Beeldkwaliteit bij gebruik van nieuwe CT dosisreductietechnieken: een studie aan de hand van Thiel gebalsemde lichamen

Transcriptie

1 Beeldkwaliteit bij gebruik van nieuwe CT dosisreductietechnieken: een studie aan de hand van Thiel gebalsemde lichamen Bieke DE ROO Verhandeling ingediend tot het verkrijgen van de graad van Master in de Biomedische Wetenschappen Promotor: Prof. Dr. ir. Klaus Bacher Vakgroep Medische basiswetenschappen Academiejaar

2

3 Beeldkwaliteit bij gebruik van nieuwe CT dosisreductietechnieken: een studie aan de hand van Thiel gebalsemde lichamen Bieke DE ROO Verhandeling ingediend tot het verkrijgen van de graad van Master in de Biomedische Wetenschappen Promotor: Prof. Dr. ir. Klaus Bacher Vakgroep Medische Basiswetenschappen Academiejaar

4 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. Datum: 16 mei 2014 Bieke De Roo Prof. Dr. ir. Klaus Bacher

5 VOORWOORD Deze masterproef is tot een goed einde gekomen dankzij een aantal mensen. Via deze weg wil ik deze mensen oprecht bedanken voor hun steun en inzet. Eerst en vooral wil ik prof. dr. ir. Klaus Bacher bedanken om mij de kans te geven dit onderzoek uit te voeren. Door mij te verdiepen in dit boeiende onderwerp heb ik enorm veel bijgeleerd. Ik kon steeds bij hem terecht voor al mijn vragen en zijn constructieve feedback hebben mij telkens vooruit geholpen. Graag wil ik ir. Caro Franck bedanken voor haar uitstekende begeleiding. Alleen door haar steun is het gelukt om het gebruikte computeralgoritme te schrijven. Ik kon het voor mezelf soms heel ingewikkeld maken, maar zij zorgde ervoor dat ik door de bomen het bos terug zag. Heel erg bedankt voor al jouw hulp bij het schrijven van deze thesis! Tevens ook een dankwoord aan M.Sc. An De Crop voor haar begeleiding tijdens het schrijven van mijn onderzoeksprotocol en mijn introductie in de wereld van de medische beeldkwaliteit. Ik wil eveneens mijn medestudenten bedanken voor hun raad en steun doorheen het ganse jaar. In het bijzonder wil ik Jolien en Charlotte bedanken omdat zij mij niet alleen dit jaar gesteund hebben, maar omdat ik gedurende mijn volledige studentencarrière op hen kon rekenen. Door de gezamenlijke klaagmomentjes konden we onze zorgen en frustraties delen en elkaar motiveren om er terug tegenaan te gaan. Ik wens ook mijn ouders te bedanken. Door hen kon ik deze opleiding aanvatten, maar het is tevens door hun onvoorwaardelijke steun dat ik deze opleiding afgerond heb. Hoewel ze niet altijd goed begrepen waar ik juist mee bezig was, deden ze toch steeds de moeite om interesse te tonen. Tenslotte wil ik mijn vriend Jeroen bedanken. Door mijn nooit eindigend gebabbel heeft ook hij dit jaar veel bijgeleerd over CT en beeldkwaliteit. Hij kon mij kalm houden gedurende heel dit gebeuren en mij blijven motiveren om dit tot een goed einde te brengen. Drie thesissen hebben we al samen afgerond en het is mij nu wel duidelijk wat een schitterend team wij vormen!

6 INHOUDSTAFEL LIJST MET AFKORTINGEN SAMENVATTING 1 SUMMARY 2 1. INLEIDING Productie van X-stralen Computed tomography Principe computed tomography Reconstructie Hounsfield units Acquisitie van een CT-opname Beeldkwaliteit bij CT Fysische beeldkwaliteit Klinische beeldkwaliteit Dosis bij CT Interactie van straling met materie Computed Tomography Dose Index en Dose Length Product Probleemstelling MATERIALEN EN METHODEN Materialen Catphan fantoom RANDO fantoom Thiel gebalsemde lichamen 17

7 2.2. Methoden Scanprotocollen Catphan fantoom RANDO fantoom Thiel gebalsemde lichamen Beeldkwaliteitanalyse Image quality score Ruis Contrast-to-noise ratio Contrast-detail analyse Visual grading analysis Statistische analyse RESULTATEN Catphan fantoom Variatie in de beeldkwaliteitscores Variatie effectieve mas en kvp Ruisanalyse Contrast-to-noise ratio Contrast-detail analyse RANDO fantoom Thiel gebalsemde lichamen BESPREKING ALGEMEEN BESLUIT REFERENTIELIJST 49 APPENDIX I APPENDIX II

8 APPENDIX III APPENDIX IV APPENDIX V APPENDIX VI

9 LIJST MET AFKORTINGEN %RSD ALARA CEC CNR CR CT CTDI CTDI vol DLP ede FBP HU HVS IQF inv IQS IRIS kvp LDPE mas mas eff mas ref MTF niqs Pixels PMMA PMP ROC ROI SAFIRE SD SNR VGA VGAS Voxels Relatieve standaarddeviatie As low as reasonably achievable Commission of the European Communities Contrast-to-noise ratio Computed radiography Computed tomography Computed tomography dose index [Gy] Volume computed tomography dose index [Gy] Dose length product [Gy cm] Effective dose efficiency Filtered backprojection Hounsfield units Human visual system Inverse image quality figure Image quality score Iterative reconstruction in image space Peak kilovoltage Low density polyethyleen Product van buisstroom [ma] en opnametijd [s] Effectieve mas Quality reference mas of referentie mas Modulation transfer function Genormaliseerde image quality score Picture elements Polymethylmethacrylaat Polymethylpenteen Receiver operator characteristic Region of interest Sinogram affirmed iterative reconstruction Standaarddeviatie Signal-to-noise ratio Visual grading analysis Visual grading analysis score Volume elements

10 SAMENVATTING Het toenemend aantal CT-onderzoeken heeft ertoe geleid dat er veel aandacht besteed wordt aan de opgelopen stralingsdosis bij deze beeldvormingsmodaliteit. De dosis moet zo laag mogelijk gehouden worden, maar het verkregen beeld moet nog steeds tot een juiste diagnose leiden. Het doel van deze studie is de bruikbaarheid van de image quality score (IQS) nagaan voor de analyse van de beeldkwaliteit van CT-beelden. De IQS is een fysische parameter die met behulp van een mathematisch algoritme automatisch bepaald kan worden. De IQS wordt berekend van CT-beelden van het technisch Catphan fantoom, het antropomorf RANDO fantoom en van menselijke kadavers gebalsemd met de methode van Thiel. In het Catphan fantoom worden de fysische parameters ruis, contrast-to-noise ratio (CNR) en inverse image quality figure (IQF inv ) bepaald en er wordt een sterke correlatie gevonden tussen laatstgenoemde parameters en de IQS. De correlatie tussen ruis en IQS wordt eveneens teruggevonden met behulp van een Thiel gebalsemd lichaam. Met het RANDO fantoom wordt een opname gemaakt met en zonder buisstroommodulatie. Het verloop van de IQS over de hele scanrange is voor beide opnames heel gelijkaardig, wat afwijkt van het doel van buisstroommodulatie om over het hele scanbereik een constante beeldkwaliteit te behouden. Er wordt een sterke correlatie gevonden tussen de fysische beeldkwaliteit, voorgesteld als de IQS, en de klinische beeldkwaliteit van thoracale CT-opnames van Thiel gebalsemde lichamen. De resultaten van deze studie tonen aan de dat IQS een efficiënte parameter is om op een automatische manier de fysische beeldkwaliteit te evalueren. Bovendien kan er uit de resultaten afgeleid worden dat de IQS kan aangewend worden om de klinische beeldkwaliteit van thoracale CT-opnames te evalueren. Verder onderzoek is nodig om het verband tussen de IQS en andere fysische parameters te analyseren. Ook een normalisatie van de IQS is aangewezen om de IQS een betekenis te geven bij de beoordeling van de klinische beeldkwaliteit. 1

