Analyse van dosis en beeldkwaliteit van een cone-beam CT bij hybride beeldvorming

Transcriptie

1 Analyse van dosis en beeldkwaliteit van een cone-beam CT bij hybride beeldvorming Delphine Vandendriessche Promotor: dr. ir. Klaus Bacher Begeleider: Charlot Vandevoorde Masterproef ingediend tot het behalen van de academische graad van Master in de Ingenieurswetenschappen: biomedische ingenieurstechnieken Vakgroep Medische Basiswetenschappen Voorzitter: prof. dr. Hubert Thierens Faculteit Geneeskunde en Gezondheidswetenschappen Faculteit Ingenieurswetenschappen en Architectuur Academiejaar

2

3 Analyse van dosis en beeldkwaliteit van een cone-beam CT bij hybride beeldvorming Delphine Vandendriessche Promotor: dr. ir. Klaus Bacher Begeleider: Charlot Vandevoorde Masterproef ingediend tot het behalen van de academische graad van Master in de Ingenieurswetenschappen: biomedische ingenieurstechnieken Vakgroep Medische Basiswetenschappen Voorzitter: prof. dr. Hubert Thierens Faculteit Geneeskunde en Gezondheidswetenschappen Faculteit Ingenieurswetenschappen en Architectuur Academiejaar

4 WOORD VOORAF Een thesis tot stand brengen doe je niet alleen. Ik wil hier van de gelegenheid gebruik maken om een aantal mensen oprecht te bedanken zonder wiens steun en inzet ik de opdracht niet tot een goed einde had kunnen brengen. Op de eerste plaats wil ik mijn dank betuigen aan mijn promotor dr. ir. Klaus Bacher om mij de mogelijkheid te bieden dit interessante onderzoek uit te voeren. Ik dank hem enorm voor zijn kostbare tijd om mij bij te staan van begin tot eind en voor zijn constructieve opmerkingen die ik ten zeerste appreciëerde. Daarnaast gaat eveneens een groot woord van dank uit naar Charlot Vandevoorde voor haar uitstekende begeleiding bij dit onderzoek. Ze stond altijd paraat met goede raad en nuttige tips. Haar inzicht en deskundige kennis hebben een duidelijke meerwaarde voor dit werk betekend. Ook wil ik Caro, Liesbeth en An bedanken bij wie ik altijd terecht kon met al mijn vragen. Zonder de medewerking van het Universitair Ziekenhuis was dit onderzoek niet mogelijk geweest. Graag wil ik hier de dokters en fysici van de dienst Nucleaire geneeskunde bedanken voor de nuttige informatie en de praktische zaken van het onderzoek. Bovendien beschouw ik deze thesis als de afsluiting van een belangrijke periode in mijn leven. Bij deze wens ik enkele mensen te bedanken, die mij in de loop van deze vijf aangename jaren hebben bijgestaan om mijn studies met succes te volbrengen. Hierbij wil ik in de eerste plaats mijn ouders van harte bedanken om altijd in mij te geloven en mij de mogelijkheid te geven om deze opleiding te volgen. Naast al het schoolwerk moet er natuurlijk tijd worden vrijgemaakt voor de nodige ontspanning. Daarom wil ik mijn vrienden bedanken voor alle mooie momenten en eveneens voor de vele steun die ik van hen vooral in dit laatste jaar heb mogen ervaren. Speciale dank gaat hierbij uit naar mijn kotgenoten die er elk moment van de dag met hun enthousiasme waren om mij op te vrolijken en te motiveren om door te gaan. Hierbij wil ik in het bijzonder Sophie bedanken voor de goede vriendschap, haar steevaste bezorgdheid en haar kritische opmerkingen bij het nalezen van deze thesis. Delphine Vandendriessche Gent 4 Juni 2012 iv

5 De auteurs geven de toelating deze masterproef voor consultatie beschikbaar te stellen en delen van de masterproef te kopiëren voor persoonlijk gebruik. Elk ander gebruik valt onder de beperkingen van het auteursrecht, in het bijzonder met betrekking tot de verplichting de bron uitdrukkelijk te vermelden bij het aanhalen van resultaten uit deze masterproef. The authors give permission to make this master dissertation available for consultation and to copy parts of this master dissertation for personal use. In the case of any other use, the limitations of the copyright have to be respected, in particular with regard to the obligation to state expressly the source when quoting results from this master dissertation. Gent, 4 Juni 2012 De promotor De begeleider De auteur dr. ir. Klaus Bacher Charlot Vandevoorde Delphine Vandendriessche

6 Analyse van dosis en beeldkwaliteit van een cone-beam CT bij hybride beeldvorming door Delphine Vandendriessche vi Promotor: dr. ir. Klaus Bacher Begeleider: Charlot Vandevoorde Masterproef ingediend tot het behalen van de academische graad van Master in de Ingenieurswetenschappen: biomedische ingenieurstechnieken Faculteit Ingenieurswetenschappen en Architectuur Universiteit Gent Academiejaar Vakgroep Medische Basiswetenschappen Voorzitter: prof. dr. Hubert Thierens Faculteit Geneeskunde en Gezondheidswetenschappen Samenvatting Hybride beeldvorming combineert anatomische informatie van CT-beelden met functionele data van PET- of SPECT-emissiebeelden. De introductie van CT in de nucleaire beeldvorming zorgt echter voor een extra stralingsbelasting van de patiënt. Om deze problematiek te omzeilen wordt onderzoek gedaan naar low-dose CT-systemen waarbij de dosis zo laag mogelijk wordt gehouden bij een aanvaardbare beeldkwaliteit. In dit werk wordt de dosis en beeldkwaliteit geëvalueerd van de low-dose cone-beam CT als onderdeel van de Brightview XCT SPECT/CT-scanner (Philips Healthcare). Ter vergelijking wordt een gelijkaardige analyse gedaan van een 16-slice CT als onderdeel van de Gemini TF PET/CTscanner (Philips Healthcare). Metingen met een Rando-fantoom en de klinisch geïmplementeerde protocols resulteren in effectieve dosiswaarden die een factor 4 hoger liggen voor de 16-slice CT in vergelijking met de cone-beam CT. Wanneer de beeldkwaliteit van de 16-slice CT echter gedegradeerd wordt naar het niveau van de cone-beam CT, kan de dosis sterk gereduceerd worden en resulteren deze twee modaliteiten in een gelijkaardige dosisbelasting voor de patiënt. Trefwoorden Hybride beeldvorming - cone-beam CT - dosis - beeldkwaliteit

7 Analysis of dose and image quality of a conebeam CT in hybrid imaging Delphine Vandendriessche Supervisors: dr. ir. Klaus Bacher, Charlot Vandevoorde Abstract The conebeam CT (CBCT) that is incorporated in Philips Brightview XCT SPECT/CT is evaluated against the Brilliance 16-slice CT that forms part of the Gemini TF PET/CT (Philips Healtcare). Organ doses are measured with TLD s in an anthropomorphic Alderson Rando phantom that is scanned with three different procedures on both CT systems. Effective doses are calculated according to ICRP 103 and the lifetime attributable risk (LAR) of cancer incidence and mortality is estimated according to the National Academies Biological Effects of Ionizing Radiation VII Report. Image quality of both systems is evaluated with the Catphan R 504 phantom. The estimated effective doses, corresponding with the clinical implemented conebeam CT protocols, give values that are approximately a fourth of the dose values of the 16-slice CT. However, a comparison of the image quality of both systems, reveals that the doses could be equal if both systems operate at the same image quality. Keywords hybrid imaging, conebeam CT, dose, image quality I. INTRODUCTION Nuclear medicine imaging techniques such as positron emission tomography (PET) and single-photon emission computed tomography (SPECT) make a visualisation of the three-dimensional distribution of a radiopharmaceutical in the human body. The combination of these functional imaging techniques with an anatomical imaging technique such as computed tomography (CT) is referred to as hybrid imaging. In the beginning, rotating rod sources were used for attenuation correction of the emission data, but the images were noisy and scan times were relatively long [2]. The introduction of CT in nuclear medicine led to an improvement in sensitivity and specificity of the diagnostic examination, however, it gives rise to an additional radiation dose to the patients [1], [3]. The significant radiation doses due to CT urge to optimize the current scan protocols and to go back to systems where the CT capabilities are sufficient for attenuation correction and localisation. An important question that needs to be adressed is how low we can go in radiation dose, while maintaining sufficient image quality. Unfortunately, these low end systems will not have the same diagnostic image quality as stand alone systems. To date, it s not very clear if low-dose systems will import a positive evolution for image quality and dose in hybrid imaging. In this respect, a low-dose conebeam CT as part of the Brightview XCT SPECT/CT (Philips Healthcare) was analysed and evaluated against the Brilliance 16- slice CT system that is part of Philips Gemini TF PET/CT. II. METHODS A. Specifications The Brightview XCT has a special asymmetric conebeam and flat panel detector. The system can operate in a range from mgy. These doses correspond to mas values of 3.7 and respectively. The scanner has an axial FoV of 14.4 cm but in a step and shoot mode, the FoV extends to 43.2 cm. Slice thicknesses vary from 1 to 4 mm. There are two filter types available ( soft tissue and bone ) and there is a High Resolution reconstruction algorithm to obtain isotropic pixel sizes of 0.5 or 0.33 mm. The 16-slice CT can operate in a range from 15 to 255 mas/slice. Slice thicknesses vary from 1 mm to 5 mm and there are a lot of different filters available (smooth, standard, sharp, detail, lung enhanced,...). The system consists also of different reconstruction methods (standard, high, ultra fast,...). B. Computed tomography dose index (CTDI) Because of the wide beam of the conebeam CT, special attention has to be paid to the measurement of CTDI vol. Two methods represented by Philips to measure the CTDI were evaluated by making use of a head and body perspex CTDI-phantom and an 100 mm probe. In a first method, the Full Aperture Scan, CTDI is measured over a length of 100 mm when the phantom is in the bundle. Beside, a measurement over 300 mm (CTDI vol,300 ) is performed by moving the table three times over a distance of 100 mm to ensure that the whole primary X-ray bundel is detected. C. Dose Three different scan procedures for the pelvis, neck and abdomen were evaluated in their clinical context. Organ doses are measured for both imaging modalities with TLD s in an athropomorphic Alderson Rando phantom. Effective doses are calculated by mutiplying the organ doses with their radiatoin tissue weighting factor, according to the ICRP 103. Also lifetime attributable risks for cancer incidence and mortality are calculated, according to BEIR VII, by multiplying each organ dose with their risk factor. Here, risk factors take into account the difference between man and woman. D. Image quality The image quality is evaluated with the Catphan R 504 phantom from the Phantom Laboratories. The measurements are always done for both CT systems. Hounsfield Units - The uniformity module is used for determining the mean HU in a central circular ROI as a function of CTDI vol. Also the linearity of the HU as a function of µ is evaluated for the lowest possible CTDI vol on both systems (0.09 mgy and 1.4 mgy for respectively CBCT and 16-slice) and also for a reference value of 6.5 mgy. Uniformity - It is observed whether or not the special asymmetric conebeam geometry still guarantees a uniform bundel. This is done by measuring a profile plot over the whole width of the uniformity module.

8 Noise - Another important aspect of the image quality issues is the evaluation of noise. For this reason, the standard deviation of the HU in a central circular ROI as a function of CTDI vol is determined for both systems. This is done for FBP and iterative reconstruction with the CBCT to check what influence the iterative reconstruction has on the noise in the images. SdNR - Another technique to investigate the noise is to measure the SdNR. This is done for Teflon and PS because Teflon is a high contrast material and PS is used a lot in quality phantoms for CT. The formula used is: SdNR = HU target HU background SD background (1) Spatial resolution - To evaluate the resolution and the impact of the High Resolution reconstruction method on the resolution for the CBCT, the FWHM of the pointspread function of a tungsten bead in the phantom is measured. Also for the 16-slice CT, similar measurements are done for some resolution filters that are available on the system (smooth, standard, sharp and detail). Contrast detail - Three observers will have a look at the central slice of the low-contrast module of the phantom and they will report how many low-contrast cirkels they can perceive. The more cirkels they see, the smaller the diameter of the smallest visible diameter will be and an image quality factor is defined for these results. III. RESULTS A. Computed tomography dose index The axial width of the conebeam bundel is larger than the ionisation chamber. The result of the Full Aperture Scan isn t representative for the CTDI vol,console that is indicated on the system because not all primary and scattered radiation can be detected. CTDI vol,300 (6.4 mgy) for the body phantom gives already a good estimate of CTDI vol,console (6.5 mgy). This is not the case if a brain protocol is used. The CTDI vol,300 (9.31) is a increased by a factor 1.4 when the head phantom is used. Probably, the machine used the body phantom as reference. This will also be problematic if pediatric protocols are used. The machine should indicate different values for CTDI vol,console, depending on the used phantom. B. Dose The values for the effective doses for the three scan regions are summarized in table 1. We can conclude that the TABLE I EFFECTIVE DOSE (MSV) OF DIFFERENT SCANS Effective dose (msv) Region CBCT 16-slice CT Pelvis Neck Abdomen effective doses of the 16-slice CT are higher than these of the CBCT by an average factor of 4. C. Image quality Hounsfield units in the uniformity module and linearity as a function of µ show deviations for low dose values on the CBCT. The deviations for the 16-slice CT and for dose values >1 mgy on the CBCT are acceptable. Uniformity measurements show that the asymmetric conebeam geometry still guarantees a uniform bundle for dose values used in clinical settings (6.5 mgy). Only for very low dose values, we can see some fluctuations of the HU on the CBCT. Figure 1 shows the noise as a function of CTDI vol for both CT systems. We can conclude that the iterative reconstruction method will not improve the noise in the images. The Fig. 1. Noise as a function of CTDI vol for CBCT and CT noise decreases with increasing dose values and it s larger on CBCT than on 16-slice CT images. SdNR and the image quality factor increase with increasing dose values because there is less noise. Measurements of the resolution show that the 16-slice CT with standard reconstruction has a similar resolution than the CBCT (FBP) at 6.5 mgy, 1.6 mm FWHM. We observe a remarkable improvement if the High Resolution reconstruction method is used at CBCT (0.9 mm FWHM). The resolution of the 16-slice CT can be improved by using the sharp or detail filters (respectively 1.4 and 1.3 mm FWHM) but the resolution is never as good as the one of the CBCT with High Resolution reconstruction. IV. CONCLUSION The conebeam CT as part of the Brightview XCT SPECT/CT is evaluated against the Brilliance 16-slice CT as part of the Gemini TF PET/CT. A general conclusion that can be made is that effective doses in clinical settings are reduced by a factor 4 if the conebeam CT is compared to the 16-slice CT. But if the image quality of the 16-slice CT is degraded to the one of the conebeam CT for clinical used dose values, the dose of both modalities will be the same. REFERENCES [1] P.E. Kinahan, B.H. Hasegawa and T. Beyer X-Ray-based attenuation correction for positron emission tomography/computed tomography scanners, Seminars in Nuclear Medicine, vol. 13, pp , July 2003 [2] M.E. Phelps PET: Physics, Instrumentation, and Scanners, Springer, 2006 [3] M. Hamann, M. Aldridge, J. Dickson, R. Endozo, K. Lozhkin and B.F. Hutton Evaluation of a low-dose/slow-rotating SPECT-CT system, Physics in medicine and biology, vol. 53, pp , 2008

