynecologica 87: 812-

823.

10 Lethaby AE, Vollenhoven BJ (2008). An evidence-based approach to hormonal therapies for

premenopausal women with fibroids. Best practice and research clinical obstetrics and gynaecology 22:

307-331.

11 Farquhar CM, Steiner CA (2002). Hysterectomy rates in the United States 1990-1997. Obstetrics and

gynecology 99: 229-234.

12 Hald K, Langebrekke A, Klow EN, Noreng HJ, Berge AB, Istre O (2003). Laparoscopic occlusion of

uterine vessels for the treatment of symptomatic fibroids: Initial experience and comparison to uterine

artery embolization. American journal of obstetrics and gynecology 190: 37-43.

13 Leblang SD, Hoctor K, Steinberg FL (2009). Leiomyoma shrinkage after MRI-guided focused

ultrasound treatment: Report of 80 patients. American journal of roentgenology 194: 274-280.

14 Marshburn PB, Matthews ML, Hurst BS (2006). Uterine artery embolisation as a treatment option for uterine myomas. Obstetrics and gynecology clinics of North America 33: 125-144.

15 Ravina JH, Herbreteau D, Ciraruvigneron N, Bouret JM, Houdart E, Aymard A, Merland JJ (1995).

Arterial embolization to treat uterine myomata. The lancet 346: 671-672.

44

16 Tropeano G, Amoroso S, Scambia G (2008). Non-surgical management of uterine fibroids. Human

reproduction update 14: 259-274.

17 Gandras EJ (2009). The gandras catheter for uterine artery embolisation: The procedure-driven

development of a novel medical device. Minimally invasive therapy 18: 1-5.

18 Bratby MJ, Hussain FF, Walker WJ (2008). Outcomes after unilateral uterine artery embolization: a retrospective review. Cardiovascular and interventional radiology 31:154-259.

19 Usadi RS, Marshburn PB (2007). The impact of uterine artery embolization on fertility and pregnancy

outcome. Current opinion in obstetrics and gynecology 19: 279-283.

20 Zupi E, Pocek M, Dauri M, Marconi D, Sbracia M, Piccione E, Simonetti G (2003). Selective uterine

artery embolization in the management of uterine myomas. Fertility and sterility 79: 107-111.

21 Orth RC, Wallace MJ, Kuo MD (2009). C-arm cone-beam CT: General principles and technical

considerations for use in interventional radiology. Journal of vascular interventional radiology 20: 538-544.

22 Baba R, Konno Y, Ueda K, Ikeda S (2002). Comparison of flat-panel detector and image-intensifier

detector for cone-beam CT. Computerized medical imaging and graphics 26: 153-158.

23 Jaffray DA, Siewerdsen JH (2000). Cone-beam computed tomography with a flat panel imager: initial

performance characterization. Medical Physics 27: 1311-1323.

24 http://www.konicaminolta.eu/healthcare/products/digital-radiography/flexdr-c30/features.html

25 Siewerdsen JH, Jaffray DA (2001). Cone-beam computed tomography with a flatpanel imager:

magnitude and effects of x-ray scatter. Medical Physics 28: 220-231.

26 Prof. Dr. Thierens H (2008-2009). Stralingsdosimetrie. Gent: Universiteit Gent.

27 Kramer R, Zankl M, Williams G, Drexler G (1982). The calculation of dose from external photon

exposures using reference human phantoms and Monte Carlo methods. Part I: The male (Adam) and

female (Eva) adult mathematical phantoms. Gesellschaft für strahlen- und umweltforschung München,

Neuherberg.

28 Broerse JJ, Geleijns J (1998). The relevance of different quantities for risk estimation in diagnostic

radiology. Radiation protection dosimetrie 80: 33-37.

29 The 2007 Recommendations of the International Commission on Radiological Protection. ICRP publication 103. Annals of the ICRP 37.

30 http://www.ptw.de/ptw_diamentor.html

31 De Crop A (2007-2008). Stralingsbelasting bij uterusfibroom embolisatie. Gent: Universiteit Gent.

32 Maia AF, Caldas LVE (2010). Response of TL materials to diagnostic radiology X radiation beams.

Applied radiation and isotopes 68: 780-783.