11 SUMMARY BACKGROUND: CT delivers a high amount of image data on a daily basis. The image quality of these data should be investigated in relationship with the used dose. The aim of this master s dissertation is to investigate the use of the image quality score (IQS) for the automatic image quality analysis of CT images. METHODS: The IQS is a physical parameter that is calculated through an automatic algorithm. The IQS is determined for CT images of the technical Catphan phantom, the anthropomorphic RANDO phantom and for thoracic images of human cadavers embalmed with the method of Thiel. RESULTS: This study shows a strong correlation between the physical parameters noise, contrast-to-noise ratio (CNR) and inverse image quality figure (IQF inv ), determined in the Catphan phantom, and the IQS. The correlation between noise and the IQS is also demonstrated in a Thiel embalmed cadaver. The value of the IQS over the whole scan range is very similar for the image of the RANDO phantom with tube current modulation and the image of the phantom without tube current modulation. A strong correlation is found between the physical image quality, presented as the IQS, and the clinical image quality of thoracic CT images from Thiel embalmed cadavers. CONCLUSION: The results of this study indicate that the IQS is an efficient parameter to evaluate the physical image quality in an automatic manner. Furthermore, the IQS can be applied to estimate the obtained clinical image quality. 2

12 1. INLEIDING 1.1. Productie van X-stralen X-stralen worden geproduceerd wanneer hoogenergetische elektronen in wisselwerking treden met materie. Hun kinetische energie wordt hierbij omgezet in elektromagnetische straling en warmte [1, 2]. X-stralen worden gecreëerd in een röntgenbuis, schematisch voorgesteld in Figuur 1. Figuur 1: Schematische voorstelling van een röntgenbuis [3]. Wanneer er door het filament, aanwezig in de kathode, stroom gestuurd wordt, zal deze opwarmen en elektronen vrijstellen. De elektronen worden versneld naar de anode door middel van een aangelegd hoogspanningsveld tussen kathode en anode. Wanneer de elektronen invallen op de anode, wordt het grootste gedeelte van hun energie omgezet in warmte en slechts een kleine fractie in X-stralen. De anode moet in staat zijn deze ontstane hitte af te drijven om toch een voldoende hoge X-stralenproductie te hebben. Om deze reden wordt vaak geopteerd voor een roterende anode [2]. De kathode en anode zijn omgeven door een glazen omhulsel waarbinnen vacuüm heerst. Dit is noodzakelijk zodat de losgeslagen elektronen niet met lucht- of gasmoleculen botsen, maar dit zorgt eveneens voor elektrische isolatie van de kathode en anode [1]. Wanneer de hoogenergetische elektronen inslaan op het anodemateriaal, verliezen ze hun energie op twee manieren. Enerzijds worden de elektronen afgeremd door de kernen van het anodemateriaal. Er wordt een continu spectrum van X-stralen gecreëerd: remstraling of bremsstrahlung. Anderzijds kunnen deze elektronen botsen met de orbitale elektronen van het 3

13 anodemateriaal. Hierdoor ontstaan vacatures in de elektronenschillen die zullen opgevuld worden door elektronen uit hoger gelegen schillen. Het verschil in bindingsenergie komt vrij als elektromagnetische straling: karakteristieke X-stralen. De energie van deze X-stralen is typisch voor het anodemateriaal [1, 4]. Een voorbeeld van een X-stralenspectrum wordt weergegeven in Figuur 2. Figuur 2: Het X-stralenspectrum bestaande uit een continu remstralingsspectrum en karakteristieke X-stralen. De kvp of peak kilovoltage is de maximale fotonenergie van dat spectrum [1] Computed tomography Conventionele radiografie heeft als grootste nadeel de superpositie van structuren. Driedimensionale informatie wordt weergegeven in een tweedimensionaal beeld, waardoor onderliggende organen en weefsel boven elkaar worden geplaatst. De zichtbaarheid van bepaalde karakteristieken en het contrast tussen verschillende weefsels kan hierdoor verloren gaan [5, 6]. Computed tomography (CT) biedt hiervoor een oplossing. CT-toestellen genereren axiale sneden van het menselijk lichaam, waardoor het probleem van superpositie verdwijnt. Doordat bovendien strooistraling bijna volledig geëlimineerd wordt, biedt dit systeem een betere laag-contrast resolutie dan conventionele radiografie [7-9]. Contrastverschillen tot slechts 0.2 % kunnen gevisualiseerd worden met een CT-scanner [4] Principe computed tomography Een CT-beeld komt tot stand door een fysische meting gevolgd door mathematische berekeningen. Eerst wordt de attenuatie van de X-stralenbundel gemeten wanneer deze langs verschillende richtingen door een snede gaat met een bepaalde dikte [8, 9]. Het 4

14 attenuatieprofiel dat bekomen wordt door de stralingsbundel vanuit een bepaalde richting te laten invallen op het lichaam, wordt een view genoemd [10]. Zo worden per rotatie honderden views gegenereerd. Deze worden dan met behulp van een algoritme omgezet naar een matrix van lineaire attenuatiecoëfficiënten, µ. Dit proces noemt men reconstructie [8, 9]. CT-beelden bestaan doorgaans uit een 512 x 512 matrix van pixels (picture elements). Deze tweedimensionale matrix van pixels komt overeen met een gelijk aantal voxels (volume elements) in de patiënt (Figuur 3) [2, 4, 5]. Voor elke voxel wordt met behulp van een reconstructiealgoritme de gemiddelde lineaire attenuatiecoëfficiënt berekend [8]. Figuur 3: Illustratie van de termen pixel en voxel [2] Reconstructie Er bestaan verschillende reconstructiealgoritmes. Filtered backprojection (FBP) is een veelgebruikt reconstructiealgoritme, maar wordt meer en meer vervangen door iteratieve methodes zoals bijvoorbeeld sinogram affirmed iterative reconstruction (SAFIRE) [11, 12]. Deze methodes leveren een betere beeldkwaliteit door een verlaagd ruisniveau en een hoger contrast. Daarenboven zorgen iteratieve algoritmes in vergelijking met FBP voor een reductie van de stralingsbelasting voor de patiënt [11, 13]. Bij FBP worden de views gelijkmatig uitgesmeerd over een matrix, in dezelfde richting als de view werd gemaakt (Figuur 4). Dit wordt backprojection genoemd. 5