9 INHOUDSOPGAVE Afkortingen xi 1 Inleiding Nucleaire geneeskunde Nucleaire medische instrumentatie Hybride beeldvorming Wat is hybride beeldvorming Applicaties van CT in hybride beeldvorming Geschiedenis hybride beeldvorming CT-technieken in hybride beeldvorming Conventionele computed tomography Cone-beam computed tomography Aquisitieparameters Dosis en beeldkwaliteit bij CT Dosisprofiel Computed Tomography Dose Index Dose Length Product Beeldkwaliteit Dosisreductie Doel en probleemstelling 23 5 Materialen en methoden Brightview XCT SPECT/CT Gemini TF PET/CT Computed Tomography Dose Index Dosis Thermoluminescente dosimeters Fantoom Orgaandosis ix

10 INHOUDSOPGAVE x Risicoanalyse Protocols Beeldkwaliteit Catphan fantoom Resultaten Computed Tomography Dose Index Dosis Orgaandosis Risico Beeldkwaliteit Hounsfield Units Uniformiteit Ruis SdNR Resolutie Laag-contrast zichtbaarheid Discussie 64 8 Conclusie 70 A Volumefracties 72 B Dosis 73 C Lifetime Attributable Risk 75 D Beeldkwaliteit 79 Bibliografie 80

11 AFKORTINGEN BEIR C CaF CBCT CsI CT CTDI DLP DOM DDREF E EANM ESR F FBP FoV FWHM GPU Gy H HPGe HU I ICRP kev kvp LAR LDPE LET LiF Biological Effects of Ionizing Radiation Koolstof Calcium Fluoride Cone-Beam Computed Tomography Cesium-jodide Computed Tomography Computed Tomography Dose Index Dose Length Product Dose Modulation Dose and Dose Rate Effectiveness Factor Effectieve dosis European Association of Nuclear Medicine European Society of Radiology Fluor Filtered Back Projection Field of View Full Width at Half Maximum Graphics Processing Unit Gray Equivalente dosis High Purity Germanium Hounsfield Units Jodium International Commission on Radiological Protection Kilo elektron Volt Kilo Volt piek Lifetime Attributable Risk Lage Densiteit Polyethyleen Linear Energy Transfer Lithium Fluoride xi

12 Hoofdstuk 0. Afkortingen xii LOR Line Of Response mas Milliampère seconde Mg Magnesium MLM Maximum Likelihood Method Mn Mangaan MRI Magnetic Resonance Imaging MU Monitor Units µ Mu, lineaire attenuatiecoëfficiënt N Stikstof O Zuurstof ρ Massadichtheid PET Positron Emission Tomography PMMA Polymethylmethacrylaat PMP Polymethylpenteen PS Polystyreen ROI Region Of Interest σ c σ ph SART SD SPECT Sv Tc TFT Ti TLD TOF w r w t Z Cross-sectie voor Compton verstrooiing Cross-sectie voor foto-elektrisch effect Simultaneous Algebraic Reconstruction Technique Standaarddeviatie Single Photon Emission Computed Tomography Sievert Technetium Thin Film Transistors Titaan Thermoluminescente dosimeter Time of Flight Stralingsweegfactor Weefselweegfactor Atoomgetal

13 HOOFDSTUK 1 INLEIDING 1.1 Nucleaire geneeskunde Nucleaire geneeskunde is een tak in de geneeskunde waar men gebruik maakt van radioactieve stoffen voor in vivo diagnostiek of therapie. Het doel van nucleaire beeldvorming is om cellulaire functies en moleculaire processen in het menselijke lichaam in beeld te brengen, zonder deze te verstoren. Om dit te verwezenlijken wordt een farmacon, gemerkt met een kleine activiteit radioactieve stof, in het lichaam van de patiënt gebracht door injectie, inademing of orale inname. Afhankelijk van het gebruikte farmacon zal dit worden verspreid in het lichaam en deelnemen aan bepaalde biologische processen. Het radioactief isotoop zal vervallen naar een meer stabiele toestand waarbij er straling wordt uitgezonden die gedetecteerd kan worden met specifieke instrumentatie. Op deze manier wordt een driedimensionale voorstelling van de distributie van het radiofarmacon weergegeven [1]. Met morfologische beeldvormingstechnieken moeten reeds grote structurele veranderingen aanwezig zijn alvorens een ziekte kan worden gedetecteerd. Radionuclidebeeldvorming daarentegen kan reeds in een vroeg stadium de functionele en fysiologische veranderingen in het lichaam waarnemen [1]. In de radionuclidentherapie worden radiofarmaca gebruikt om lokaal in het lichaam een tumor te bestralen. De isotopen die gebruikt worden, zenden straling uit met een kort bereik, zodat de energie heel lokaal wordt afgezet [1]. 1.2 Nucleaire medische instrumentatie Om de emissiestraling te detecteren is bepaalde instrumentatie vereist. Afhankelijk van het gebruikte isotoop wordt een PET-systeem of een SPECT-systeem gebruikt. 1

14 Hoofdstuk 1. Inleiding 2 Positron emission tomography (PET) is een beeldvormingstechniek die gebaseerd is op de detectie van radiofarmaca die gelabeld zijn met positron emitters. Deze positron emitters worden meestal geproduceerd in een cyclotron en de meest gebruikte isotopen zijn 18 F, 15 O, 13 N en 11 C. De isotopen zijn onstabiel doordat er in de kern relatief te veel protonen aanwezig zijn ten opzichte van het aantal neutronen. Tijdens het radioactief verval van de isotopen naar een stabielere toestand, wordt een β + -deeltje (bèta-plus deeltje, positron) uitgezonden. positron is het antideeltje van een elektron en is niet stabiel. Het β + -deeltje zal tot rust komen in het medium en annihileren met een elektron. Bij dit annihilatieproces ontstaan twee γ-stralen (gammastralen), elk met een energie van 511 kev, die worden uitgezonden onder een hoek van 180 (Figuur 1.1). Deze energie correspondeert met de energie van een elektron en een positron. De annihilatiestraling (de vrijgekomen γ-stralen) wordt gedetecteerd door een PET-camera [2]. Dat Figuur 1.1: Principe PET. Een positron emitter zendt een positron uit, het deeltje annihileert met een elektron en de vrijgekomen gammastralen worden gedetecteerd door de PET-detector. [3] De PET-camera bestaat uit een ring detectoren die niet roteert. Wanneer een foton de detector bereikt, valt deze in op een scintillator, die op zijn beurt een lichtfoton uitzendt. Dat signaal van de lichtfotonen zal versterkt worden door een fotomultiplicator en het lichtsignaal wordt omgezet in een elektrisch signaal. De lijn tussen de twee punten waar een foton werd gedetecteerd, de line of response (LOR), wordt gebruikt voor reconstructie. Het principe steunt op coincidence detection: enkel fotonen die binnen een bepaald tijdsvenster simultaan worden gedetecteerd, worden in rekening gebracht voor de reconstructie (Figuur 1.2) [2].

15 Hoofdstuk 1. Inleiding 3 Figuur 1.2: Coincidence detection: enkel fotonen die binnen een bepaald tijdsvenster worden gedetecteerd, worden in rekening gebracht voor reconstructie. [2] Er wordt een onderscheid gemaakt tussen true, scattered en random coincidences. True coincidences zijn afkomstig van twee annihilatiefotonen van één enkele positron emissie en worden gebruikt voor de reconstructie. Fotonen kunnen echter verstrooid worden in het lichaam voor ze het lichaam verlaten, wat aanleiding geeft tot scattered coincidences. Wanneer fotonen verstrooid worden, verliezen ze energie, waardoor het probleem van gescatterde coïncidenties vermeden kan worden. Een klein energievenster rond de 511 kev fotonenpiek biedt in dit geval een oplossing. Bij random coincidences worden twee fotonen gedetecteerd afkomstig van verschillende positron emissies (Figuur 1.3) [2]. Figuur 1.3: Verschillende types coïncidenties. Boven: true coincidence, links onder: scattered coincidence, rechts onder: random coincidence. [2] Single Photon Emission Computed Tomography (SPECT) is een beeldvormingstechniek in de nucleaire geneeskunde die gebruik maakt van γ-stralers. De radioactieve isotopen die gebruikt worden voor SPECT-opnames worden geproduceerd in een generator. Na radioactief verval van een radionuclide kan het gebeuren dat de dochterkern in een geëxciteerde toestand terecht komt. Wanneer de kern vanuit deze geëxciteerde toestand de grondtoestand bereikt, komt er γ-straling vrij die dan gedetecteerd kan worden.

16 Hoofdstuk 1. Inleiding 4 Bij de SPECT-beeldvormingstechniek wordt gebruik gemaakt van atomen die een geëxciteerde toestand hebben met een meetbare levensduur. Een veelgebruikt voorbeeld is 99m T c, de isomere toestand van 99 T c, met een halfwaardetijd van 6 uren. Andere veelgebruikte isotopen zijn 123 I en 125 I. De γ-straling die vrijkomt is mono-energetisch en de energie is specifiek voor elk radionuclide, 99m T c zendt γ-straling uit met een energie van 140 kev. De γ-straling kan de patiënt verlaten en wordt gedetecteerd door een gammacamera. De camera roteert rond de patiënt en detecteert op bepaalde plaatsen op de cirkel (step and shoot mode) of roteert continu rond de patiënt [2]. Figuur 1.4: Principe SPECT. Gammastralen verlaten de patiënt en worden omgezet in lichtfotonen door de scintillator. De lightguide leidt dat signaal naar de fotomultiplicator die het op zijn beurt omzet in een elektrisch signaal. Dat signaal wordt uiteindelijk gereconstrueerd tot een beeld. [2] Een gammacamera bestaat uit een collimator, een scintillator, een lightguide en een fotomultiplicator (Figuur 1.4). De collimator bepaalt uit welke richting de detectie komt; enkel straling vanuit één richting wordt gedetecteerd. Door de rotatie wordt vanuit elke richting de projectie van de molecule gemeten. De scintillator zet de inkomende fotonenergie om in zichtbaar licht, wat op zijn beurt door de fotomultiplicator wordt omgezet in een meetbaar signaal. Reconstructiealgoritmes reconstrueren het beeld aan de hand van de projecties [2]. 1.3 Hybride beeldvorming Wat is hybride beeldvorming Met nucleaire beeldvormingstechnieken worden functionele beelden vastgelegd, maar de spatiale resolutie is beperkt waardoor anatomische details moeilijk zichtbaar zijn. Morfologische beeld-

17 Hoofdstuk 1. Inleiding 5 vormingstechnieken zoals Computed Tomography (CT) en Magnetic Resonance Imaging (MRI) vertonen daarentegen een veel betere spatiale resolutie. Daarom werden functionele beelden van SPECT en PET gecombineerd met beelden van de CT-scanner. Later werden eveneens beelden van PET en MRI gecombineerd, dankzij het goede contrast in zachte weefsels bij deze laatste techniek [4]. SPECT/MRI werd ontwikkeld voor preklinische studies op dierenmodellen. Er zijn eveneens SPECT/PET/CT-systemen op de markt voor dierenstudies [5]. De combinatie van meerdere beeldvormingstechnieken waarbij complementaire informatie wordt verkregen, valt onder de noemer multimodale of hybride beeldvorming. Computed Tomography (CT) genereert transversale beelden met anatomische informatie, gebaseerd op de attenuatie van een X-stralenbundel wanneer deze een medium doorkruist (Figuur 1.5). De patiënt wordt niet geïnjecteerd met een radioactieve stof maar wordt bestraald met een X-stralenbundel. De X-stralenbron draait continu rond de patiënt terwijl een reeks detectoren het signaal opvangt [2]. Figuur 1.5: Principe CT. Een X-stralenbundel wordt geattenueerd door verschillende types weefsel en deze geattenueerde bundel wordt gedetecteerd door detectoren. [2] De basis van beeldvorming met X-stralen steunt op het principe van attenuatie van een X- stralenbundel. Wanneer X-stralen een medium doorkruisen, zal de intensiteit van de bundel exponentieel afnemen (Vergelijking 1.1) : I(d) = I 0 e µ(hν,z)d (1.1) met d, de diepte in het weefsel en I 0, de intensiteit van de bundel voor dat deze in het medium terecht komt. Intensiteit wordt hier gedefinieerd als het aantal fotonen per eenheid van oppervlakte loodrecht op de bundel. De lineaire attenuatiecoëfficiënt µ is de probabiliteit dat een welbepaald foton verdwijnt per eenheid afgelegde weg. Deze is afhankelijk van de fotonenergie hν en het atoomgetal Z van het weefsel waardoor de fotonen passeren. Deze afhankelijkheid is te danken aan het verloop van de probabiliteiten van de drie basismechanismen voor interactie als functie van de fotonenenergie en de Z-waarde (Figuur 1.6) [1].