45

33 Biderman S, Horowitz YS, Oster L, Einav Y, Dubi Y(2002). Glow curve analysis of composite peak 5

in LiF:Mg, Ti (TLD-100) using optical bleaching, thermal annealing and computerise glow curve deconvolution. Radiation protection dosimetrie 101: 69-72.

34 Dr. Ir. Bacher K (2009-2010). Detectie en meting van ioniserende straling. Gent: Universiteit Gent.

35 Seuntjes J, Thierens H, Van der Plaetsen A, Segaert O (1987). Conversion factor f for x-ray beam qualities, specified by peak tube potential and HVL value. Physics Medicine Biology 32: 595-603.

36 BEIR 2006. Health risks from exposure to low levels of ionizing radiation. BEIR VII. Washington

D.C.: National Academic Press 2006.

37 http://www.phantomlab.com/rando.html

38 Groscurth P, Eggli P, Kapfhammer J, Rager G, Hornung JP, Fasel JDH (2001). Gross anatomy in the

surgical curriculum in Switzerland: improved cadaver preservation, anatomical models and course

development. The anatomical record 265: 254-256.

39 Brunereau L, Herbreteau D, Gallas S, Cottier JP, Lebrun JL, Tranquart F, Fauchier F, Body G, Rouleau

P (2000). Uterine artery embolization n the primary treatment of uterine leiomyomas: Technical

features and prospective follow-up with clinical and sonographic examinations in 58 patients. American

journal of roentgenology 175: 1267-1272.

40 Ravina JH, Ciraru-Vigneron N, Aymard A, Ferrand J, Merland JJ (1999). Uterine artery embolisation

for fibroid disease: results of a 6 year study. Minimally invasive therapy & allied technologies 8: 441-

447.

41 McLucas B, Coats R, Lonn L, Berry M (2009). Acquistition of endovascular skills for uterine artery

embolization using a simulator. Minimally invasive therapy and allied thechnologies 18: 69-77.

42 Bratby MJ, Ramachandran R, Sheppard N, Kyriou J, Munneke GM, Belli AM (2007). Prospective

study of elective bilateral versus unilateral femoral arterial puncture of uterine artery embolization.

Cardiovascular interventional radiology 30: 1139-1143.

43 Vetter S, Schultz FW, Strecker EP, Zoetelief J (2005). Optimisation strategies and justification: an

example in uterine artery embolisation for fibroids. Radiation protection dosimetry 117: 50-53.

44 Vetter S, Schultz FW, Strecker EP, Zoetelief J (2004). Patient radiation exposure in uterine artery

embolization of leiomyomata: calculation of organ doses and effective dose. European radiology 14:

842-848.

45 Andrews RT, Brown PH (2000). Uterine arterial embolization: factors influencing patient radiation exposure. Radiology 217: 713-722.

46 Nikolic B, Spies JB, Lundsten MJ, Abbara S (2000). Patient radiation dose associated with uterine

artery embolization. Radiology 214: 121-125.

47 Glomset O, Hellesnes J, Heimland N, Hafsahl G, Smith HJ (2006). Assessment of organ radiation dose

associated with uterine artery embolization. Acta radiologica 47: 179-185.

48 Mettler FA, Huda W, Yoshizumi TT, Mahesh M (2008). Effective doses in radiology and diagnostic

nuclear medicine: a catalog. Radiology 248: 254-263.

46

49 Kan MWK, Leung LHT, Wong W, Lam N (2008). Radiation dose from cone beam computed

tomography for image-guided radiation therapy. International journal of radiation oncology biology physics 70: 272-279.

50 Sawyer LJ, Whittle SA, Matthews ES, Starritt H, Jupp TP (2009). Estimation of organ and effective

doses resulting from cone beam CT imaging for radiotherapy treatment planning. The British journal of

radiology 82: 577-584.

51 He W, Huda W, Magill D, Tavrides E, Yao H (2010). Patient doses and projection angle in cone-beam

CT. Medical physics 37: 2359-2368.

52 Micracle AC, Mukherji SK (2009). Conebeam CT of the head and neck, part 2: clinical applications.

American journal of neuroradiology 30: 1285-1292.