15 Figuur 4: (links) Principe backprojection. (rechts) Principe filtered backprojection [10]. Backprojectie is een simpele methode om een beeld te reconstrueren, maar heeft als nadeel dat het bekomen resultaat een slechte spatiale resolutie heeft (Figuur 4, links). Om de spatiale resolutie te verhogen is een bijkomende stap noodzakelijk, namelijk filtering. De individuele views moeten eerst een mathematische bewerking ondergaan voordat ze teruggeprojecteerd mogen worden. Elke view wordt geconvolueerd met een convolutiefilter. Deze gefilterde views ondergaan dan backprojection, waardoor een beeld ontstaat met een verbeterde spatiale resolutie [4, 5, 10]. Dit is schematisch weergegeven rechts in Figuur 4. Bij iteratieve methodes wordt een initieel beeld gevormd door middel van FBP. Dit beeld ondergaat een forward projection, een simulatie van het CT-beeldvormingsproces. Het initiële beeld wordt hierbij opnieuw omgezet naar ruwe data. De originele ruwe data worden dan vergeleken met de artificiële ruwe data. De verschillen tussen deze twee sets worden vervolgens gebruikt om een correcter beeld te reconstrueren, wat dan opnieuw een forward projection ondergaat. Elke iteratie betekent een verbetering van het beeld. Dit proces stopt wanneer een bepaald aantal iteraties zijn doorlopen of wanneer de verschillen tussen de datasets voldoende klein zijn [11, 13, 14]. Het proces van iteratieve reconstructie is schematisch voorgesteld in Figuur 5. 6

16 Figuur 5: Schematische voorstelling iteratieve reconstructie [14]. Iteratieve methodes vergen echter een grote computationele kracht en veel tijd. Siemens bracht IRIS (iterative reconstruction in image space) op de markt, waar de iteratieve reconstructieloop verplaatst wordt naar het image domain. De tijdconsumerende forward projections worden hierdoor vermeden, wat resulteert in een daling van de reconstructietijd. De opvolger van IRIS, SAFIRE, maakt zowel gebruik van iteraties in het raw data domain als in het image domain, wat zorgt voor een bijkomende reductie in reconstructietijd [11, 13] Hounsfield units Bij CT worden de attenuatiecoëffiënten vervangen door Hounsfield Units (HU) met behulp van Vergelijking 1. (1) Deze normalisatie wordt ingevoerd zodat CT-nummers vrijwel kv onafhankelijk zijn [7, 9]. CT-nummers kunnen waarden aannemen van tot 3000 HU [4]. Het volledig CTnummerbereik afbeelden is niet mogelijk aangezien klinische beeldschermen slechts 1024 (2 10 ) grijswaarden weergeven. Windowing lost dit probleem op. Bij het visualiseren van de CT-nummers aan de hand van grijswaarden wordt, naargelang de toepassing, een venster met een bepaalde breedte geselecteerd. CT-nummers boven of onder dit venster worden respectievelijk wit of zwart afgebeeld. De CT-nummers die binnen het venster vallen worden weergegeven als een bepaalde grijswaarde. De gemiddelde waarde wordt het window level 7

17 genoemd. Variaties in de vensterbreedte bepalen het contrast. Hoe kleiner het venster wordt, hoe groter het contrast in het beeld zal zijn. Zachte weefsels die gekenmerkt zijn door de aanwezigheid van laag-contraststructuren kunnen op deze manier duidelijker gevisualiseerd worden [4, 5, 9] Acquisitie van een CT-opname Een gemotoriseerde tafel verplaatst de patiënt door de donutvormige gantry van de CT. De gantry bevat de X-stralenbuis en de detectoren. Bij een axiale opname beweegt de tafel niet tijdens een simultane rotatie van de X-stralenbuis en detectoren. Bij helical CT daarentegen beweegt de tafel zich op een continue manier door de gantry [15]. Hierdoor maakt de X- stralenbuis een schroefvormige beweging rond de patiënt (Figuur 6) [4]. Figuur 6: Helical CT wordt gekenmerkt door de continue manier waarop de X-stralenbuis en de detectoren rond de patiënt draaien terwijl de tafel een translatiebeweging maakt door de gantry [15]. Op dit ogenblik maken de meeste CT-toestellen gebruik van een brede waaiervormige bundel (fan beam), die tot stand wordt gebracht door verschillende collimatoren [12]. Een shaping filter of bowtie filter zorgt dat alle detectoren een constant signaal ontvangen. Immers, de patiënt is ellipsvormig waardoor deze centraal meer X-stralen zal attenueren dan aan de rand. De shaping filter zorgt voor een grotere intensiteit centraal in de bundel [5, 16]. De huidige CT-scanners hebben bovendien meerdere detectorrijen, waardoor ze in staat zijn meerdere sneden gelijktijdig te visualiseren (Figuur 7) [4]. 8

18 Figuur 7: (links) Schematische voorstelling van de CT-geometrie en belangrijke componenten van de CTscanner [12]. (rechts) Meer gedetailleerde weergave van de detector array. Door de aangrenzende detectorrijen kunnen meerdere sneden op hetzelfde moment gescand worden [6]. Het gekozen scanprotocol voor de CT-opname heeft een grote invloed op de beeldkwaliteit en patiëntendosis. Belangrijke parameters die moeten ingesteld worden zijn de buisspanning, buisstroom, opnametijd, pitch en reconstructiefilter. De buisspanning, uitgedrukt in kvp, is het aangelegde hoogspanningsveld tussen de kathode en anode. Deze waarde geeft de maximale kev van het remstralingsspectrum weer en is dus de maximale energie van de fotonen (Figuur 2). Buisstroom en opnametijd worden vaak gecombineerd in één parameter: de mas-waarde. Deze wordt bepaald met Vergelijking 2. (2) Ten slotte wordt de pitch bepaald door Vergelijking 3 [4]. (3) 1.3. Beeldkwaliteit bij CT Fysische beeldkwaliteit Beeldkwaliteit bij CT wordt omgeschreven met behulp van fysische parameters, zoals spatiale resolutie, ruis, contrast-to-noise ratio (CNR) en laag-contrast resolutie. Deze fysische beeldkwaliteit kan bepaald worden met technische fantomen [17]. 9