18 Hoofdstuk 1. Inleiding 6 Figuur 1.6: Wisselwerking van fotonen met materie in functie van atoomgetal Z en fotonenergie E fot [1] X-stralen interageren met weefsel via 3 basismechanismen: het foto-elektrisch effect, Compton verstrooiing en paarvorming (Figuur 1.7). Door deze interacties zal de intensiteit van een bundel X-stralen afnemen wanneer deze een medium doorkruist. Bij de energie die hier van toepassing is, zijn enkel het foto-elektrische effect en de Compton verstrooiing belangrijk. De kans op het Z foto-elektrisch effect varieert met 4. De probabiliteit op Compton verstrooiing varieert met Z [1]. Efot E 7/2 fot Figuur 1.7: Wisselwerking van X-stralen in een medium: foto-elektrisch effect (links), Compton verstrooiing (midden) en paarproductie (rechts) [1] Applicaties van CT in hybride beeldvorming De CT-beelden kunnen in hybride beeldvorming worden gebruikt voor attenuatiecorrectie of als hulpmiddel voor anatomische lokalisatie van abnormaliteiten in functionele beelden. In sommige gevallen worden deze CT-beelden eveneens gebruikt voor diagnostische informatie [6].

19 Hoofdstuk 1. Inleiding 7 Attenuatiecorrectie De meeste hybride beeldvormingstoestellen die commercieel verkrijgbaar zijn, gebruiken CTbeelden voor attenuatiecorrectie van de emissiebeelden. Bij de conventionele PET-scanner gebeurt de attenuatiecorrectie aan de hand van een ring radioactieve bronnen of een roterende staaf bronnen die in de detectoren worden geplaatst. Op deze manier worden in een enkele scan de attenuatiecoëfficiënten bepaald voor elke LOR in de scanner [7]. CT biedt als voordeel dat de scantijd met 40% gereduceerd kan worden en er ruisloze correctiefactoren kunnen gebruikt worden [8]. Het principe van attenuatiecorrectie berust op het gebruik van een patiëntspecifieke attenuatiemap van X-stralen (Figuur 1.8, B). Deze wordt gebruikt om de functionele beelden (Figuur 1.8, A) te corrigeren op attenuatie van γ-fotonen om zo de signaal-ruis verhouding te verbeteren in de diepste lagen. Het principe wordt geschetst in figuur 1.8 [9]. Figuur 1.8: Principe attenuatiecorrectie [9] De attenuatiewaarden van de CT-scan zijn energieafhankelijk en moeten dus worden herschaald naar de energiewaarden van de radio-isotopen die gebruikt worden bij SPECT en PET. De lineaire attenuatiecoëfficiënten worden voor de verschillende energiewaarden van X-stralen en gammastralen gegeven door: µ(e fot ) = ρ e (σ c (E fot ) + σ ph (E fot, Z eff )) (1.2) µ(e γ ) = ρ e σ c (E γ ) (1.3) met ρ e, de elektronendensiteit van het medium, Z eff, het effectieve atoomgetal van het medium, E fot, de energie van de X-stralen en E γ, de energie van de gammastralen. σ ph en σ c zijn de cross secties per elektron voor respectievelijk het foto-elektrisch effect en de Compton verstrooiing. Er worden schalingsfuncties gebruikt om de lineaire attenuatiecoëfficiënten om te zetten [8]. Als de CT-systemen in hybride beeldvorming enkel gebruikt worden voor attenuatiecorrectie, kan een lage-dosis CT worden gebruikt.

20 Hoofdstuk 1. Inleiding 8 Anatomische lokalisatie In functionele beelden is het soms moeilijk om abnormaliteiten te lokaliseren. Morfologische informatie biedt een zeer precieze lokalisatie van de afwijkingen en wordt gebruikt voor coregistratie met de emissiebeelden van PET of SPECT. In botscintigrafie heeft de techniek zijn belang bewezen om een onderscheid te kunnen maken tussen kwaadaardige en goedaardige tumoren [10]. Afhankelijk van de gewenste beeldkwaliteit, kan ook hier de buisstroom worden gereduceerd. Diagnostiek Bij hybride beeldvorming kan het CT-toestel gebruikt worden met dezelfde parameters als voor een diagnostische CT-scan. Hierbij kunnen contrastvloeistoffen worden gebruikt om het contrast te verhogen, wat echter aanleiding kan geven tot artefacten in de attenuatiemap. Daarom wordt soms vooraf een lage-dosis CT genomen zonder contrastvloeistof om een attenuatiemap op te stellen. Deze extra scan geeft echter een extra dosis aan de patiënt [11] Geschiedenis hybride beeldvorming Aanvankelijk werden transmissiebeelden van radioactieve bronnen gebruikt voor attenuatiecorrectie van SPECT-en PET-beelden [12]. Voor attenuatiecorrectie volstaat deze transmissiescan met lage resolutie maar de beelden bevatten relatief veel ruis en de tijd nodig om een transmissiescan te maken is relatief lang. De beelden van een CT-scanner worden eveneens niet gecontamineerd met fotonen afkomstig van de emissie vanuit de patiënt, wat bij een transmissiescan met radioactieve bronnen wel het geval is [13]. Het idee om emissiebeelden van radio-isotopen te combineren met transmissiebeelden van X- stralen in één systeem ontstond in de late jaren Mirshanov en Kaplan hebben patenten gekregen op hun ontwerpen om simultaan radionuclidebeelden en beelden van X-stralen te detecteren. Het was een grote uitdaging om detectoren te ontwerpen die in staat zijn om stralingen van isotopen en X-stralenbron van elkaar te onderscheiden. Hasegawa en zijn collega s hebben zo n prototype ontworpen met HPGe detectoren maar dit bleek echter te duur om op de markt te brengen [5]. Aanvankelijk was de multimodale beeldvorming gebaseerd op fusie van beelden die genomen werden op afzonderlijke systemen. De fusie van de beelden gebeurde aan de hand van complexe software technieken. Deze technieken waren succesvol in het registreren van beelden van de hersenen, maar vertoonden problemen bij registratie van andere lichaamsdelen. De inwendige bewegingen van de patiënten zoals de ademhaling, het kloppen van het hart, gastro-intestinale bewegingen,... maakten beeldregistratie moeilijk. Anderzijds werd de beeldregistratie ook bemoeilijkt doordat de opname van de patiënten gebeurde op verschillende tijdstippen, op verschillende plaatsen en op verschillende systemen, waardoor het niet eenvoudig was om de patiënt op een exact dezelfde positie te positioneren bij de verschillende opnames.

21 Hoofdstuk 1. Inleiding 9 Dit probleem werd opgelost door hardware fusie. De verschillende modaliteiten werden in eenzelfde systeem na elkaar ondergebracht, zodat de patiënt op dezelfde tafel blijft liggen tijdens de opname. Een bijkomend voordeel is de verkorte tijd van het onderzoek omdat alles in één enkele opname gebeurt [8]. Hasegawa et al. kwamen in de vroege jaren 1990 met een hybride systeem, bestaande uit een CTen een SPECT-gedeelte, naar buiten op de Universiteit van San Fransisco [8]. In 1999 bracht GE Healthcare het eerste commerciële model, de Hawkeye op de markt. Deze combineerde een X-stralenbron met laag vermogen met een standaard SPECT-camera [14]. In 1991 werden gelijkaardige concepten ontwikkeld om PET en CT te combineren. Het eerste werkende prototype werd in 1998 ontwikkeld en in 2001 kwam het eerste commerciële PET/CTsysteem op de markt [6]. Midden in de jaren 1990 kwam men op het idee om PET te combineren met MRI, aangezien deze laatste techniek een goed contrast geeft in zachte weefsels [15]. Er werden prototypes ontwikkeld en het was de bedoeling dat dit systeem enkel werd gebruikt in preklinische studies. In 2006 werden de eerste simultane beelden van MRI en PET gemaakt van menselijke hersenen. In 2010 heeft Philips de eerste commerciële whole-body PET-MRI op de markt gebracht, de Gemini TF PET-MR [16].

22 HOOFDSTUK 2 CT-TECHNIEKEN IN HYBRIDE BEELDVORMING 2.1 Conventionele computed tomography Computed Tomography (CT) maakt gebruik van een X-stralenbundel die kunstmatig wordt opgewekt in een X-stralenbuis. Aan de tegenoverliggende kant van de patiënt wordt de geattenueerde bundel opgevangen door detectoren. Het geheel van de X-stralenbron en de detectoren draait rond de patiënt en er worden 2D-transmissie projecties genomen vanuit meerdere richtingen tussen 0 en 360. Computersystemen zullen het beeld reconstrueren en een 3D-beeld weergeven op een monitor (Figuur 2.1) [17]. Figuur 2.1: CT-opname. Een X-stralenbron zendt een X-stralenbundel uit. Aan de andere kant van de patiënt wordt deze geattenueerde bundel gedetecteerd en door computersystemen gereconstrueerd tot een beeld. [18] Een CT-beeld bestaat uit een matrix van pixels. De pixels op een CT-beeld stellen de gemiddelde attenuatie van de X-stralenbundel in het weefsel in de corresponderende voxel in de patiënt voor. De eenheden die gebruikt worden zijn CT-nummers of Hounsfield Units (HU). Hounsfield units worden gebruikt op een schaal van 3071 (bot) tot (lucht). Water correspondeert met een 10

23 Hoofdstuk 2. CT-technieken in hybride beeldvorming 11 HU gelijk aan 0. Hounsfield units worden gedefinieerd als (Vergelijking 2.1) [17] : Verschillende generaties CT-scanners H weefsel = 1000 µ weefsel µ water µ water (2.1) De wiskundige basis voor CT-scanners werd reeds gelegd door Radon in 1917 maar de eerste CT-scanner werd pas in 1972 gebouwd door G. Hounsfield [2]. De CT-scanner heeft sinds het eerste systeem reeds vele evoluties gekend. De eerste generatie bestaat uit een pencil beam en één detector die lijnintegralen meet aan de hand van opeenvolgende translaties en rotaties (Figuur 2.2, links). De acquisitietijd is ongeveer 5 minuten [2]. Figuur 2.2: Links: Eerste generatie CT-scanners, rechts: Tweede generatie CT-scanners [2] Bij de tweede generatie wordt de detector vervangen door een rij detectoren (± 30 detectoren). De geometrie is gebaseerd op een fan beam. De acquisitietijd wordt gereduceerd tot ongeveer 30 seconden (Figuur 2.2, rechts) [2]. De derde generatie gebruikt een wijde fan beam en meer dan 800 detectoren zodat het complete object in de bundel past. Er is geen translatie meer nodig (Figuur 2.3) [2]. Figuur 2.3: Derde generatie CT-scanners [2]

24 Hoofdstuk 2. CT-technieken in hybride beeldvorming 12 De vierde generatie (Figuur 2.4, links) bestaat uit een volledige ring met detectoren, waardoor deze veel duurder is. Enkel de X-stralenbron roteert nog. De vijfde generatie, de elektron beam scanner-systemen, werken met een magnetisch afgebogen bundel (Figuur 2.4, rechts). Deze laatste twee generaties zijn echter te duur om op de markt te brengen [2]. Figuur 2.4: Links: Vierde generatie CT-scanners, rechts: Vijfde generatie CT-scanners [2] De zesde generatie introduceert een slip ring. Dit is een circulair contact die het mogelijk maakt dat de gantry continu roteert, zonder hinder te ervaren van elektrische bedrading tijdens de rotatie. Bij de zevende generatie wordt het begrip multi-slice geïntroduceerd [4]. Verschillende acquisitiegeometrieën bij de CT-scanner Aanvankelijk werden CT-scanners gebouwd met één enkele rij detectoren (Figuur 2.5, links), de single-slice scanners. De X-stralenbron en detectoren roteren in het vlak z = z 0 en enkel van deze snede wordt het beeld gereconstrueerd. Figuur 2.5: Links: single-slice, rechts: multi-slice [2] Vanaf 1998 werden vele van deze scanners vervangen door de multi-slice scanners. De X- stralenbundel wordt gecollimeerd in de vorm van een fan beam met grotere breedte dan bij single slice systemen, waardoor er meerdere snedes simultaan kunnen gescand worden (Figuur 2.5, rechts) [19]. De duale en 4-slice systemen kwamen in 1998 op de markt, gevolgd door de 16-slice scanners in 2000 en de 64-slice scanners in Er zijn reeds scanners op de markt met 256 rijen detectoren [8].