53 Wallace MJ, Kuo MD, Glaiberman C, Binkert CA, Orth RC, Soulez G (2009). Three-dimensional C-

arm cone-beam CT: applications in the interventional suite. Journal of vascular interventional radiology

20: 523-537.

54 Reitz I, Hesse BM, Nill S, Tücking T, Oelfke U (2009). Enhancement of image quality with fast

iterative scatter and beam hardening correction method for kV CBCT. Zeitschrift für medizinische

physic 19: 158-172.

i

BIJLAGEN

A. EXAM PROTOCOL

iii

B. HUIDDOSIS

Patiëntennummer

Dosis anterieur

(bekkenkam) (mGy)

Dosis posterieur

(bekkenkam) (mGy)

Dosis lateraal links (bekkenkam)

(mGy)

Dosis lateraal rechts

(bekkenkam) (mGy)

Dosis anterieur

(5cm lager) (mGy)

Dosis posterieur (5cm lager)

(mGy)

Dosis lateraal links (5cm

lager) (mGy)

Dosis lateraal rechts (5cm

lager) (mGy)

Maximale dosis (mGy)

1 80,5 112,0 124,0 142,0 189,0 542,0 214,0 124,0 542,0

2 42,0 57,4 89,5 112,7 89,0 399,5 116,7 90,3 399,5

3 90,6 213,5 86,5 182,9 133,6 527,7 226,8 212,0 527,7

4 137,4 628,3 118,0 230,3 151,1 1577,5 163,9 401,5 1577,5

5 72,7 1276,9 63,6 102,9 167,6 4398,0 330,6 421,0 4398,0

6 42,3 113,3 60,6 43,9 58,9 687,1 348,6 369,6 687,1

7 76,2 142,0 339,0 182,5 200,1 444,0 427,6 254,8 444,0

8 58,8 622,9 293,0 169,6 72,9 1575,0 360,0 148,0 1575,0

9 87,2 355,1 107,2 55,2 148,6 1151,5 259,9 413,3 1151,5

10 117,0 320,4 291,7 152,7 142,8 2635,0 286,4 171,4 2635,0

11 151,2 96,6 70,4 298,2 298,2 563,3 408,4 376,1 563,3

12 100,7 126,1 245,4 187,7 137,0 522,9 216,4 153,7 522,9

13 163,8 251,7 179,7 356,7 292,6 858,6 342,4 303,3 858,6

14 83,0 128,8 153,4 286,2 292,4 703,3 805,3 371,4 805,3

15 39,2 213,2 67,9 47,3 132,5 846,0 525,2 295,5 846,0

16 85,6 167,6 55,5 24,5 132,2 444,1 399,3 135,2 444,1

17 52,0 1085,0 138,6 98,4 40,7 1994,8 138,1 88,6 1994,8

Gem. voor upgrade 93,1 317,5 158,7 178,8 169,6 1184,7 321,9 272,2 1192,0

SD voor upgrade 37,6 331,7 95,4 90,3 78,5 1114,8 166,2 120,4 1111,7

Gem. na upgrade 58,9 488,6 87,3 56,7 101,8 1094,9 354,2 173,1 1094,9

SD na upgrade 24,0 517,0 44,8 37,8 52,9 804,8 197,5 108,5 804,8

Gemiddelde voor + na 87,1 347,7 146,1 157,3 157,6 1168,8 327,6 254,7 1174,8

iv

C. ORGAANDOSIS

ORGAANDOSIS

Dosisconversiefactor (µGy/cGycm²)

CBCT DSA Fluoro

Blaas 1,67 6,75 3,74

Colon 4,07 4,33 2,91

Uterus 2,55 5,26 3,03

Ovaria 3,67 8,7 6,1

Dunne darm 3,58 3,39 2,25

Botoppervlak 4,1 11,12 8,96

Rood beenmerg 2,03 5,53 4,46

D. PSEUDO-EFFECTIEVE DOSIS

PSEUDO-EFFECTIEVE DOSIS

Dosisconversiefactor(µSv/cGycm²)

CBCT 1,41

DSA 2,38

Fluoro 1,70

Patiëntendosimetrie bij toepassing van cone-beam CT voor uterusfibroom...

Documents

Transcript of Patiëntendosimetrie bij toepassing van cone-beam CT voor uterusfibroom...