19 Spatiale resolutie is de mogelijkheid om kleine objecten die dicht bij elkaar liggen van elkaar te kunnen onderscheiden. Dit kan bepaald worden met behulp van een lijnparen fantoom. Afhankelijk van hoeveel lijnparen per cm er dan onderscheiden kunnen worden op het beeld, wordt de spatiale resolutie bepaald. Ook de modulation transfer function (MTF) kan aangewend worden om de spatiale resolutie te beschrijven [18]. Net als bij conventionele radiografie zal er ruis in het CT-beeld ontstaan doordat slechts een beperkt aantal fotonen bijdragen aan het beeld. Ruis ontstaat door willekeurige fluctuaties bij de detectormeting en is onvermijdelijk. Aanpassingen van de instellingen van het CT-toestel kunnen de ruis in het beeld verhogen of verlagen. Bijvoorbeeld: verhoging van de mas zorgt voor een toename van het aantal fotonen, wat leidt tot een daling van de ruis. Bredere snedediktes zorgen ervoor dat meer fotonen invallen op de detector, wat dus eveneens leidt tot een lagere ruiswaarde. Een verhoging van de kvp zorgt dat er meer fotonen de patiënt penetreren en dus de detector bereiken. Echter, naast een daling van de ruis kan hier ook een daling van het contrast optreden [7]. De mate dat ruis zichtbaar is in het beeld kan beïnvloed worden door gebruik te maken van verschillende convolutiefilters. Een smooth filter zal de ruis in een beeld doen dalen door het waziger te maken. Dit gaat steeds gepaard met een daling van de spatiale resolutie. Een sharp filter zorgt dat randen beter zichtbaar zijn, maar gebruik van deze filter zal resulteren in een verhoogde zichtbaarheid van de ruis. Smooth filters worden vaak aangewend voor de visualisatie van zachte weefsels, terwijl sharp filters gebruikt worden voor visualisatie van structuren met randen en kleine details, zoals bijvoorbeeld beenderen [5, 7, 19, 20]. De laag-contrast resolutie is de mogelijkheid om objecten die slechts weinig van densiteit verschillen van elkaar te onderscheiden. Dit aspect van fysische beeldkwaliteit wordt sterk beïnvloed door de zichtbaarheid van ruis en de gebruikte vensterbreedte bij het bekijken van een beeld [18] Klinische beeldkwaliteit De beeldkwaliteit kan omschreven worden aan de hand van fysische parameters, maar kan eveneens beoordeeld worden door een radioloog. Dit wordt de klinische beeldkwaliteit genoemd. De klinische beeldkwaliteit kan bepaald worden met een visual grading analysis 10

20 (VGA) of een receiver operator characteristic (ROC) analyse. Bij VGA wordt er gekeken naar de zichtbaarheid van normale anatomische structuren, dit in tegenstelling tot ROC waarbij de aanwezigheid van pathologische structuren wordt beoordeeld [21]. Voor het bepalen van de klinische beeldkwaliteit heeft de Commission of the European Communities (CEC) enkele criteria opgesteld voor een aantal routine CT-opnames. Er bestaat een lijst met kwaliteitscriteria voor de schedel, het aangezicht en de nek, de wervelkolom, de thorax, het abdomen en het bekken en voor de beenderen en gewrichten. Deze richtlijnen geven weer welke anatomische structuren en details van deze structuren zichtbaar moeten zijn op een CT-opname. Indien een beeld voldoet aan deze richtlijnen kan er gesproken worden van een goede beeldkwaliteit [22]. Deze richtlijnen kunnen als een leidraad gebruikt worden bij het uitvoeren van een VGA Dosis bij CT Interactie van straling met materie Bij een CT-opname wordt er gebruik gemaakt van ioniserende straling. Door interactie van de primaire stralingsbundel met het lichaam zullen er secundaire geladen deeltjes ontstaan. Het zijn deze deeltjes die door bepaalde interactiemechanismes ionisaties en excitaties in het lichaam zullen veroorzaken. Dit type straling wordt indirect ioniserende straling genoemd [6, 23]. De gevormde secundaire geladen deeltjes zijn in staat om hydroxyl radicalen te vormen die in nabijgelegen DNA-helices breuken kunnen induceren, maar ze kunnen ook rechtstreeks DNA-schade veroorzaken. Indien deze breuken niet correct hersteld worden door het lichaam kunnen ze aanleiding geven tot puntmutaties, chromosoomaberraties of translocaties. Al deze fenomenen kunnen leiden tot de inductie van kanker [15]. Door de technologische vooruitgang is het gebruik van CT in de medische wereld drastisch toegenomen [15, 24, 25]. Echter, in vergelijking met de conventionele radiografie is de dosis ten gevolge van een CT-opname aanzienlijk hoger. Bijvoorbeeld: een conventionele abdominale radiografie resulteert in een typische maagdosis van 0,25 mgy, terwijl een abdominale CT-opname voor een maagdosis zorgt die minstens 50 maal groter is [15]. In 11

21 België maken CT-onderzoeken slechts 14 % uit van de beeldvormingstudies, maar zijn ze verantwoordelijk voor 59 % van de opgelopen dosis in de medische beeldvorming [26]. Het toegenomen aantal CT-scans en het potentiële verband met carcinogenese heeft er voor gezorgd dat de aandacht nu vooral gevestigd wordt op de gebruikte dosis. De dosis moet steeds zo laag mogelijk gehouden worden, maar moet wel nog steeds een goede beeldkwaliteit opleveren. Dit staat bekend als het ALARA-principe, as low as reasonably achievable. Er bestaan verschillende methodes om de stralingsblootstelling bij een CT-scan te verminderen, onder andere het gebruik van iteratieve reconstructie, bijvoorbeeld SAFIRE [11]. Ook buisstroommodulatie en adaptieve collimatie kunnen voor een aanzienlijke dosisreductie zorgen [4] Computed Tomography Dose Index en Dose Length Product Computed Tomography Dose Index (CTDI) en Dose Length Product (DLP) zijn dosisgrootheden specifiek voor CT. De CTDI is de dosis binnen een bepaalde snede wanneer het volledige dosisprofiel van één axiale rotatie geconcentreerd zou zijn binnen een rechthoekig profiel met de nominale snededikte als breedte (Vergelijking 4). Dit wordt geïllustreerd in Figuur 8. (4) Met D(z) het dosisprofiel langs de z-as en h de nominale snededikte. Figuur 8: Illustratie van de dosisgrootheid CTDI. Het dosisprofiel voor een snededikte van 10 mm wordt geconcentreerd in een rechthoek met de nominale snededikte h als breedte [23]. 12