25 Hoofdstuk 2. CT-technieken in hybride beeldvorming 13 Enkele voordelen van deze techniek zijn: de toegenomen snelheid van het scannen, een betere spatiale resolutie in de z-richting en een efficiënter gebruik van het beschikbare vermogen van de X-stralenbuis (per mas kan de buis maar een beperkte hoeveelheid X-stralen produceren en het is gewenst om de gecreëerde bundel volledig te gebruiken). Er zijn ook enkele nadelen verbonden aan de multi-slice systemen, zo heerst er controverse over de dosis [19]. Er zal meer scatter aanwezig zijn dan bij single-slice systemen. Verschillende aquisitiemodes bij de CT-scanner Een opname met een CT-scanner kan gebeuren in axiale mode of spiraalmode. Tijdens een axiale mode werkt het systeem in een step and shoot mode en scant het meerdere axiale posities, zoals te zien is in figuur 2.6. Tijdens de rotatie van de X-stralenbundel blijft de tafel in eenzelfde positie en na de rotatie zal de tafel door de gantry verschuiven tot op een volgende positie, waar een volgende rotatie plaatsvindt [2]. Figuur 2.6: Axiale scan mode [2] In de spiraalvormige mode wordt de tafel continu bewogen tijdens het scannen en beschrijft de X-stralenbron een schroefvormige beweging rond de patiënt, zoals in figuur 2.7. Deze mode kan niet worden gebruikt bij cone-beam scanners [2]. Twee belangrijke parameters zijn de table feed en de pitch. De table feed is de axiale afstand die de tafel aflegt tijdens een rotatie van 360. De pitch is de verhouding van de table feed en de effectieve snededikte. Deze grootheid bepaalt dus de snelheid van het bed en de tijd die nodig is om het volledige gebied te scannen [17]. Figuur 2.7: Spiraalmode [2]

26 Hoofdstuk 2. CT-technieken in hybride beeldvorming Cone-beam computed tomography Sinds 1998 zijn Cone-Beam Computed Tomography (CBCT) systemen op de Europese markt. In tegenstelling tot de fan beam geometrie van multi-slice CT-scanners, is er hier een kegelvormige X-stralenbundel aanwezig. Door de 2D-acquisitie volstaat één enkele of een halve rotatie om driedimensionale beelden te verkrijgen, bestaande uit isotrope voxels. Daardoor is er een significante reductie van de stralingsbelasting voor de patiënt. De scatter zal echter groot zijn door het grote volume dat wordt gescand [20]. Figuur 2.8: Cone-beam CT-scanner [2] De bundelgrootte wordt beperkt door een cirkelvormige of rechthoekige collimator en is aangepast aan de grootte van de detector. Conventionele CT-scanners maken gebruik van ionisatiekamers of scintillatoren als detectoren. De CBCT-systemen maken gebruik van een flat-panel detector. Flat-panel detectoren zijn direct read-out systemen. Dit betekent dat er geen extra manuele bewerkingen (zoals het ontwikkelen van een film) nodig zijn om tot een beeld te komen. De techniek die gebruikt wordt bij flat-panel detectoren is gebaseerd op thin film transistors (TFT) die in lagen op een glazen substraat worden aangebracht. De uitleeselektronica wordt aangebracht in de onderste laag, gevolgd door de lagen waarin ladingen gecollecteerd worden. Bovenop deze lagen bevindt zich de detector. De flat-panel detectoren worden onderverdeeld naargelang de omzetting van X-stralen naar een elektronisch signaal direct of indirect, via een tussenstap, gebeurt [17]. Flat-panel systemen met indirecte conversie bestaan uit een scintillator die de X-stralen omzet in zichtbaar licht en een matrix van individuele sensoren, bestaande uit een lichtgevoelige zone en elektronica, die het licht omzetten in elektrische lading. Deze sensoren bestaan uit een fotodiode van gehydrateerd amorf Silicium [17]. Flat-panel systemen met directe conversie bestaan uit amorf Selenium, een halfgeleider. De X-stralen worden onmiddellijk omgezet in een elektrische lading. Omdat er geen diffusie van licht is, is er een betere resolutie dan bij systemen met indirecte conversie [17].

27 Hoofdstuk 2. CT-technieken in hybride beeldvorming Aquisitieparameters De introductie van CT-technieken in de nucleaire beeldvorming zal de patiëntendosis verhogen. Dankzij de beschikbaarheid van verschillende parameters op de CT-scanner, is het mogelijk en gewenst om deze parameters te optimaliseren in het kader van de stralingsbelasting van de patiënt. Hierbij moeten de principes van justificatie en optimalisatie van radioprotectie voor de patiënt worden toegepast [1]. Zoals reeds eerder vermeld, kan de radiologische kwaliteit, en dus de expositie, worden gereduceerd indien de CT-scanner wordt gebruikt voor attenuatiecorrectie of lokalisatie. De kvp-waarde of hoogspanningswaarde, zal de energie van de stralingsbundel bepalen. Meestal is deze buisspanning gelijk aan 120 kvp bij CT-onderzoeken. Voor eenzelfde mas zal een lagere kvp-waarde minder X-stralen vrijgeven en zal de dosis ongeveer kwadratisch worden gereduceerd. Bij lagere kvp treedt er immers ook meer attenuatie op, waardoor de bundel niet altijd het ganse lichaam kan doorkruisen [1]. De buisstroom en de exposietijd kunnen door de gebruiker worden ingesteld en hun product wordt de mas-waarde genoemd. Wanneer de rotatietijd wordt verdubbeld, zal eveneens de geabsorbeerde dosis verdubbelen. De patiëntdosis is recht evenredig met de mas-waarde maar ook de beeldkwaliteit is afhankelijk van de mas. Als de mas gereduceerd wordt met een factor vier, zal de ruis in het beeld verdubbelen. Het is belangrijk om de mas zo laag mogelijk in te stellen zodanig dat de ruis nog aanvaardbaar blijft. Sommige modellen van CT-scanners laten automatische mas-modulatie toe. Bij zwaardere patiënten kan dit een significante verhoging van de mas en dus van de dosis geven [1]. Dit wordt verder besproken in de paragraaf over dosisreductie in hoofdstuk 3. De snededikte wordt bij een conventionele, single slice CT-scanner bepaald door de bundelcollimatie. Deze collimatie zal het dosisprofiel beïnvloeden (zie Hoofdstuk 3). Het dosisprofiel is belangrijk voor de stralingsbelasting van de patiënt. Bij smallere collimatie treden schaduweffecten op die belangrijker worden naarmate de collimatie verder versmalt [1]. De pitch is de verhouding van de axiale afstand die de tafel aflegt tijdens een rotatie van 360 en de effectieve snededikte. De dosis is omgekeerd evenredig met de pitch. Wanneer de pitch kleiner is dan 1, zal de overlap van aangrenzende scans groot zijn. De superpositie van alle enkelvoudige dosisprofielen zorgt ervoor dat de dosis centraal een hogere waarde aanneemt. Indien de pitch hoger is dan 1, is er een dosisreductie omdat er geen overlap is [1].

28 HOOFDSTUK 3 DOSIS EN BEELDKWALITEIT BIJ CT 3.1 Dosisprofiel Single-slice computed tomography Om een idee te krijgen over de dosis bij CT-scanners maakt men gebruik van het dosisprofiel (Figuur 3.1). De snededikte wordt bij een conventionele, single-slice CT-scanner bepaald door de bundelcollimatie. De primaire collimatie gebeurt in de nabijheid van de X-stralenbron. De grootte van de collimatoropening bepaalt, samen met de grootte en vorm van de focus en de afstand van deze focus tot de collimatie, de vorm van het dosisprofiel [19]. Figuur 3.1: Dosisprofiel, snedegevoeligheidsprofiel en nominale snededikte [1] Het dosisprofiel van een enkelvoudige scan strekt zich uit tot buiten de gecollimeerde scanbreedte, vanwege de scatter en penumbrale effecten. Deze regio s buiten de nominale scanbreedte worden staarten van de dosisdistributie genoemd. Bij het bepalen van de geabsorbeerde dosis moeten 16

29 Hoofdstuk 3. Dosis en beeldkwaliteit bij CT 17 deze staarten zeker in rekening worden gebracht. Deze schaduweffecten worden belangrijker naarmate de collimatie verder versmald wordt. Bij single-slice CT kan het volledige dosisprofiel worden gebruikt voor detectie en de gecollimeerde breedte wordt bepaald door de Full Width at Half Maximum (FWHM) [1]. Multi-slice computed tomography Door onderliggende fysische principes is de dosis bij multi-slice CT hoger dan bij single-slice CT. Voor de beeldvorming wordt de snededikte niet bepaald door het dosisprofiel maar door het snedegevoeligheidsprofiel. De nominale snededikte is de FWHM van dit profiel. Dit is het gevolg van secundaire collimatie in de nabijheid van de detector. Er wordt dus een groot deel van de dosis niet gebruikt voor de beeldvorming. Het verschil tussen beide profielen is getoond in figuur 3.1. Bij multi-slice CT-scanners treden nog enkele effecten op die een extra bijdrage leveren aan de stralingsbelasting van de patiënt. Een eerste effect is overbeaming. Bij eenzelfde totale snededikte zal de bundel van een multi-slice breder zijn dan bij een single-slice. Bij een kleinere bundelcollimatie zal de penumbra een relatief grotere bijdrage leveren tot het dosisprofiel. Vooral bij 4- en 8-slice CT-scanners is dit effect zeker niet verwaarloosbaar (Figuur 3.2) [1]. Figuur 3.2: Overbeaming [1] Bij het scannen in spiraalmode moet de spiraal altijd minstens een halve rotatie voor de geplande scanzone beginnen en een halve rotatie na de zone eindigen. Deze extra bijdrage tot de patiëntendosis wordt overscan genoemd (Figuur 3.3). Dit effect geeft een uitgesproken extra stralingsbelasting aan de patiënt bij scanners met meer dan 16 detectorrijen [1]. Desondanks bieden multi-slice systemen voordelen ten opzichte van single-slice systemen. Zo is er een reductie in scantijd, een betere longitudinale resolutie en kunnen er grotere volumes worden gescand [19].

30 Hoofdstuk 3. Dosis en beeldkwaliteit bij CT 18 Figuur 3.3: Overscan [1] 3.2 Computed Tomography Dose Index Een grootheid om lokaal de dosis te bepalen is de Computed Tomography Dose Index (CTDI). Deze wordt gedefinieerd als de integraal van het dosisprofiel langs de z-as van een enkelvoudige scan, genormaliseerd met de dikte van de bestraalde sectie (Vergelijking 3.1): CT DI = 1 Nh + D(z) dz (3.1) met N, het aantal sneden dat simultaan gescand wordt met een multislice toestel, h, de nominale snededikte en D(z), het dosisprofiel langsheen de z-as. Bij CTDI 100 wordt geïntegreerd over een lengte van 100 mm: CT DI 100 = 1 50 D(z) dz (3.2) Nh 50 Dit is de waarde die de dosis zou aannemen binnen een bestraalde snede, indien het volledige dosisprofiel zich zou bevinden in een rechthoek met als breedte de totale bundelcollimatie (Figuur 3.4) [1]. Figuur 3.4: Definitie CTDI [1] De CTDI wordt weergegeven in mgy en wordt gemeten met twee cilindrische Perspex-fantomen (Figuur 3.5). Het head fantoom heeft een diameter van 16 cm en het body fantoom heeft een diameter van 32 cm. De dosiswaarden worden in elk fantoom gemeten aan de rand en in het midden van het fantoom met behulp van een potloodionisatiekamer met typisch een lengte van 100 mm. Vandaar de invoering van CTDI 100.

31 Hoofdstuk 3. Dosis en beeldkwaliteit bij CT 19 Figuur 3.5: Perspex CTDI-fantomen. Links: head fantoom, rechts: body fantoom. [1] In de fantomen zijn gaten aanwezig zodat de ionisatiekamer in het fantoom kan worden geplaatst. Bovendien zijn er staafjes aanwezig die vervaardigd zijn uit hetzelfde materiaal zodat de lege gaten toch gevuld zijn bij het scannen. De CTDI 100 varieert over de Field of View (FoV); de waarde in het centrum kan verschillen van die aan de rand. Om een schatting te maken van de gemiddelde CTDI 100 over de volledige FoV, werd de weighted CTDI (CTDI w ) ingevoerd. Voor zowel het head als het body fantoom wordt de CTDI w berekend aan de hand van volgende formule (Vergelijking 3.3) [1]: CT DI w = 1 3 CT DI 100,center CT DI 100,perifeer (3.3) Omdat de pitch een belangrijke invloed kan hebben op de dosis, is het belangrijk dat hiermee rekening wordt gehouden in de definitie van CTDI. Daarom werd de CTDI vol ingevoerd: CT DI vol = CT DI w (3.4) pitch Uit deze vergelijking volgt dat de CTDI vol groter zal zijn indien de pitch kleiner wordt omdat er meer overlap zal zijn. Het is meestal deze CTDI vol die wordt aangeduid op CT-scanners. De waarde is een dosisindex voor de scanner en wordt gebruikt om verschillende systemen met elkaar te vergelijken of om verschillende scantechnieken te vergelijken. Er zijn enkele nadelen verbonden aan metingen van CTDI vol. De metingen worden gedaan met cilindrische, homogene fantomen zodat deze niet representatief zijn voor het menselijke lichaam. Indien de bundelbreedte dikker is dan 10 cm, zijn CTDI vol -metingen eveneens niet representatief voor de dosis, wat een probleem vormt bij cone-beam systemen [1]. 3.3 Dose Length Product Dose Length Product (DLP) is een integrale dosisgrootheid. Integrale grootheden beschrijven de totale hoeveelheid ontvangen straling, waarbij ook de omvang van de bestraalde zone in rekening gebracht wordt. De DLP is het product van de dosis en de lengte L van de scan (Vergelijking 3.5) en wordt meestal uitgedrukt in mgy*cm. DLP = CT DI vol L (3.5)

32 Hoofdstuk 3. Dosis en beeldkwaliteit bij CT Beeldkwaliteit Bij CT is er een evenredig verband tussen de dosis en de beeldkwaliteit. Hoe hoger de dosis, hoe beter de beeldkwaliteit. Er is echter wel een grens waarbij een verhoging van de beeldkwaliteit de diagnostische nauwkeurigheid niet zal verbeteren [21]. De kvp-waarde, de buisstroom (ma) en de scantijd (s) zullen zowel de dosis als de beeldkwaliteit bepalen. De energie van de X-stralenbundel zal afhangen van de kvp-waarde en de intensiteit is afhankelijk van de mas-waarde. De beeldkwaliteit in CT wordt bepaald door spatiale resolutie, contrast, uniformiteit en ruis. Spatiale resolutie wordt gedefinieerd als het vermogen om kleine details in het CT-beeld te observeren en wordt bepaald door de buisstroom en kvp-waarde. De resolutie in de z-richting wordt bepaald door de pitch en de snededikte. Hoe dunner de secties en hoe kleiner de pitch, hoe beter de resolutie in de z-richting [17]. Laag-contrast zichtbaarheid is het vermogen om contrastarme delen in het lichaam te kunnen observeren. Dit is belangrijk voor een accurate diagnose. Deze grootheid wordt bepaald door de dosis, de snededikte, het gebruikte spectrum van de X-stralenbundel en de reconstructieparameters [17]. Uniformiteit wordt bepaald als de mate waarin CT-getallen een constante waarde hebben in een uniform gevuld fantoom, onafhankelijk van de plaats op de snede [17]. Ruis is de random fluctuatie van de bundelintensiteit voor eenzelfde blootstelling en is in een CT-beeld afhankelijk van verschillende factoren [17]: ˆ Een verlaging van de dosis, of het aantal fotonen dat gebruikt wordt, met een factor x, zal de ruis met een factor x doen stijgen. De ruis zal bij grotere patiënten toenemen aangezien er minder fotonen doorgelaten worden. ˆ Bij eenzelfde dosis, zal een lagere kvp-waarde contrastrijkere beelden genereren en dus de eventuele ruis meer accentueren. ˆ Bij eenzelfde spectrum en dosis, zullen smallere snedes meer ruis bevatten dan dikkere snedes. ˆ De reconstructietechniek die gebruikt wordt zal een invloed hebben op de ruis. 3.5 Dosisreductie CT-beeldvorming maakt in Vlaanderen slechts 14% van alle radiologische onderzoeken uit, maar is wel verantwoordelijk voor 59% van de resulterende effectieve dosis (Figuur 3.6) [22]. Het onderzoek naar dosisreductie is een belangrijk punt bij CT-beeldvorming.

