Vergelijking tussen klinische duale energie CT en micro-ct voor de beeldvorming van kleine proefdieren.

Transcriptie

1 Vergelijking tussen klinische duale energie CT en micro-ct voor de beeldvorming van kleine proefdieren. Griet D`hollander Promotoren: prof. dr. Stefaan Vandenberghe, prof. dr. Steven Staelens Begeleider: Bert Vandeghinste Masterproef ingediend tot het behalen van de academische graad van Master in de ingenieurswetenschappen: biomedische ingenieurstechnieken Vakgroep Elektronica en Informatiesystemen Voorzitter: prof. dr. ir. Jan Van Campenhout Faculteit Ingenieurswetenschappen en Architectuur Academiejaar

2

3 Vergelijking tussen klinische duale energie CT en micro-ct voor de beeldvorming van kleine proefdieren. Griet D`hollander Promotoren: prof. dr. Stefaan Vandenberghe, prof. dr. Steven Staelens Begeleider: Bert Vandeghinste Masterproef ingediend tot het behalen van de academische graad van Master in de ingenieurswetenschappen: biomedische ingenieurstechnieken Vakgroep Elektronica en Informatiesystemen Voorzitter: prof. dr. ir. Jan Van Campenhout Faculteit Ingenieurswetenschappen en Architectuur Academiejaar

4 Voorwoord De levensverwachting van de mens is in de loop van de laatste eeuwen sterk gestegen. De geneeskunde heeft hier een belangrijke aandeel in. Door jarenlang wetenschappelijk onderzoek naar nieuwe diagnostische systemen, geneesmiddelen en therapieën kunnen steeds meer patiënten geholpen worden met een geschikte therapie. Het menselijk lichaam blijft echter een complex systeem en er zijn nog steeds ziekten waarvan het ontstaan nog niet gekend is en op welke manier ze bestreden kunnen worden. Wetenschappelijk onderzoek blijft dus essentieel om het menselijk lichaam beter te doorgronden, om ziektebeelden verder te analyseren en om geschikte geneesmiddelen te vinden. Dit uit zich voornamelijk in preklinisch onderzoek waar testen op proefdieren in vitro en in vivo worden uitgevoerd. Preklinisch onderzoek is een niet te onderschatten en fundamenteel onderdeel in de verdere ontwikkeling van de geneeskunde. De vraag naar apparatuur om proefdieren optimaal te kunnen bestuderen is groot. Streven naar de beste beeldkwaliteit van CT-scanners bij kleine proefdieren behoort hier ook toe. Het zou een eer zijn als deze thesis een meerwaarde kan zijn voor toekomstig preklinisch onderzoek dat verricht wordt op de UGent. Griet D'hollander, juni 2011 i

5 Dankwoord Het schrijven van een thesis is geen eenvoudige klus, dus ik ben heel blij dat ik omringd werd met enthousiaste mensen die me met raad en daad bijstonden. Het is leuk en motiverend om met zulke personen te mogen samenwerken. Als eerste wil ik graag mijn promotoren prof. dr. S. Vandenberghe en prof. dr. S. Staelens bedanken dat ik in hun werkgroep dit thesisonderwerp mocht uitvoeren. Een speciale bedanking voor B. Vandeghinste. Hij was een fantastisch begeleider die altijd voor me klaar stond om me te helpen en advies te geven, tegelijkertijd kreeg ik ook alle vrijheid om zelf keuzes te maken over de invulling van het onderzoek. Om de vergelijking te kunnen maken tussen de micro-ct en de duale energie CT, was het noodzakelijk om gebruik te kunnen maken van een klinische duale energie CT. Ik wil dan ook heel graag prof. dr. P. Duyck bedanken voor zijn interesse en zijn toestemming om onderzoek te mogen verrichten op de duale energie CT. Ook een bedanking voor D. Mertens en dr. P. Blanckaert, zij waren diegene die me hielpen bij het uitvoeren van deze scans. Het personeel van INFINITY verdient ook een plaatsje in deze dankbetuiging. Ze zorgden voor een aangename werksfeer en ze waren steeds beschikbaar als een van de toestellen een foutmelding gaf. S. Bruneel heeft me geholpen met de in vivo scans van de rat en de muis, en daar wil ik haar ook graag voor bedanken. De dosissen van de CT-scanners heb ik kunnen bepalen met de hulp van prof. dr. K. Bacher. Ik wil hem dan ook graag bedanken dat hij zijn kostbare tijd heeft willen spenderen voor de praktische uitvoering van het dosisonderzoek. Ook wil ik graag prof. dr. D. Verellen, hoofd medische fysica UZ Brussel, bedanken voor zijn advies. Ten slotte wil ik ook nog graag mijn vriend bedanken voor de privélessen `werken met LATEX', maar ook voor zijn steun en het vertrouwen dat hij in mij bleef hebben. ii