22 Praktisch wordt de CTDI bepaald met een potloodionisatiekamer over een lengte van 100 mm in een PMMA fantoom [23]. Voor een helicale CT-opname is de dosisgrootheid Volume Computed Tomography Dose Index (CTDI vol ) gedefinieerd (Vergelijking 4). (4) Met CTDI PMMA,100,c de dosis gemeten met de potloodionisatiekamer centraal in een PMMA fantoom en CTDI PMMA,100,p het gemiddelde van de dosissen gemeten aan de rand van het fantoom [12]. CTDI vol is een lokale grootheid en houdt geen rekening met de omvang van de bestraalde regio. DLP werd gedefinieerd om een schatting te kunnen maken van de totale stralingsbelasting van de patiënt (Vergelijking 5). (5) Met L de totale scanlengte [23] Probleemstelling Sinds de introductie van computed tomography (CT) in 1972 heeft deze beeldvormingsmodaliteit een immense groei gekend. Door de vooruitgang van de technologie zijn CT-toestellen de laatste decennia geëvolueerd van trage, niet gebruiksvriendelijke scanners naar utiliteiten die in een fractie van een seconde een volledige regio van het menselijk lichaam in beeld kunnen brengen [6, 24, 27]. Deze technologische vooruitgang heeft ertoe geleid dat het gebruik van CT in de medische beeldvorming drastisch is toegenomen [15, 24]. Nochtans is de stralingsdosis geassocieerd met een CT-opname beduidend hoger dan de dosissen bij conventionele radiografie. Er moet bovendien steeds rekening gehouden worden met de mogelijke gezondheidseffecten van X-stralen op het menselijk lichaam [15]. Het toegenomen aantal CT-scans en het potentieel gezondheidsrisico dat er aan verbonden is, heeft geleid tot de implementatie van het ALARA-principe [25, 28]. Het is belangrijk dat 13

23 nagegaan wordt of de dosis die de patiënt krijgt zo laag mogelijk gehouden wordt, maar toch nog aanleiding geeft tot een aanvaardbare beeldkwaliteit. Dit kan onderzocht worden aan de hand van beeldkwaliteitstudies. Bij deze studies wordt het verband tussen dosis en beeldkwaliteit onderzocht [21, 29, 30]. Beeldkwaliteitstudies kunnen uitgevoerd worden op beelden van patiënten. Er kan hiervoor een grote populatie patiënten gebruikt worden die in kleinere groepen wordt opgedeeld. Elke groep wordt dan gescand met een bepaalde dosis en nadien kan de beeldkwaliteit beoordeeld worden. Er kan ook met een kleine groep mensen gewerkt worden die meerdere malen gescand worden. Echter, een grote populatie patiënten verkrijgen is moeilijk en iemand meerdere malen bestralen is ethisch niet verantwoord. Als alternatief kunnen er antropomorfe fantomen gebruikt worden [30]. Deze fantomen bootsen de menselijke anatomie na, maar zijn er nog steeds geen perfecte weergave van. Ten slotte kan er voor beeldkwaliteitstudies gebruik worden gemaakt van menselijke kadavers. Deze zijn een goede weerspiegeling van de klinische realiteit en kunnen meerdere malen gescand worden. In beeldkwaliteitstudies kan er, naast het gebruik van patiëntenpopulaties, gebruik worden gemaakt van menselijke kadavers. In de praktijk is dit moeilijk haalbaar. Technische fantomen zijn makkelijk beschikbaar en worden om deze reden frequent aangewend als alternatief. Opnames van deze fantomen kunnen een idee geven over de beeldvormingprestaties van een CT-toestel, maar zijn moeilijk te correleren aan de klinische realiteit. Verschillende studies hebben voor de conventionele radiologie reeds een correlatie kunnen aantonen tussen de fysische en de klinische beeldkwaliteit [30-32]. Voor CT werd dit verband nog niet aangetoond. Het gebruik van technische fantomen is een goede methode om de beeldkwaliteit te beoordelen, maar vraagt wel een manuele interventie. In een beeldvormingsunit wordt per dag een grote hoeveelheid beelddata gegenereerd en ook deze data zouden kunnen aangewend worden om de beeldkwaliteit die een CT-toestel levert verder te analyseren. Voor de beoordeling van de beeldkwaliteit van deze beelden zou dan best een automatische methode aangewend worden. Kortesniemi et al. hebben een automatische methode ontwikkeld die een image quality score (IQS) bepaalt [33]. 14

24 Het doel van deze studie is om verder onderzoek te doen naar de bruikbaarheid van deze IQS. De IQS wordt bepaald van zowel beelden van fantomen als van menselijke kadavers. Het Catphan fantoom wordt gebruikt bij kwaliteitscontroles van CT-toestellen en is een eenvoudig gestileerd fantoom. Het antropomorf RANDO fantoom daarentegen sluit beter aan bij de klinische werkelijkheid. Fysische parameters zoals ruis, CNR en laag-contrast resolutie worden bepaald met behulp van het Catphan fantoom en er wordt gezocht naar een correlatie tussen deze parameters en de IQS. Indien dit verband kan aangetoond worden, kan de IQS gebruikt worden bij evaluatie van de fysische beeldkwaliteit. Er wordt een vergelijking gemaakt tussen het verloop van de IQS in het RANDO fantoom bij een buisstroom gemoduleerde opname en een opname met een vaste mas. Ten slotte wordt de IQS ook bepaald van beelden van menselijke kadavers, meer bepaald van Thiel gebalsemde lichamen. De balsemingmethode van Thiel laat toe dat de bewegelijkheid en soepelheid van de kadavers bewaard blijven, wat een goede weerspiegeling is van de werkelijke patiënt [34]. De klinische beeldkwaliteit wordt bepaald met een VGA. Er wordt nagegaan of er een correlatie bestaat tussen de fysische beeldkwaliteit, uitgedrukt door de IQS, en de klinische beeldkwaliteit van de thoracale opnames van Thiel gebalsemde lichamen. 15

25 2. MATERIALEN EN METHODEN 2.1. Materialen Catphan fantoom Het Catphan fantoom (Catphan 600; The Phantom Laboratory, Salem, New York, VS) wordt gebruikt bij de bepaling van de beeldkwaliteit van het CT-toestel, zowel bij de acceptatie van het toestel als bij kwaliteitcontroles. Het fantoom is modulair opgebouwd en elke module heeft zijn specifieke functie. In deze studie wordt er gebruik gemaakt van module CTP 404 en CTP 515 (Figuur 9). Figuur 9: (links) CTP 404 module. Centraal bevinden zich bollen acryl met een diameter van 10, 8, 6, 4 en 2 mm. De module heeft nog 4 gaten met daarin lucht of teflonstaven en draden die een hoek van 23 maken met de x- of y-as. Ten slotte bevat de module nog 8 materialen bestaande uit een flacon gevuld met water, polystyreen, low density polyethyleen (LDPE), polymethylpenteen (PMP), lucht, Teflon, Delrin en acryl. (rechts) Module CTP 515. Deze module bevat verschillende laag-contrastobjecten met een verschillend contrastniveau en diameter [35]. Het CTP 404-compartiment bevat verschillende objecten en materialen. In deze studie zijn alleen de 8 sensitometrie-objecten van belang. Bij kwaliteitcontroles worden ze aangewend om de lineariteit van de CT-nummers te verifiëren. De materialen hebben CT-nummers tussen en 1000 HU. Compartiment CTP 515 bevat verschillende cilindrische laagcontrastobjecten van verschillende diameters gerangschikt in een cirkel en wordt aangewend voor een contrast-detail analyse. De contrastniveaus zijn 0.3, 0.5 en 1 % en de diameters variëren tussen 2 en 15 mm. Afhankelijk van het aantal contrastobjecten dat te zien is, wordt de laag-contrast resolutie bepaald [35]. 16