33 Hoofdstuk 3. Dosis en beeldkwaliteit bij CT 21 Figuur 3.6: Links: Verdeling van het aantal radiologische onderzoeken, rechts: Verdeling van de effectieve dosis tengevolge radiodiagnostische onderzoeken (Vlaanderen, 2006) [22] mas-modulatie Bij transversale snedes van het menselijk lichaam treden er soms grote variaties op in attenuatie in verschillende richtingen. Omdat de dosis niet te hoog zou oplopen, kan de buisstroom worden gemoduleerd. Tijdens de rotatie van de gantry wordt de mas aangepast aan de attenuatieverschillen in de verschillende richtingen (Figuur 3.7). Er kunnen eveneens grote variaties optreden in weefseldensiteiten in de lengte-as van de patiënt. De mas kan worden aangepast in deze richting op basis van een scoutscan die vooraf werd genomen. Ook voor verschillende patiënten kan de mas worden aangepast naargelang de grootte van de patiënt. Figuur 3.7: mas-modulatie [17] Het doel van de mas-modulatie is om de patiëntendosis te reduceren terwijl de beeldkwaliteit behouden blijft door een constant signaal naar de detector te sturen. De techniek die Philips toepast is de Dose Modulation (DOM).

34 Hoofdstuk 3. Dosis en beeldkwaliteit bij CT 22 Adaptieve collimatie Zoals hoger vermeld is overscanning in de z-richting een probleem tijdens spiraalscannen, vooral bij multi-slice scanners. Om er zeker van te zijn dat er genoeg data is voor de reconstructie op het begin en het einde van de te scannen sectie, wordt er een halve rotatie voor en een halve rotatie na het te scannen gebied extra gescand. Adaptieve collimatie kan dit probleem reduceren. De buitenste delen van de X-stralenbundel worden geblokkeerd in de z-richting door dynamische collimatie (Figuur 3.8). Figuur 3.8: Adaptieve collimatie [17] Selectie van de kvp-waarde De dosis kan worden gereduceerd door de kvp-waarde te verlagen. Dit resulteert echter ook in een stijging van de ruis waardoor de beeldkwaliteit slechter wordt. Het is belangrijk om een zo laag mogelijke kvp-waarde te kiezen waarbij de beeldkwaliteit nog aanvaardbaar is. Iteratieve reconstructie In CT-systemen wordt de filtered back projection-techniek (FBP) het meest toegepast als reconstructiealgoritme. Deze technieken kunnen echter de ruis accentueren en artefacten veroorzaken. Verschillende studies hebben aangetoond dat iteratieve reconstructie de dosis reduceert [23], [24]. De werking van iteratieve reconstructie wordt uitgelegd in hoofdstuk 5.

35 HOOFDSTUK 4 DOEL EN PROBLEEMSTELLING De Brightview XCT is een SPECT/CT-systeem waarvan het CT-gedeelte voorzien is van een cone-beam CT met asymmetrische bundel en een flat-panel detector. Over deze recente techniek is nog niet veel te vinden in de literatuur en daarom wordt in dit onderzoek de dosis en beeldkwaliteit van de cone-beam CT geanalyseerd. Computed Tomography Dose Index De cone-beam CT heeft in het isocentrum een bundelbreedte die twee keer zo groot is als de lengte van de probe die gebruikt wordt in CTDI-metingen. Op deze manier wordt niet alle primaire en gescatterde straling gedetecteerd en kan de CTDI dus niet correct worden opgemeten [25]. In dit werk wordt nagegaan op welke manier de CTDI zo correct mogelijk benaderd kan worden. Dosis De introductie van CT in nucleaire beeldvorming zorgt voor meer nauwkeurige attenuatiecorrectie van de emissiebeelden, meer nauwkeurige anatomische correlatie en eventueel bijkomende diagnostische informatie. Dit zorgt er echter ook voor dat er nu twee bijdragen zijn tot de patiëntdosis: de interne straling afkomstig van de radio-isotopen en de externe straling afkomstig van de CT-scan [6]. In tabel 4.1 staat de bijdrage van beide modaliteiten tot de effectieve dosis (E) van een SPECT/CT- of PET/CT-opname bij enkele hybride beeldvormingssystemen. De dosis afkomstig van de CT-scan is afhankelijk van de bestraalde regio en de verschillende acquisitieparameters zoals bijvoorbeeld kvp-waarde, mas-waarde en pitch. Het is belangrijk om de dosis van de CT zo laag mogelijk te houden. In deze context heeft GE Healthcare de low-dose Hawkeye-4-SPECT/CT geïntroduceerd. Philips bracht met de Brightview XCT eveneens een low-dose SPECT/CT-toestel met cone-beam geometrie op de markt. In dit werk wordt nagegaan in welke mate de dosis wordt gereduceerd bij scans zoals ze klinisch worden geïmplementeerd. 23

36 Hoofdstuk 4. Doel en probleemstelling 24 Tabel 4.1: CT-contributie bij verschillende PET/CT- en SPECT/CT-systemen Auteur Type PET/CT of SPECT/CT (aantal snedes) E CT (msv) E P ET/CT of SP ECT/CT (msv) CT contributie Huang et al. Discovery (64) Brix. et al. Discovery, Gemini, Biograph (2, 4, 16) (%) Wu et al. Discovery (4) Leide-Svegborn et al. Preuss et al. Gemini TF (16, 64) Millenium VG Hawkeye (1) Gould et al. Discovery ST (16) Bronnen: [26], [27], [28], [29], [30], [31] Beeldkwaliteit Beelden van een cone-beam CT hebben een grotere bijdrage van verstrooide stralingen dan conventionele CT. Dit effect neemt toe bij grotere hoeken van de cone [32]. Ook wanneer de parameters van de CT-acquisitie worden aangepast om een zo laag mogelijke patiëntdosis te verkrijgen (low-dose CT), zal de beeldkwaliteit dalen. Omdat er in de literatuur niet veel te vinden is over de beeldkwaliteit bij low-dose cone-beam CT-systemen, wordt in dit werk nagegaan hoe de beeldkwaliteit varieert met de dosis. De beeldkwaliteit wordt eveneens vergeleken met een diagnostische 16-slice CT.

37 HOOFDSTUK 5 MATERIALEN EN METHODEN In dit werk worden de dosis en beeldkwaliteit van een cone-beam CT geanalyseerd en vergeleken met deze van een conventionele multi-slice CT in hybride beeldvorming. De systemen die hiervoor gebruikt worden zijn de Brightview XCT SPECT/CT met cone-beam CT en de Gemini TF PET/CT met een Brilliance 16-slice CT. Beide toestellen zijn producten van Philips Healthcare, Cleveland, OH. 5.1 Brightview XCT SPECT/CT De Brightview XCT is uitgerust met een gammacamera voor nucleaire beeldvorming en een flat-panel cone-beam CT-component die gebruikt wordt voor lokalisatie en attenuatiecorrectie van de SPECT-data (Figuur 5.1) [25]. Figuur 5.1: BrightView XCT met cone-beam CT [25] Beide componenten zijn op eenzelfde gantry gemonteerd, zodat er minder ruimte nodig is. Dit biedt eveneens voordelen in registratie omdat de tafel meestal niet beweegt tussen een CT- en een SPECT-opname [33]. 25

38 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 26 Flat-panel cone-beam CT De roterende X-stralenbron is voorzien van een collimator om een halve asymmetrische conebeam bundel te produceren. De X-stralenbuis kan zowel in continue als gepulseerde mode werken. Deze gepulseerde mode wordt meestal gebruikt om extremiteiten te scannen. De flatpanel detector meet 40 cm 30 cm en is zo geplaatst ten opzichte van de X-stralenbron dat iets meer dan de helft van de FoV wordt gedetecteerd (Figuur 5.2) [33]. Figuur 5.2: Brightview XCT: geometrie X-stralenbron en detector [33] Enkele kenmerken van de CBCT zijn [33]: ˆ 120 kvp ˆ Transversale FoV: 47 cm ˆ Axiale FoV: 14,4 cm (1 veld), 43,2 cm (3 velden, step-and-shoot) ˆ Rotatietijd: 12, 24 of 60 seconden ˆ Snededikte: 1, 2 of 4 mm ˆ Verschillende filters: Soft Tissue en Bone ˆ 3,7-584,8 mas ˆ 0,09-15 mgy Een voordeel van de lange rotatietijden is de mogelijkheid om flexibele ademhalingsprotocols te gebruiken. Afhankelijk van de klinische toepassing kan een CT-scan worden genomen waarbij de adem wordt ingehouden of tijdens het ademhalen [34].

39 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 27 Het systeem kan eveneens beelden reconstrueren met een High Resolution-reconstructiemethode. Zonder deze reconstructie worden de beelden gereconstrueerd met isotrope voxels van 1 mm maar met dit reconstructiealgoritme kunnen subvolumes van maximaal 1 veld groot worden gereconstrueerd met isotrope voxels van 0,5 of 0,33 mm [33]. De flat-panel detector die hier gebruikt wordt, kan beelden weergeven met een hogere resolutie dan de laatste diagnostische CT maar kan niet worden gebruikt voor routine CT-opnames omdat door de trage acquisitie, een dynamische contrastverhoogde opname niet mogelijk is [34]. De CBCT met flat-panel maakt lokalisatieprotocollen met lage dosis mogelijk door zijn hoge resolutie. Dit is te danken aan de kleine detectorelementen in de flat-panel detector [35]. CsIscintillatoren zetten de X-stralen om in optische fotonen, die op hun beurt door amorf siliconeglas worden omgezet in elektrische ladingen (Figuur 5.3) [36]. Figuur 5.3: Links: CsI-scintillatoren close-up, rechts: amorf Silicone close-up (iedere pixel is 194 x 194 micron) [36] Verwerking van de beelden De CBCT verschilt van de conventionele CT op vlak van detectortype, geometrie van de bundel en axiale FoV. De CBCT-data vereist daarom speciale 3D reconstructiealgoritmes [33]. Filtered back projectie reconstructie Er wordt bij de BrightView XCT een speciale filtered back projection-methode (FBP) gebruikt voor reconstructie door de afwijkende geometrie van de X-stralenbron en de detector. De reconstructiemethode is een variant van de Feldkamp-reconstructiemethode, dewelke rekening houdt met de cone-beam geometrie van de X-stralenbundel [33]. In figuur 5.4 worden de verschillende stappen weergegeven in de reconstructie. Door de asymmetrische bundel krijgt men beelden van de helft van het gescande object. Dit wordt gecompenseerd door elke projectie te combineren met de projectie van de tegenoverliggende kant. Op deze gecombineerde projectie wordt dan een ramp filter toegepast. In figuur 5.2 is het duidelijk dat er overlap is in het centrale deel van het object. Om dit te verhelpen wordt een weegfunctie toegepast zodat het overbodige deel wordt verwijderd. De aangepaste projecties worden dan teruggeprojecteerd met de Feldkamp-methode om een beeld te verkrijgen [33].

40 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 28 Figuur 5.4: FBP reconstructie [33] Deze FBP-methode geeft snel een volumebeeld van de verkregen data en kan eveneens worden gebruikt om de High Resolution -reconstructiemethode op toe te passen. De FBP-techniek steunt echter op bepaalde wiskundige veronderstellingen in verband met de cone-beam geometrie en de compensatie voor de truncatie in het midden van het veld die maar bij benadering voor gelden de CBCT van de Brightview XCT. Afwijkingen kunnen artefacten veroorzaken in de reconstructie, maar deze problemen kunnen opgelost worden met iteratieve reconstructiealgoritmes [33]. Iteratieve reconstructie Het basisprincipe van iteratieve reconstructie is weergegeven is figuur 5.5. Figuur 5.5: Iteratieve reconstructie: (1) projectie meten van geschatte beeld, (2) foutprojecties berekenen, (3) correcties aanbrengen op het beeld [33] In een eerste stap wordt een schatting gemaakt van het beeld. Dit geschatte beeld f wordt voorwaarts geprojecteerd voor elke hoek van de gantry, waardoor projectie y wordt verkregen. Wiskundig kan men dit schrijven als: y = Af met A de projectiematrix. Deze geschatte projectie wordt vergeleken met de gemeten projectie y. Het verschil c tussen beide projecties wordt gemeten. Vervolgens wordt het geschatte beeld aangepast aan de hand van terugprojecties van de foutprojecties c. Ons geschat beeld f wordt nu: f + A T c. Dit proces wordt op een iteratieve manier herhaald tot de foutprojecties minimaal zijn.