26 RANDO fantoom Het RANDO fantoom (The Phantom Laboratory, Salem, New York, VS) wordt vaak gebruikt in de radiologie en radiotherapie omdat het fantoom toelaat een gedetailleerde dosisdistributie in het lichaam op te stellen. Er bestaat zowel een mannelijk als een vrouwelijk RANDO fantoom. In deze studie wordt er gebruik gemaakt van het mannelijk fantoom (Figuur 10). Figuur 10: RANDO fantoom. Dit antropomorfe fantoom bestaat uit een humaan skelet ingebed in een synthetische rubber. De samenstelling van dit materiaal is zodanig dat het radiologisch equivalent is aan zacht weefsel. De longen worden zodanig gemodelleerd dat ze in de ribbenkast passen en ze zijn eveneens opgebouwd uit een longequivalent materiaal [36] Thiel gebalsemde lichamen De Thiel gebalsemde lichamen worden voorzien door de dienst Anatomie, vakgroep Medische Basiswetenschappen van de Universiteit Gent. Bij de conventionele balseming worden grote hoeveelheden formol gebruikt. Formol stopt de verdere afbraak van het lichaam en is verantwoordelijk voor de desinfectie en fixatie van de weefsels. Aan het gebruik van formol zijn echter enkele nadelen verbonden. Formol wordt vrijgesteld in de atmosfeer, wat toxisch is bij inhalatie en voor geurhinder zorgt. Daarnaast treden diepgaande veranderingen op in de consistentie van de weefsels en organen. In deze 17

27 studie wordt daarom de voorkeur gegeven aan lichamen gebalsemd met de methode van Thiel [37, 38]. Bij deze balsemingstechniek wordt gebruik gemaakt van 4-chloro-3-methyleenfenol en verschillende zouten voor fixatie van de weefsels. Boorzuur wordt toegevoegd aan de balsemingsvloeistof voor de desinfectie van de weefsels en ethyleenglycol voor het bewaren van de weefselplasticiteit. De balsemingsvloeistof wordt bereid aan de hand van twee stockoplossingen. De samenstellingen van de stockoplossingen worden in Tabel 1 weergegeven. Tabel 1: Samenstelling stockoplossingen [34]. Stockoplossing 1 Stockoplossing 2 Boorzuur 3 % 1.9 kg (mono-)ethyleenglycol 10 % 18.2 l (mono-)ethyleenglycol 30 % 19 l 4-chloro-3-methylfenol 1 % 1.8 kg Ammoniumnitraat 20 % 12.6 kg Kaliumnitraat 5 % 3.2 kg Water 63.3 l De balsemingsvloeistof komt tot stand door de twee stockoplossingen samen te voegen met nog enkele additionele producten. De samenstelling van de uiteindelijke balsemingsvloeistof wordt weergegeven in Tabel 2. Tabel 2: Samenstelling balsemingsvloeistof [34]. Balsemingsvloeistof Stockoplossing l Stockoplossing l Formol 0.3 l Natriumsulfiet 0.7 kg De finale concentratie formol bedraagt slechts 0.5 %, waardoor de concentratie in de lucht onder de detectielimiet blijft. Naast de lage concentratie formol hebben Thiel gebalsemde lichamen als voordeel dat de consistentie, flexibiliteit en plasticiteit van de weefsels en organen goed bewaard blijven. Perfusie van de lichamen gebeurt via de vena saphena magna. Indien dit niet mogelijk zou zijn, kan er ook gebruik worden gemaakt van de arteria femoralis of arteria carotis. De balsemingsvloeistof zal de plaats innemen van het bloed en andere lichaamsvochten. Ongeveer 12 l van de balsemingsvloeistof wordt in het lichaam gebracht en nadien worden de 18

28 lijken 4 tot 6 weken bewaard in een immersievloeistof. De samenstelling hiervan wordt weergegeven in Tabel 3. Tabel 3: Samenstelling immersievloeistof [34]. Immersievloeistof (mono-) ethyleenglycol 10 % 71.9 l Formol 2 % 14.4 l Stockoplossing 2 % 14.4 l Boorzuur 3 % 21.6 kg Ammoniumnitraat 10 % 71.9 kg Kaliumnitraat 5 % 36 kg Natriumsulfiet 7 % 50 kg Water 720 l Mits bescherming van de Thiel gebalsemde lichamen in vacuüm zakken bij een temperatuur van 4-6 C, kunnen de lijken tot een jaar bewaard worden [34, 39] Methoden Scanprotocollen De CT-opnames van zowel het Catphan fantoom, het RANDO fantoom als de Thiel gebalsemde lichamen worden genomen in het UZ Gent met een Siemens CT-scanner type Somatom Definition Flash (Siemens Medical Systems, Erlangen, Duitsland) Catphan fantoom Het Catphan fantoom wordt volgens de richtlijnen in de handleiding gepositioneerd op de tafel van de CT [35]. Bij de start wordt een topogram opgenomen. Een topogram of scoutview is een planaire opname waarop de scanregio wordt aangeduid [12]. De geplande scanregio bevat het volledige Catphan fantoom. Per opname worden enkele scanparameters gevarieerd. Bij een eerste reeks opnames wordt enkel de effectieve mas gewijzigd. De effectieve mas wordt bepaald door Vergelijking 6. (6) 19

29 De scanparameters van deze eerste reeks opnames wordt weergegeven in Tabel 4. Snededikte (mm) Tabel 4: Instellingen van de eerste reeks Catphan opnames. Opnametijd (ms) Pitch kvp mas eff Reconstructiefilter B30 en B70 I30/ I70/ De opname aan 12 mas wordt viermaal herhaald voor het testen van de reproduceerbaarheid van de IQS voor een beeld. Nadien wordt een tweede reeks opnames genomen waar de buisspanning wordt gevarieerd (Tabel 5). Bij deze laatstgenoemde opnames wordt de CTDI vol constant gehouden op 5 mgy. Snededikte (mm) 3 Tabel 5: Instellingen van de tweede reeks Catphan opnames. Opnametijd Pitch kvp mas (ms) eff Reconstructiefilter B30 en B70 I30/1-3-5 I70/1-3-5 De ruwe data die bekomen worden bij elk van deze opnames wordt met verschillende filters gereconstrueerd. De gebruikte reconstructiealgoritmes zijn FBP en SAFIRE. B30 en B70 zijn klassieke FBP-filters. De getallen 30 en 70 wijzen op het soort filter, respectievelijk een medium smooth filter en een very sharp filter [20]. I30/X en I70/X zijn de SAFIRE iteratieve convolutiefilters. X duidt op de gebruikte filtersterkte en kan een waarde aannemen van 1 tot en met 5. Deze sterktes bepalen de mate van de ruisreductie. Reconstructie met filter I30/1 zal een beeld met meer ruis opleveren dan reconstructie met I30/5 [11] RANDO fantoom Het RANDO fantoom wordt op zijn rug in het isocentrum van de CT-scanner gepositioneerd en wordt craniocaudaal gescand. Met behulp van het topogram wordt de 20

30 gewenste scanregio aangeduid. De scanregio bevat snede 9 tot en met 23 van het RANDO fantoom. Deze regio stemt overeen met de thorax van het fantoom. Bij een eerste opname van het RANDO fantoom wordt er gebruik gemaakt van buisstroommodulatie (CARE Dose4D ; Siemens Medical Systems, Erlangen, Duitsland). De buisstroom (ma) wordt tijdens de opname aangepast aan de patiëntattenuatie. Bij een gefixeerde buisstroom kunnen er namelijk, afhankelijk van de richting van de bundel, grote attenuatieverschillen in de patiënt optreden. Bij een gemoduleerde opname zal bij die regio s waar de stralingsbundel sterk geattenueerd wordt, de buisstroom toenemen. Wordt de stralingsbundel weinig geattenueerd door de patiënt, dan zal de buisstroom afnemen. Op deze manier kan de dosis voor de patiënt sterk gereduceerd worden, terwijl de beeldkwaliteit bewaard blijft. De buisstroom kan aangepast worden afhankelijk van de positie in het rotationele vlak (angulaire modulatie) of langs de z-as (longitudinale modulatie) (Figuur 11) [4, 28, 40]. Figuur 11: (links) Angulaire modulatie: de buisstroom wordt aangepast afhankelijk van de positie in het rotationele vlak [4]. (rechts) Longitudinale modulatie: de buisstroom wordt aangepast afhankelijk van de positie langs de z-as [4, 28]. CARE Dose4D combineert angulaire en longitudinale modulatie. Aanvankelijk wordt de buisstroom aangepast op basis van het opgenomen topogram, maar tijdens de opname zelf gebeurt er ook real-time modulatie op basis van de gemeten attenuatiecoëfficiënten [41]. Er wordt eveneens een opname opgenomen zonder buisstroommodulatie. De instellingen van deze opname en de buisstroom gemoduleerde opname zijn terug te vinden in Tabel 6. B31 is een klassieke medium smooth filter. 21

31 Snededikte (mm) Tabel 6: Instellingen van de RANDO opnames. Opnametijd (ms) Pitch kvp mas eff Reconstructiefilter Opname met CAREDose 4D automatisch B31 Opname met vaste mas eff B Thiel gebalsemde lichamen Er worden opnames gemaakt van drie verschillende lichamen. Allen worden op hun rug in de CT-scanner gepositioneerd en craniocaudaal gescand. Voor het scannen wordt een topogram opgenomen om de geplande scanregio, namelijk de thorax, aan te duiden. Bij buisstroommodulatie moet de operator een parameter instellen die het niveau van beeldkwaliteit bepaalt. Siemens heeft hiervoor de quality reference mas (mas ref ) gedefinieerd. Deze parameter representeert de beeldkwaliteit die bekomen zou worden bij een opname van een referentiepatiënt van kg bij een gefixeerde buisstroom. Bijvoorbeeld: bij een buisstroom gemoduleerde opname aan 90 mas ref wordt een beeldkwaliteit bekomen die gelijkwaardig is aan een opname van een gemiddelde patiënt bij 90 mas eff [28]. De instellingen van de opnames van de 3 Thiel gebalsemde lichamen worden weergeven in Tabel 7. Tabel 7: Instellingen opnames Thiel gebalsemde lichamen. Snededikte (mm) Opnametijd (ms) Pitch kvp mas ref Reconstructiefilter * De opname bij 150 mas ref ontbreekt bij het derde Thiel gebalsemde lichaam * B30 en B70 I30/1-3-5 I70/

32 Beeldkwaliteitanalyse Alle opgenomen scans worden doorgestuurd naar een picture archiving and communication system werkstation (Centricity, versie 2.0 CRS5 SP2; GE Healthcare, Barrington, Illinois, VS). De analyse van de beeldkwaliteit gebeurt met het programma ImageJ (Versie 1.48d; National Institutes of Health, Bethesda, Maryland, VS) [42]. Het is gratis beschikbaar op de website Image quality score De methode om automatisch de beeldkwaliteit te beoordelen is gebaseerd op het artikel van Kortesniemi et al. [33]. Een edge-preserving mask-filtering algoritme berekent per beeld een image quality score (IQS). Met behulp van de richtlijnen in het artikel werd het algoritme in ImageJ geschreven (Appendix I). Een CT-beeld bestaat uit een 512x512 matrix van pixels. Deze pixels hebben een bepaalde intensiteit, uitgedrukt in Hounsfield Units (HU). Het filteralgoritme is gebaseerd op de lokale standaarddeviatie van deze pixelintensiteiten. Het algoritme maakt gebruik van een 3x3 masker die de omgeving van een pixel afscant. Het masker wordt rond de pixel bewogen zoals weergeven in Figuur 12. Figuur 12: De negen mogelijke posities van het 3x3 masker rond de beschouwde pixel x [33]. Voor elke positie wordt de standaarddeviatie van de pixelintensiteiten binnen het masker berekend. De kleinste standaarddeviatie van de negen mogelijke maskers wordt opgeslagen in een nieuwe matrix S, op dezelfde locatie als de beschouwde pixel. Eveneens wordt de 23

33 gemiddelde pixelintensiteit van dat masker bepaald en opgeslagen in een matrix M op dezelfde positie. De IQS zal berekend worden met behulp van de standaarddeviatiematrix S, maar eerst wordt met behulp van enkele criteria een keuze gemaakt van de pixels die mee worden genomen in de berekening. Een eerste selectie wordt doorgevoerd met behulp van matrix M. Pixels met waarden lager dan -500 HU worden uit de berekening weggelaten. Hierdoor wordt lucht geëlimineerd uit de analyse. Vervolgens worden enkel de pixels uit matrix S die binnen het 95 ste percentiel van alle pixelwaarden vallen, meegenomen in de berekening. Op deze manier worden randen en regio s met veel ruis verwijderd uit het beeld en zullen ze geen invloed hebben op de IQS. De IQS wordt ten slotte berekend volgens Vergelijking 7. (7) Met n sel het aantal pixels die uiteindelijk worden beschouwd bij de berekening en S i,j de standaarddeviatie van de pixel op positie (i,j) die voldoet aan de criteria. In deze studie wordt een correlatie gezocht tussen de ruis, CNR en laag-contrast resolutie en de IQS in het Catphan fantoom. De laag-contrast resolutie wordt bepaald met behulp van module CTP 515. De IQS wordt bijgevolg eveneens bepaald op dezelfde snede in deze module om een correlatie aan te duiden. De ruis en CNR worden bepaald op een snede in module CTP 404. De IQS wordt dus berekend op dezelfde snede in deze module. CTP 404 bevat meer contrast dan CTP 515 en is bijgevolg meer uitdagend voor het algoritme voor de berekening van de IQS. In het RANDO fantoom wordt de IQS berekend van elke snede van de opname met buisstroommodulatie en de opname met een vaste mas eff. Ten slotte wordt de IQS in de Thiel lichamen bepaald op dezelfde sneden als waarop de radiologen de kwaliteitscriteria beoordeeld hebben (Appendix II) Ruis De ruis is de standaarddeviatie van de grijswaarden in een uniform materiaal [7]. Voor de bepaling van de ruis in het Catphan fantoom worden vijf regions of interest (ROI) aangeduid op een snede in module CTP 404 (Figuur 13). Voor elke ROI wordt de standaarddeviatie bepaald. Het gemiddelde van deze vijf waarden wordt berekend en is de ruis voor dat beeld. 24