41 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 29 Afhankelijk van hoe de foutprojecties c worden berekend en toegepast, bestaan er verschillende reconstructiemethodes. Bij de Brightview XCT wordt gebruik gemaakt van Simultaneous algebraic reconstruction technique (SART) om een schatting te maken van het beeld, gevolgd door verschillende iteraties van een orderend-subset maximum likelihood-methode (MLM) [37]. De methode werd aangepast voor de speciale acquisitie [33]. Het voordeel van iteratieve reconstructie ten opzichte van FBP is dat het probleem van het getrunceerde beeld kan worden opgelost en in de voorwaartse projectie kan de cone-beam geometrie nauwkeurig gemodelleerd worden. De MLM-methode bezit een model van de ruis die wordt opgenomen in het beeld. Dit kan leiden tot gereduceerde ruis in de reconstructie en een betere beeldkwaliteit. Een nadeel om iteratieve reconstructie te gebruiken in klinische settings is dat de methode berekeningsintensief is. Om dit te verhelpen wordt de berekening gedaan op een graphics processing unit (GPU) om de berekeningstijd te reduceren. In de meeste klinische settings wordt de CBCT-opname voorafgegaan door een SPECT-opname, waardoor de berekeningen gebeuren tijdens deze laatste opnames [33]. 5.2 Gemini TF PET/CT De Gemini TF PET/CT die in dit werk wordt gebruikt is uitgerust met een PET TOF en een Brilliance 16-slice CT (Figuur 5.6) [38]. De Gemini TF is de eerste commerciële Time Of Flight (TOF) PET-scanner gecombineerd met een 16- of 64- slice CT-scanner [8]. Enkele kenmerken van de Brilliance 16-slice CT [38]: ˆ 90, 120, 140 kvp ˆ Scanregio: 190 cm ˆ Rotatietijd: 0,5 seconden ˆ Mogelijke collimaties: 16 x 0,75 mm, 16 x 1,5 mm, 8 x 3 mm, 4 x 4,5 mm en 2 x 0,6 mm ˆ Snededikte: 1-5 mm ˆ Verschillende filters: Smooth (A), Standard (B), Sharp (C), Detail (D),... ˆ Verschillende resoluties: standard, high, ultra fast,... ˆ mas/slice

42 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 30 Figuur 5.6: Gemini TF PET/CT met 16-slice CT [38] 5.3 Computed Tomography Dose Index De CTDI werd ingevoerd voor het meten van de dosis bij CT-scanners met enkele snedes waar de snededikte een grootteorde kleiner is dan de lengte van de potloodionisatiekamer. Bij systemen met meerdere snedes of cone-beam systemen zal er een gebied worden bestraald dat zich in de axiale richting uitstrekt tot over de lengte van de ionisatiekamer. Op deze manier is het moeilijk om een correcte meting te doen van de straling die in het fantoom werd verstrooid en van de primaire straling die zich uitstrekt tot over de ionisatiekamer. Bij de CBCT van de Brightview XCT is de bundelbreedte in axiale richting in het isocenter dubbel zo groot als de lengte van de ionisatiekamer die gebruikt wordt [25]. De meettechnieken die Philips voorstelt om de CTDI vol bij de CBCT te bepalen zijn de volgende [25]: ˆ Gecollimeerde bundel ˆ Full Aperture Scan ˆ CTDI vol,300 Gecollimeerde bundel. De Brightview XCT kan de bundel in de axiale richting collimeren tot 1/15 de van de volledige bundel. De bundel heeft in het isocenter nu een axiale breedte van 14 mm, vergelijkbaar met een single-slice CT. Deze meting wordt in dit werk niet uitgevoerd omdat we niet beschikken over de slit om de bundel te collimeren. Full Aperture Scan. Deze methode wordt in de praktijk niet gebruikt om de CTDI vol te meten omdat niet alle primaire en verstrooide straling kan worden gedetecteerd. In dit werk wordt de CTDI vol toch op deze manier gemeten om aan te tonen of deze meettechniek al dan niet representatief is.

43 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 31 Het CTDI-fantoom wordt in het midden van de bundel geplaatst en de dosis wordt opgemeten over 100 mm in de centrale positie en op 4 perifere posities in het fantoom. De CTDI w,100 wordt berekend en deze waarde wordt gedeeld door 1,44 om te corrigeren voor de lengte van de ionisatiekamer en de breedte van de axiale bundel. In de definitie van CTDI vol wordt de dosis namelijk vermenigvuldigd met de lengte waarover wordt gemeten (hier 100 mm) en gedeeld door de bundelcollimatie (hier 144 mm), waardoor onze dosiswaarden gedeeld worden door 1,44 (Figuur 5.7). Figuur 5.7: Bundelcollimatie en lengte ionisatiekamer CTDI vol,300. Bij deze methode wordt over 300 mm gemeten en zijn er een langer fantoom en langere meetprobe nodig. In dit werk wordt de CTDI vol gemeten met een techniek die deze meetmethode probeert na te bootsen. De CTDI w,100 wordt drie maal berekend terwijl de tafel bij elke meting exact 100 mm opschuift maar de bundel op dezelfde plaats blijft stralen. De CTDI vol,300 wordt dan bepaald door deze drie waarden op te tellen en te delen door 1,44. De fantomen die gebruikt worden zijn het head en het body CTDI-fantoom, gemaakt uit PMMA. Het head fantoom heeft een diameter van 16 cm en het body fantoom een diameter van 32 cm. Beide fantomen zijn 14 cm lang. Zoals men kan zien in figuur 5.8 zal de probe tijdens een rotatie van 360 van de cone-beam scanner altijd worden bestraald wanneer deze zich in het centrum van het fantoom bevindt. Indien de probe zich aan de periferie bevindt, zal deze enkel worden bestraald tijdens de helft van de rotatie. Daarom is het belangrijk dat de berekening van CTDI vol gebeurt met een ionisatiekamer die geaccumuleerde dosiswaarden weergeeft en geen automatische threshold heeft. Dit wil zeggen dat alle waarden die gemeten worden ook effectief allemaal worden opgeteld. De ionisatiekamer die gebruikt wordt om de CTDI vol,300 te berekenen is de RADCAL 9015 dosimeter met 10x5-3CT probe omdat deze geen automatische threshold heeft, in tegenstelling tot de UNFORS. Bij de Full Aperture Scan bevindt de probe zich volledig in de primaire bundel en hier kan de UNFORS wel worden gebruikt. Figuur 5.8: Geometrie van halve bundel en bundeloverlap [25]

44 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden Dosis Thermoluminescente dosimeters Om orgaandosissen te bepalen wordt in dit werk gebruik gemaakt van thermoluminescente dosimeters (TLD s). De dosimetrie steunt op een vertraagd luminescentieproces. Sommige vaste stoffen bezitten de eigenschap om een deel van de energie van geabsorbeerde radioactieve straling op te slaan in een metastabiele toestand. Wanneer deze energie vrijkomt onder de vorm van ultraviolet, zichtbaar of infrarood licht, spreekt men van luminescentie. Er zijn twee vormen van luminescentie, afhankelijk van de tijd die verloopt tussen het absorberen van straling en het uitzenden van licht. Wanneer de emissie van licht gebeurt op het moment dat de energie wordt geabsorbeerd spreekt men van fluorescentie, bij vertraagde emissie spreekt men van fosforescentie. Wanneer dit fosforescentieproces wordt geëxciteerd met warmte spreekt men van thermoluminescentie [39]. Principe Het bandmodel van de vaste stof wordt gebruikt om de werking meer in detail uit te leggen (Figuur 5.9). Figuur 5.9: Werking van thermoluminescente dosimeters [40] De vaste stoffen bestaan uit ionaire kristallen (LiF of CaF) gedopeerd met onzuiverheden zoals Mg, Mn, Ti,... Wanneer ioniserende straling met een energie hoger dan de bandkloof van het kristal, invalt op het kristal, worden elektron-gat paren gevormd. Zo komen elektronen in de conductieband terecht en blijven de gaten achter in de valentieband. De ladingen kunnen vrij diffunderen waardoor ze kunnen worden ingevangen door energieniveaus tussen de valentie- en conductieband. Deze traps of vallen worden gevormd door de onzuiverheden in het kristal en zijn zo diep dat de ladingen op kamertemperatuur gevangen blijven [39]. In een TLD-reader worden de TLD s op een verhittingssysteem gelegd en kunnen de elektronen hun val verlaten vanwege de verhoogde temperatuur. De elektronen komen opnieuw te-

45 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 33 recht in de conductieband en na diffusie kunnen deze vrijgelaten elektronen terecht komen in een recombinatie- of luminescentiecenter. Daar zullen ze recombineren met een gat en de recombinatie-energie komt vrij onder de vorm van licht dat wordt opgevangen door fotomultiplicatoren [39]. De fotomultiplicator zal het licht converteren in een elektrisch signaal en zal vervolgens dat signaal versterken. De TLD-reader geeft ons uiteindelijk een signaal in nc. In onderstaande figuur 5.10 worden de TLD-reader en de monitor weergegeven die in dit werk worden gebruikt. Figuur 5.10: TLD-reader (links) en monitor (midden) Het aanwijsapparaat zal de lichtemissie plotten als functie van de gloeitemperatuur. Deze grafiek wordt een gloeicurve genoemd en wordt in figuur 5.11 weergegeven voor de TLD s die in dit werk gebruikt worden. LiF:Mg,Ti-fosfors worden hier gebruikt omdat deze een goede weefselequivalentie hebben [41]. Figuur 5.11: Gloeicurve LiF:Mg,Ti-dosimeters [41]

46 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 34 De oppervlakte onder deze curve is een maat voor de geabsorbeerde dosis. Enkel de lichtopbrengst van de meest stabiele pieken wordt gemeten, de rest kan afkomstig zijn van onzuiverheden. De belangrijkste piek voor de LiF:Mg,Ti dosimeters ligt tussen 180 C en 260 C en wordt gebruikt voor dosimetrie. Deze temperatuur is voldoende hoog om niet beïnvloed te worden door kamertemperatuur en voldoende laag om niet te interfereren met de black-body emissie van het verhittingsysteem [41]. Elke TLD wordt afzonderlijk in de TLD-reader geplaatst om uitgelezen te worden. Tijdens de read-out worden er drie fasen onderscheiden: pre-heating, heating en oven annealing. In de pre-heating fase wordt de temperatuur relatief snel opgedreven om de vallen te ledigen die verantwoordelijk zijn voor de onstabiele pieken afkomstig van onzuiverheden. Dit signaal wordt niet opgevangen. In dit werk wordt ervoor gekozen om 24 uren te wachten met de read-out zodat deze onstabiele niveaus reeds geledigd zullen worden door fading. In de heating fase worden de stabiele pieken gecollecteerd. Tijdens de oven annealing worden de nog bezette vallen ook geledigd. In deze fase wordt het signaal eveneens niet opgenomen. Deze fase dient als een soort schoonmaak om de TLD s daarna opnieuw te kunnen gebruiken. Na deze fase zijn de vallen in de TLD s leeg en is de informatie verloren, er is sprake van destructieve read-out. Het proces dat gevolgd wordt bij de TLD s in dit werk is: ˆ Pre-heating : 20s op 140 C ˆ Heating : 20s op 250 C aan 25 C/s ˆ Annealing : 1 uur op 400 C, 2 uren op 100 C Kalibratie Voordat de TLD s kunnen worden gebruikt, moeten ze eerst worden gekalibreerd om de oppervlakte onder de gloeicurve te correleren met de dosis. Omdat de TLD s energieafhankelijk zijn, is het belangrijk dat de kalibratie gebeurt onder omstandigheden die zo goed mogelijk de situatie nabootsen waaraan de TLD s in de praktijk zullen worden blootgesteld. De TLD s worden gekalibreerd in vrije lucht (Figuur 5.12, links). De TLD s worden bestraald met een dosis van 120 kvp (vergelijkbaar met het spectrum van de CT-scanner) en er wordt een filter van 4 mm aluminium gebruikt. In dit werk worden 280 TLD s elk afzonderlijk verpakt in plastieken zakjes en worden op een blad gekleefd in een cirkel met een diameter van 13 cm omdat bepaald is dat daar de meeste dosis terecht komt. De afstand tussen de monitorkamer en de plaats waar de dosis wordt geleverd bedraagt 1,5 m en wordt nauwkeurig afgemeten met een speermaat, rekening houdend met het feit dat de gekende dosis in het midden van de TLD s terecht komt. Aangezien de TLD s 1 mm dik zijn, wordt een afstand van 1,4995 m afgemeten.

47 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 35 De referentiedosis waarmee de TLD s bestraald worden, wordt weergegeven door een monitorkamer. Om te weten hoeveel monitor units (MU) er nodig zijn om een bepaalde dosis in Gy te geven, wordt deze monitorkamer gekalibreerd met een ionisatiekamer in vrije lucht. De opstelling die gebruikt wordt om de monitorkamer te kalibreren is dezelfde als de opstelling waarmee de TLD s worden gekalibreerd (Figuur 5.12, rechts). De conversiefactor van de monitorkamer bedraagt 3, Gy/MU op het moment dat de TLD s in dit werk worden gekalibreerd. Figuur 5.12: Links: opstelling kalibratie TLD s, rechts: opstelling kalibratie monitorkamer De TLD s worden bestraald met ± MU, wat ongeveer een dosis van 1 cgy oplevert. Per blad wordt het aantal MU vermenigvuldigd met de conversiefactor van de monitorkamer om de exacte dosis in Gy te kennen. De uiteindelijke kalibratiefactor voor elke TLD wordt dan bepaald als de verhouding van de gekende dosis in mgy en de respons van de TLD s in nc. In dit werk wordt ervoor gekozen om de TLD s in batch te kalibreren en niet individueel. De TLD s worden verdeeld in reeksen waarin de individuele afwijking van elke kalibratiefactor ten opzichte van het gemiddelde van de reeks kleiner is dan 2,5%. Elke TLD in eenzelfde reeks krijgt zo eenzelfde kalibratiefactor, berekend als het gemiddelde van de kalibratiefactoren van elke TLD in deze reeks Fantoom Om de dosis op te meten wordt in dit werk gebruik gemaakt van het antropomorf Alderson Rando fantoom (Alderson Research Laboratories, USA) (Figuur 5.13). Dit fantoom stelt het hoofd, borstkas en heupgedeelte van een volwassen man (175 cm, 73,5 kg) voor. Het fantoom is vervaardigd uit een natuurlijk menselijk skelet en omgeven met een rubberachtig weefselequivalent materiaal met atoomgetal Z = 7,30 en massadichtheid ρ = 0, 985 g/cm 2. Het longvolume is gevuld met een harsachtig longsubstituut met atoommassa Z=7,30 en massadichtheid ρ = 0, 32 g/cm 2 [42]. Het fantoom bestaat uit 36 sneden, genummerd van 0 (bovenaan het hoofd) tot en met 35 (het bekken). Snede 0 tot en met 34 zijn 2,5 cm dik, de onderste snede is ± 10 cm dik. In de sneden zijn holtes aanwezig waar de TLD s kunnen worden ingebracht.

48 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 36 Figuur 5.13: Antropomorf Alderson Rando fantoom [43] Orgaandosis In het fantoom worden 150 TLD s, verpakt in plastieken zakjes, verdeeld over de verschillende organen. Afhankelijk van de uniformiteit van de dosisverdeling in het orgaan en de grootte van het orgaan, bevinden er zich meer of minder TLD s in het desbetreffende orgaan. In tabel 5.1 wordt de verdeling over de verschillende organen weergegeven. Daarnaast worden nog TLD s op de huid gekleefd om de huiddosis te bepalen. Tabel 5.1: Verdeling TLD s in Rando fantoom Orgaan Aantal TLD s Blaas 2 Dikke darm 18 Dunne darm 8 Lever 20 Long 42 Remainder 6 Maag 6 Bot 30 Nier 4 Uterus 2 Eierstok 2 Schildklier 2 Slokdarm 2 Hart 2 Pancreas 1 Hersenen 2 Milt 1

49 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 37 De TLD s zijn over het algemeen zodanig over de organen verdeeld dat de gemiddelde dosis D T,i van de fractie f T,i van orgaan T in snede i, gelijk is aan het gemiddelde van de individuele TLD-signalen. D T,i = NT,i n=1 D T,i,n N T,i (5.1) waarbij N T,i gelijk is aan het aantal TLD s in de fractie van orgaan T in snede i. D T,i,n is de dosis van de n de TLD in de fractie van orgaan T in snede i. De dosis in µgy die overeenstemt met een bepaalde TLD wordt als volgt bepaald: ˆ Het uitgelezen signaal in nc wordt genoteerd ˆ Per reeks werden twee TLD s apart gehouden om een achtersignaal te hebben die hier wordt afgetrokken van de andere TLD-signalen ˆ Er wordt vermenigvuldigd met duizend en met de desbetreffende kalibratiefactor per reeks TLD s om de dosis in µgy te bekomen ˆ Er wordt vermenigvuldigd met conversiefactoren van dosis in lucht naar dosis in weefsel (Tabel 5.2) Tabel 5.2: Conversie van dosis in lucht naar dosis in weefsel Weefsel Conversiefactor Spieren 1, Long 1, Bot 1 Huid 1, Beenmerg(*) 1, Botoppervlak(*) 3, Volgens Ma et al. bij 120 kv, 4,76 mm Al (*) Volgens ORNL De gemiddelde dosis van een orgaan T wordt dan berekend via : D T = i f T,i D T,i (5.2) met f T,i de volumefractie van orgaan T in snede i (zie Bijlage A).

50 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 38 Er moeten enkele opmerkingen gemaakt worden bij de berekeningswijze van de orgaandosissen. Niet elke snede van het hart, slokdarm, huid en skelet bevat een TLD. De weefseldosis in een bepaalde snede die geen TLD bevat wordt dan door interpolatie afgeleid uit de weefseldosis in sneden die wel een TLD bevatten. De huidinterpolatie houdt rekening met het huidoppervlak in een welbepaalde snede tot de totale hoeveelheid huidoppervlak. Voor de remainder in een bepaalde snede worden de remainder-tld s gebruikt. Indien de snede geen remainder-tld bevat, wordt het gemiddelde genomen van alle aanwezig orgaanfracties in die snede, met uitzondering van de longen, bot en huid Risicoanalyse Er worden twee verschillende risicoanalyses uitgevoerd die verbonden zijn met de berekende orgaandosissen; effectieve dosis en lifetime attributable risk. Effectieve dosis De grootheid geabsorbeerde dosis wordt gebruikt om de specifieke energiedepositie in het lichaam te beschrijven. Om een verband te leggen tussen dosisgrootheden in stralingsbescherming en stochastische effecten, worden weegfactoren gebruikt. De International Commission on Radiological Protection (ICRP) voerde twee nieuwe begrippen in. Equivalente dosis H, uitgedrukt in Sievert (Sv), is de gemiddelde geabsorbeerde dosis in een weefsel T, door het stralingstype R, vermenigvuldigd met een weegfactor voor die straling R (Vergelijking 5.3): H T = R w R D T,R (5.3) Hoge LET-straling zoals alpha-deeltjes geven aanleiding tot grotere biologische schade dan lage LET-straling zoals elektronen. Stralingskwaliteitsfactoren w R zijn factoren die rekening houden met deze verschillen in radiobiologische effectiviteit van die stralingen met verschillende LET. Deze stralingskwaliteitsfactoren werden bepaald door ICRP Publication 103 en worden weergegeven in tabel 5.3 [44]. Aangezien de stralingsweegfactor voor X-stralen gelijk is aan 1, is de orgaandosis zoals hierboven berekend werd gelijk aan de equivalente dosis voor dat orgaan. Effectieve dosis E, uitgedrukt in Sievert (Sv), is een gewogen som over alle organen en weefsels van equivalente dosissen, met w T de weefselweegfactor (Vergelijking 5.4) : E = w T H T = w T w R D T,R (5.4) T T R De weefselweegfactor w T geeft de relatieve stralingsgevoeligheid van doelorgaan T weer en werd eveneens bepaald door ICRP Publication 103 (Tabel 5.4). Elk weefsel of orgaan heeft een individuele risicofactor op late stochastische effecten.

51 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 39 Tabel 5.3: Stralingsweegfactoren ter bepaling van de equivalente dosis volgens ICRP 103. Radiation type Radiation weighting factor, w R Photons 1 Electrons a and muons 1 Protons and charged pions 2 Alpha particles, fission fragments, heavy ions 20 Neutrons A continuous function of neutron energy All values relate to the radiation incident on the body or, for internal radiation sources, emitted from the incorporated radionuclide(s). a Note the special issue of Auger electrons (ICRP Publication 103) Bron: ICRP 103 Tabel 5.4: Weefselweegfactoren ter bepaling van de effectieve dosis volgens ICRP 103. Tissue w T wt Bone-marrow (red), Colon, Lung, Stomach, Breast, Remainder tissues* Gonads Bladder, Oesophagus, Liver, Thyroid Bone surface, Brain, Salivary glands,skin Total 1.00 *Remainder tissues: Adrenals, Extrathoracic (ET) region, Lymphatic nodes, Muscle, Oral Mucosa, Pancreas, Prostate (male),gall bladder, Heart, Kidneys, Small intestine, Spleen,Thymus, Uterus/cervix (female). Bron: ICRP 103 De ICRP stelt dat het risico op mortaliteit gegeven wordt door 5% per Sievert. Dit risico geldt voor de volledige populatie. Er wordt hierbij geen rekening gehouden met een onderscheid op vlak van geslacht of leeftijd. Lifetime Attributable Risk Een andere methode om risico s te bepalen is gebaseerd op modellen van Biological Effects of Ionizing Radiation (BEIR VII). De risicoschatting is gebaseerd op de bepaling van de Lifetime Attributable Risk (LAR) : LAR = orgaandosis risicofactor (5.5) De risicofactoren zijn een maat voor het risico per patiënten die bestraald worden per 100 mgy. Deze factoren houden hier, in tegenstelling tot de methode van ICRP 103, wel rekening met leeftijd en geslacht en er wordt een onderscheid gemaakt tussen incidentie en mortaliteit. De risicofactoren worden weergegeven in Bijlage C [45].

52 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 40 De orgaandosissen die in dit werk worden berekend, worden vermenigvuldigd met hun risicofactor per leeftijd en per geslacht. De organen waarvoor geen dosis wordt berekend of waarvoor geen risicofactor bestaat, worden samengebracht in others. De dosis van others (D others ) wordt als volgt berekend : D others = i D i m i i m i Hierbij staat i voor alle organen waarvoor BEIR VII geen risicofactor heeft gedefinieerd of waarvoor geen dosis wordt berekend. (5.6) Hiermee gaat men er van uit dat de niet berekende orgaandosis uitgesmeerd wordt over alle andere organen in het lichaam. De waarden voor elk orgaan worden opgeteld om tot de LAR van het volledige lichaam te komen. De orgaandosissen worden hier gemeten met het Rando fantoom, wat een volwassen man/vrouw voorstelt. Daarom worden in dit werk de LAR s berekend voor leeftijden van 30 tot en met 80 jaar. Zowel de methode van de ICRP als deze van de BEIR VII zijn gebaseerd op epidemiologische studies waaraan mathematische modellen met bepaalde onzekerheden worden gefit om het stralingsrisico te bepalen. De experimenten bij deze studies zijn onderworpen aan acute hoge dosistempi. Om de verwachte risico s te extrapoleren naar chronische bestralingen met lage dosis en lage dosistempi, wordt een Dose and Dose-Rate Effectiveness Factor (DDREF) ingevoerd. UNSCEAR en ICRP 103 nemen een DDREF gelijk aan 2 aan, BEIR VII gebruikt een DDREF van 1,5. In dit werk worden de resultaten van de LAR-berekeningen omgezet naar een DDREF gelijk aan Protocols De dosissen worden met het Rando fantoom gemeten onder de CBCT en de 16-slice CT met verschillende protocols. Er worden 3 verschillende regio s gescand zoals ze klinisch ook worden gescand. De parameters staan samengevat in tabel 5.5. Elke acquisitie werd gemaakt aan 120 kv. De fantomen worden meerdere malen bestraald opdat de TLD s een meetbare dosis zullen ontvangen, hiermee wordt rekening gehouden in de resultaten. Bij de CBCT wordt voor het bekken en de hals het bone protocol SPECT/CT toegepast omdat dit doorgaans in de klinische praktijk het meest gebruikt wordt. Voor de abdomenscan wordt het MAA Levershunt protocol gebruikt. Deze protocollen worden gescand aan 20 ma omdat lagere dosissen een onvaardbare kwaliteit opleveren. Enkel voor extremiteiten worden in de praktijk lage dosiswaarden gebruikt. Het protocol dat bij de 16-slice CT gebruikt wordt is het Abdomen Routine AC CT protocol, eveneens omdat dit het meest gebruikte protocol is in de klinische praktijk. De opnames met de Brilliance 16 CT worden uitgevoerd zonder mas-modulatie omdat dit een vergelijking met de Brightview XCT (zonder mas-modulatie) moeilijk zou maken.

53 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 41 Tabel 5.5: Acquisitieparameters voor de verschillende scanprotocols Brightview XCT DLP: 280,8 mgy*cm CTDI: 6,5 mgy 247,3 mas DLP: 93,6 mgy*cm CTDI: 6,5 mgy 247,3 mas DLP: 280,8 mgy*cm CTDI: 6,5 mgy 247,3 mas Brilliance 16 CT BEKKEN (snede 24 tem 35) DLP: 689,5 mgy*cm pitch: 0,813 CTDI: 17,6 mgy collimatie: 16 * 1,5 mm 250 mas / snede HALS (snede 5 tem 10) DLP: 347,7 mgy*cm pitch: 0,813 CTDI: 17,6 mgy collimatie: 16 * 1,5 mm 250 mas / snede ABDOMEN (snede 18 tem 32) DLP: 605,6 mgy*cm pitch: 1,063 CTDI: 14,1 mgy collimatie: 16 * 1,5 mm 200 mas / snede Om de te scannen regio te bepalen wordt bij de Brightview XCT gebruik gemaakt van de gammadetectoren van het SPECT-gedeelte. Met behulp van een puntbron wordt het fantoom gepositioneerd zodat het zich centraal in de FoV bevindt. Door deze manier van positionering te gebruiken, wordt de patiënt niet blootgesteld aan de extra dosis afkomstig van een scoutview die bij conventionele CT wordt gebruikt. De afwezigheid van de scoutview wordt hier niet gezien als een gebrek maar als manier om de dosis zo laag mogelijk te houden [46]. Bij de 16-slice CT wordt een scoutview genomen van het fantoom alvorens er wordt gescand. Deze scoutview gebeurt met een zeer lage dosis, zodat deze de meetwaarden niet beïnvloedt. De regio die men wenst te scannen wordt manueel aangeduid op deze scoutview. 5.5 Beeldkwaliteit Catphan fantoom Om de beeldkwaliteit te evalueren wordt er gebruik gemaakt van het Catphan 504 fantoom van The Phantom Laboratory (Figuur 5.14, links) [47]. Het fantoom bestaat uit verschillende modules (Figuur 5.14, rechts) die de evaluatie van Hounsfield Units, uniformiteit, ruis, resolutie en contrast toelaten. De analyse van de beeldkwaliteit gebeurt met het beeldverwerkingsprogramma ImageJ.