34 Figuur 13: Voorbeeld keuze ROI s voor bepaling van de ruis in module CTP 404. De ruis wordt ook bepaald in het eerste Thiel gebalsemd lichaam. Er worden vijf ROI s gedefinieerd op dezelfde sneden als de sneden gescoord door de radiologen (Appendix II). Per ROI wordt de standaarddeviatie bepaald en het gemiddelde van deze vijf waarden is de ruis voor dat beeld Contrast-to-noise ratio De contrast-to-noise ratio (CNR) wordt berekend met Vergelijking 8. (8) Met S A en S B de gemiddelde pixelintensiteit, uitgedrukt in HU, in een bepaalde ROI en σ de ruis. De CNR wordt bepaald in module CTP 404 op dezelfde sneden als bij de ruisanalyse. In de verschillende sensitometriematerialen wordt een ROI bepaald (Figuur 14). Per ROI wordt de gemiddelde intensiteit S A berekend. Er wordt eveneens een ROI bepaald in de uniforme achtergrond van de module. Hiervan wordt de gemiddelde intensiteit S B berekend en de standaarddeviatie σ. Nadien kan de CNR berekend worden. 25

35 Figuur 14: Voorbeeld keuze ROI s voor bepaling van de CNR. Er worden acht ROI s bepaald in de verschillende sensitometriematerialen en één ROI in de uniforme achtergrond van module CTP Contrast-detail analyse De laag-contrast resolutie van de opnames van het Catphan fantoom kan beoordeeld worden aan de hand van de zichtbaarheid van de contrastobjecten aanwezig in module CTP 515. De contrast-detail analyse van de eerste reeks opnames wordt uitgevoerd door zeven personen, de tweede reeks door vijf personen. Tijdens de analyse mogen de lezers de vensterbreedte en windowlevel aanpassen en het beeld bekijken op full resolution. De laag-contrast resolutie wordt bepaald door het contrastniveau en de diameter van de contrastobjecten. Hoe lager en kleiner deze twee respectievelijk zijn, hoe beter de fysische beeldkwaliteit. De inverse image quality figure (IQF inv ) laat een kwantitatieve vergelijking toe van de contrast-detail analyses van de verschillende beelden (Vergelijking 9). Deze formule is een aangepaste versie van de gebruikte formule voor de beoordeling van de resultaten van het CDRAD fantoom [43]. (9) Met D i de kleinste diameter die nog bij een bepaalde contrastwaarde C i kan gezien worden. Hoe hoger de IQF inv, hoe beter de fysische beeldkwaliteit. Indien er geen enkel contrastobject kan waargenomen worden bij een bepaald contrastniveau, wordt een diameter van 20 mm aangewend in de formule. 26

36 Visual grading analysis De klinische beeldkwaliteit van de thoracale opnames van de Thiel gebalsemde lichamen wordt beoordeeld met een VGA uitgevoerd door vier radiologen waarvan één met meer dan twintig jaar ervaring en de andere drie met vijf jaar ervaring. De beelden worden bekeken op een 20-inch, 3-megapixel klinisch beeldscherm (model MFGD 3420; Barco, Kortrijk, België). De criteria gebruikt voor de VGA zijn gebaseerd op de richtlijnen van de CEC [22]. De criteria voor elk Thiel lichaam en de snede waarop ze gevisualiseerd worden, zijn weergegeven in Appendix II. De beelden worden willekeurig getoond en de radioloog zal de zichtbaarheid van de geselecteerde criteria afzonderlijk beoordelen en een score toekennen van 1 tot 4. De betekenis van deze scores wordt toegelicht in Tabel 8 [30]. De radiologen mochten de vensterbreedte en windowlevel aanpassen en de beelden bekijken op full resolution. Tabel 8: Betekenis puntenscoring bij de VGA. Score Betekenis 1 Criterium niet zichtbaar 2 Criterium is zichtbaar, maar met een slechte beeldkwaliteit 3 Criterium is zichtbaar, met een goede beeldkwaliteit (referentie) 4 De beeldkwaliteit is zeer goed, beter dan bij normale klinische beelden Een absolute VGA-score (VGAS) wordt berekend voor elke radioloog met behulp van Vergelijking 10. (10) Met S t,c de score voor een bepaald Thiel gebalsemd lichaam en een bepaald criterium. T en C zijn het aantal Thiel gebalsemde lichamen en het aantal criteria per lichaam. Hoe hoger de VGAS, hoe beter de klinische beeldkwaliteit [30] Statistische analyse Met behulp van Excel (Microsoft Office Excel 2007; Microsoft, Redmond, Washington, VS) worden trendlijnen opgesteld om de correlatie tussen de verschillende parameters aan te tonen. De bekomen trendlijnen worden gevalideerd met de functie curve estimation in SPSS (SPSS Statistics 22; IBM, Armonk, New York, VS). De mate van correlatie wordt uitgedrukt met R². Hoe hoger deze waarde is, hoe sterker het gevonden verband. 27

37 IQS 3. RESULTATEN 3.1. Catphan fantoom De IQS wordt bepaald van een snede in module CTP 515 en CTP 404. De resultaten tonen dat IQS berekend in module CTP 515 steeds hoger is dan de score in CTP 404 (Figuur 15). Het verschil wordt groter naarmate de effectieve mas toeneemt. Gelijkaardige resultaten worden verkregen bij de medium smooth en very sharp filters van zowel FBP als SAFIRE. Deze grafieken werden opgenomen in Appendix III CTP 404 CTP Effectieve mas Figuur 15: Vergelijking tussen de IQS berekend voor een snede in module CTP 404 en CTP 515 van het Catphan fantoom voor verschillende mas eff -waarden. Reconstructie van het beeld werd uitgevoerd met een B30-filter Variatie in de beeldkwaliteitscores De reproduceerbaarheid van de IQS van een beeld wordt nagegaan door een opname viermaal te herhalen met dezelfde scanparameters in het Catphan fantoom. Uit de bekomen scores wordt de gemiddelde IQS per filter en de standaarddeviatie (SD) berekend. Vervolgens wordt de relatieve standaarddeviatie (%RSD) bepaald door de standaarddeviatie te delen door het gemiddelde en uit te drukken in %. Dit getal is een maat voor de reproduceerbaarheid van de resultaten. De resultaten voor de medium smooth filters van beide reconstructiemethoden (FBP en SAFIRE) zijn weergegeven in Tabel 9 en de resultaten voor de very sharp filters in Tabel