54 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 42 Figuur 5.14: Catphan 504 fantoom. Links: buitenkant, rechts: binnenkant met verschillende modules [47] Hounsfield Units Module CTP404: Snededikte, sensitometrie en pixelgrootte wordt gebruikt om de lineariteit van de Hounsfield Units (HU) van verschillende materialen na te gaan en wordt weergegeven in figuur In deze module zijn kleine cilinders aanwezig die elk bestaan uit een verschillend materiaal. De verschillende targets zijn: Teflon, Delrin, acryl, polystyreen (PS), lage densiteit polyethyleen (LDPE), polymethylpenteen (PMP) en lucht. In tabel 5.6 worden de lineaire attenuatiecoëfficiënten van de verschillende materiaalsoorten bij 120 kev weergegeven [47]. Figuur 5.15: Module CTP404 voor de evaluatie van Hounsfield Units en SdNR [47] Tabel 5.6: Lineaire attenuatiecoëfficiënten (1/cm) [47] Teflon Delrin acryl PS water LDPE PMP lucht

55 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 43 De Hounsfield Units worden bepaald door in de centrale snede een cirkelvormige Region of Interest (ROI) te definiëren in elke target en de gemiddelde waarde voor HU te meten (Figuur 5.16). Deze metingen worden uitgemiddeld over 5 snedes en vergeleken met de berekende HUwaarden voor de verschillende materiaalsoorten. De HU-waarden worden berekend aan de hand van vergelijking 2.1. Figuur 5.16: ROI s ter bepaling van Hounsfield Units in een Brightview XCT-opname Deze module wordt eveneens gebruikt om een Signal difference Noise Ratio (SdNR) te berekenen. Deze wordt gedefinieerd als: SdNR = HU weefsel HU achtergrond SD achtergrond (5.7) met SD de standaarddeviatie van de HU-waarden in een snede. De SdNR is een maat voor in hoeverre we verschillende materiaalsoorten van elkaar kunnen onderscheiden. De SdNR wordt berekend voor Teflon en PS en wordt uitgezet in functie van de CT DI vol. Teflon is een hoog contrast materiaal en PS wordt veel gebruikt in kwaliteitsfantomen in CT. Om de SdNR te meten wordt een ROI gedefinieerd in Teflon, PS en in de achtergrond en wordt de gemiddelde HU uitgemiddeld over 5 snedes (Figuur 5.17). Figuur 5.17: ROI s ter bepaling van SdNR in een Brightview XCT-opname

56 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 44 Uniformiteitsmodule Met de module CTP489: Uniformiteit worden de variatie van Hounsfield Units met CTDI vol, de uniformiteit en de ruis geëvalueerd (Figuur 5.18). Figuur 5.18: Module CTP489 voor de evaluatie van uniformiteit, ruis en Hounsfield Units in functie van CTDI vol [47] Om de uniformiteit te evalueren wordt een profielplot opgemeten in horizontale richting over de ganse breedte van het fantoom in een centrale snede in de uniformiteitsmodule. Er wordt nagegaan of de asymmetrische cone-beam bundel nog garant staat voor een uniform beeld. Om de variatie van Hounsfield Units met de de dosis te analyseren, wordt centraal in de uniformiteitsmodule een ROI geselecteerd (Figuur 5.19). De gemiddelde HU worden bepaald, de waarden worden uitgemiddeld over 12 snedes en dan uitgezet in functie van de CTDI vol. Aan de hand van de uniformiteitsmodule wordt ook een analyse gemaakt van de ruis in functie van de CTDI vol. Dezelfde methodiek als hierboven (de bepaling van HU in functie van de CTDI vol ) wordt gevolgd maar hier wordt de standaarddeviatie op de HU gebruikt in plaats van de gemiddelde HU. Figuur 5.19: ROI ter bepaling van ruis en HU in een Brightview XCT-opname

57 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 45 Spatiale resolutie De module CTP528: Hoge resolutie module bestaat uit een reeks van 1 tot en met 21 lijnparen per cm en twee puntbronnen (Figuur 5.20). De lijnparen worden gebruikt om de resolutie visueel te evalueren. Figuur 5.20: Module CTP528 voor de evaluatie van spatiale resolutie [47] Om de resolutie kwantitatief te bepalen wordt de Full Width at Half Maximum (FWHM) berekend uit een pointspread function van de puntbronnen in een bepaalde richting (Figuur 5.21). De puntbronnen zijn gemaakt uit wolfraam, hebben een diameter van 0,28 mm en bevinden zich in een epoxy achtergrond. Figuur 5.21: FWHM uit profielplot De resolutie zal variëren naargelang de filter en het algoritme waarmee de beelden werden gereconstrueerd.

58 Hoofdstuk 5. Materialen en methoden 46 Laag-contrast zichtbaarheid De module CTP515: Laag-contrast wordt gebruikt om de zichtbaarheid van het laag-contrast te evalueren (Figuur 5.22). Figuur 5.22: Module CTP515 voor de evaluatie van laag-contrast [47] In dit werk gebeurt de evaluatie van het laag-contrast aan de hand van de bepaling van een Image Quality Factor. Een observer evalueert de centrale snede van de module en rapporteert voor elk contrast (1%, 0,5% en 0,3%) in de supra-slices hoeveel cirkels hij/zij kan waarnemen. Hoe meer cirkels er waar te nemen zijn, hoe kleiner de diameter van de laatst waar te nemen cirkel is. De diameters worden vermenigvuldigd met de waarde voor het contrast en deze waarden worden opgeteld. Om de Image Quality Factor te berekenen wordt 100 gedeeld door deze som. Hiervan wordt dan het gemiddelde genomen over alle observers.

59 HOOFDSTUK 6 RESULTATEN 6.1 Computed Tomography Dose Index In dit werk wordt nagegaan of de Full Aperture Scan-methode representatieve waarden weergeeft voor de CTDI van de CBCT. Om dit te analyseren wordt het body fantoom gescand met het Bone, SPECT/CT protocol en volgende scanparameters: ˆ 20 ma ˆ 247,34 mas ˆ 120 kvp Het fantoom wordt in het midden van de X-stralenbundel geplaatst (Centrale Positie, CP). De resultaten worden weergegeven in tabel 6.1. Tabel 6.1: Resultaten Full Aperture Scan Body fantoom (mgy) CP center 2,94 boven 5,67 onder 4,93 links 7,09 rechts 5,06 CTDI w,100 4,77 CTDI vol,100 3,31 CTDI vol,console 6,50 CP: Centrale Positie 47

60 Hoofdstuk 6. Resultaten 48 CTDI vol,console is de waarde die wordt weergegeven op de console van het Brightview XCTtoestel. De CTDI vol,100 is een onderschatting van de CTDI vol,console en daarom wordt nagegaan of de CTDI vol,300 een betere benadering weergeeft van de CTDI vol,console (Tabel 6.2). Deze meting wordt gedaan met zowel het head als het body fantoom. Het head fantoom wordt gescand met het Brain Spect CTAC protocol en het body fantoom wordt opnieuw gescand met het Bone, SPECT/CT protocol. De scanparameters zijn voor beide fantomen dezelfde als bij de Full Aperture Scan. CP-10 en CP+10 verwijzen naar de posities waarbij de tafel respectievelijk 10 cm uit de scanner en 10 cm dieper in de scanner wordt geschoven ten opzichte van de centrale positie. Tabel 6.2: Resultaten CTDI vol,300 Body fantoom (mgy) Head fantoom (mgy) CP-10 CP CP+10 Totaal CP-10 CP CP+10 Totaal center 1,78 2,63 1,32 5,73 6,16 7,51 1,00 14,67 boven 3,09 5,62 1,92 10,63 5,41 6,54 0,55 12,49 onder 3,20 5,46 1,64 10,29 5,53 6,39 0,82 12,74 links 3,93 7,09 2,30 13,31 6,09 6,88 0,68 13,66 rechts 2,86 5,11 1,49 9,46 5,05 6,42 0,76 12,23 CTDI w,300 2,77 4,76 1,67 9,19 5,73 6,87 0,80 13,41 CTDI vol,300 6,38 9,31 CTDI vol,console 6,50 6,50 CP: Centrale Positie We kunnen besluiten dat het resultaat van het body fantoom reeds een goede benadering is voor de CTDI vol,console die door het toestel wordt weergegeven. De gemeten CTDI vol,300 voor het head fantoom is ±1,4 keer groter dan de waarde die door het toestel wordt weergegeven.

61 Hoofdstuk 6. Resultaten Dosis Orgaandosis In dit werk worden drie verschillende regio s gescand: het bekken, de halsregio en het abdomen (Figuur 6.1). De orgaandosissen in mgy worden voor elke scan bij de verschillende CT-systemen weergegeven in tabel B.1 in bijlage B. In figuren wordt voor elk orgaan de orgaandosis per CTDI vol uitgezet voor de drie verschillende regio s die werden gescand. De grafieken die de orgaandosis per DLP weergeven hebben een gelijkaardig verloop en worden weergegeven in figuren B.1 - B.3 in bijlage B. Figuur 6.1: Verschillende scanregio s

62 Hoofdstuk 6. Resultaten 50 Figuur 6.2: Orgaandosis per CTDI vol bij een scan van het bekken Figuur 6.3: Orgaandosis per CTDI vol bij een scan van de halsregio Figuur 6.4: Orgaandosis per CTDI vol bij een scan van het abdomen

63 Hoofdstuk 6. Resultaten Risico Effectieve dosis Voor elke scan wordt de effectieve dosis berekend door de orgaandosissen te vermenigvuldigen met hun stralingsweegfactor w t (Tabel 5.4) en deze waarden te sommeren. Deze effectieve dosis wordt in figuur 6.5 genormeerd met CTDI vol (links) en met DLP (rechts). Figuur 6.5: Effectieve dosis per CTDI vol (links) en per DLP (rechts) Tabel 6.3 vat de effectieve dosissen (msv) samen van de verschillende scans zoals ze klinisch worden geïmplementeerd. Tabel 6.3: Effectieve dosis (msv) van verschillende scans zoals ze klinisch worden geïmplementeerd Effectieve dosis (msv) Regio CBCT 16-slice CT Bekken 2,5 8,9 Halsregio 0,5 2,0 Abdomen 3,2 11,7 Een belangrijk besluit dat we hieruit kunnen trekken is dat het stralingsrisico, gebaseerd op de effectieve dosissen, bij de 16-slice CT ongeveer 4 keer hoger ligt dan bij de cone-beam CT. Lifetime Attributable Risk De resultaten van de incidentie en mortaliteit in functie van de leeftijd voor een scan van het bekken, de halsregio en het abdomen worden weergegeven in figuur 6.6, 6.7 en 6.8 respectievelijk. De resultaten worden weergegeven voor zowel de CBCT (links) als de 16-slice CT (rechts).

64 Hoofdstuk 6. Resultaten 52 Figuur 6.6: Incidentie en mortaliteit in functie van de leeftijd bij een scan van het bekken Figuur 6.7: Incidentie en mortaliteit in functie van de leeftijd bij een scan van de halsregio Figuur 6.8: Incidentie en mortaliteit in functie van de leeftijd bij een scan van het abdomen Uit bovenstaande figuren is het duidelijk dat de LAR bij de 16-slice CT ongeveer 4 keer hoger ligt dan bij de cone-beam CT. In figuur 6.9 worden de incidentie en mortaliteit weergegeven voor elke scan, zoals klinisch geïmplementeerd, indien een manneljke patiënt bestraald zou worden op 50-jarige leeftijd. De berekeningen voor een vrouwelijke patiënt tonen gelijkaardige resultaten en worden weergegeven in figuur C.3 in bijlage C. In figuur C.4 in bijlage C worden gelijkaardige resultaten weergegeven voor een mannelijke patiënt die bestraald zou worden op 30-jarige of op 80-jarige leeftijd.

65 Hoofdstuk 6. Resultaten 53 Figuur 6.9: Incidentie en mortaliteit indien mannelijke patiënt bestraald zou worden op 50-jarige leeftijd voor de verschillende scanprocedures In tabel 6.4 worden enkele risicowaarden weergegeven wanneer een patiënt op 50-jarige leeftijd bestraald zou worden. Tabel 6.4: Lifetime Attributable Risk voor kanker incidentie (CI) en mortaliteit (CM) wanneer een patiënt op 50-jarige leeftijd bestraald zou worden voor verschillende scanprocedures (in ) Man Vrouw Scanprocedure CI ( ) CM ( ) CI ( ) CM ( ) Bekken CBCT 0,12 0,05 0,10 0,05 Bekken CT 0,35 0,16 0,30 0,15 Hals CBCT 0,01 0,01 0,02 0,01 Hals CT 0,04 0,03 0,07 0,05 Abdomen CBCT 0,13 0,07 0,14 0,08 Abdomen CT 0,45 0,26 0,52 0,32 In bijlage C worden dezelfde gegevens in tabelvorm weergegeven voor een patiënt die op 30-jarige (Tabel C.1) en op 80-jarige bestraald zou worden (Tabel C.2). 6.3 Beeldkwaliteit Hounsfield Units De uniformiteitsmodule wordt hier gebruikt om de variatie van Hounsfield Units in functie van de CTDI vol bij CBCT te analyseren. De resultaten worden weergegeven in figuur 6.10 voor beelden die zowel met FBP als met iteratieve reconstructiealgoritmes werden gereconstrueerd

66 Hoofdstuk 6. Resultaten 54 aan 120 kvp. Er werd gescand in continue en gepulseerde mode over een range van 0,09-15 mgy. In de handleiding van het Catphan 504 fantoom staat vermeld dat de CT-waarden in de uniformiteitsmodule variëren van 5 tot 18HU. Deze grenswaarden van 5 en 18 HU worden eveneens weergegeven in de figuren. Figuur 6.10: HU in functie van CTDI vol bij CBCT. Links: continue mode, rechts: gepulseerde mode Dezelfde metingen worden gedaan voor de 16-slice CT over een range van 1,4-15 mgy en de resultaten worden weergegeven in figuur Figuur 6.11: HU in functie van CTDI vol bij 16-slice CT Uit bovenstaande figuren kunnen we besluiten dat de HU-waarden bij de CBCT sterk beginnen af te wijken wanneer de CTDI vol kleiner wordt dan 1 mgy. Daarom wordt de lineariteit van de Hounsfield Units in functie van µ in de verschillende targets in de HU-module (Figuur 5.15) nagegaan en wordt deze lineariteit vergeleken bij 0,09 mgy en 6,5 mgy, voor zowel FBP (F) als iteratieve reconstructie (I). De resultaten worden weergegeven in tabel 6.5 en in figuur 6.12 worden deze waarden in een spreidingsdiagram weergegeven.

67 Hoofdstuk 6. Resultaten 55 Ter vergelijking worden dezelfde metingen gedaan met de 16-slice CT (Figuur 6.13). Het toestel kan niet worden gebruikt bij een CTDI vol kleiner dan 1,4 mgy en daarom wordt de lineariteit hier vergeleken bij 1,4 mgy en 6,5 mgy. Tabel 6.5: Hounsfield Units voor cone-beam CT en 16-slice CT bij verschillende CTDI vol (0,09 mgy, 1,4 mgy en 6,5 mgy) 0,09 mgy 1,4 mgy 6,5 mgy Berekend (*) CBCT (F) CBCT (I) CT CBCT (F) CBCT (I) CT LDPE Delrin Teflon acryl PMP polystyreen , lucht F: FBP, I: Iteratief (*) Berekend aan de hand van vergelijking 2.1 Figuur 6.12: Hounsfield Units in functie van µ bij CBCT: 0,09 mgy (links) en 6,5 mgy (rechts) Figuur 6.13: Hounsfield Units in functie van µ bij CT: 1,4 mgy (links) en 6,5 mgy (rechts)