6 Toelating tot bruikleen De auteur geeft 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. Griet D'hollander, juni 2011 iii

7 Vergelijking tussen klinische duale energie CT en micro-ct voor de beeldvorming van kleine proefdieren door Griet D'hollander Scriptie ingediend tot het behalen van de academische graad van Master in de ingenieurswetenschappen: biomedische ingenieurstechnieken Academiejaar Promotor: prof. dr. Stefaan Vandenberghe, prof. dr. Steven Staelens Scriptiebegeleider: Bert Vandeghinste Faculteit Ingenieurswetenschappen en Architectuur Universiteit Gent Vakgroep Elektronica en Informatiesystemen Voorzitter: prof. dr. ir. Jan Van Campenhout Samenvatting In preklinisch onderzoek is een hoge beeldkwaliteit van CT-beelden noodzakelijk om de kleine orgaanafmetingen van ratten en muizen te kunnen visualiseren. De micro-ct is speciaal ontworpen voor kleine proefdieren en behaalt een hoge resolutie. De ruis is echter zo hoog dat kleine details minder goed weergegeven worden. Daartegenover is er ook de klinische duale energie CT, die beelden produceert met een zeer hoog zachtweefselcontrast, maar deze hebben niet dezelfde hoge resolutie als bij de micro-ct. Bij het scannen van ratten en muizen op de duale energie CT blijkt dat de ratorganen duidelijk kunnen worden weergegeven. Door de minieme vergrotingsfactor is het voor muisstudies minder interessant om de duale energie CT te gebruiken. De beste beeldkwaliteit wordt bekomen met de micro-ct, maar deze heeft een zeer hoge geabsorbeerde dosis (tussen 0,5 en 2,6 Gy) en lange scantijden. Trefwoorden micro-ct, duale energie CT, beeldkwaliteit iv

8 Comparison of image quality between micro-ct and dual-energy CT for small animals Griet D hollander Supervisor(s): Bert Vandeghinste, Steven Staelens, Stefaan Vandenberghe Abstract Small animal imaging is currently performed primarily on micro-ct systems specifically developed for in vivo preclinical imaging. The soft tissue contrast and reconstruction possibilities from clinical CT are however still unachievable on this small scale. This study compared two dedicated micro-ct systems with a clinical dual energy CT scanner. To this extent, spatial resolution, noise, low contrast detectability and the absorbed dose were measured using different phantoms and ex - and in vivo measurements on mice and rats. Keywords Image quality, micro-ct, dual-energy CT I. INTRODUCTION SMALL animal imaging provides a critical role in drug discovery and in providing a basic understanding of mechanisms of disease. For preclinical studies, excellent soft tissue contrast is required to visualize organs and the general abdominal region. Crucial parameters are spatial resolution, noise, low contrast detectability and absorbed dose. Spatial resolution is the smallest distance between two objects that can be resolved. Noise describes the extent of the variation in CT number in an image of a uniform medium. Low contrast is defined as the ability of the system to distinguish different tissues with almost the same attenuation coefficient [1]. The purpose of this study is to compare the image quality of preclinical micro-ct (µct) and clinical dual-energy CT (DECT), specifically for in vivo preclinical imaging. µct is based on the same principles as clinical CT, but is designed for higher resolution imaging [2]. The amount of noise is large and the low contrast detectability is acceptable. A clinical DECT scanner contains two tube-detector pairs. The simultaneous combination of two tube voltages with sufficient separation leads to improved low contrast detectability and reduced noise [3]. The scan time of clinical CT systems is much lower (seconds) than in µct (minutes). The aim of this study is to find possible added value in using clinical DECT for preclinical research, keeping the total absorbed dose in mind. II. MATERIALS AND METHODS A. Measurement of image quality and dose The spatial resolution was measured by measuring the fullwidth-at-half-maximum (FWHM) of the Gaussian fitted to the Point Spread Function (PSF) [1]. This was measured on a wire phantom (QRM, Germany) with a 10 m wire in and out the center of the Field Of View (FOV). Noise was quantified by measuring the standard deviation of the Hounsfield units within a uniform Region Of Interest (ROI) on a low-contrast phantom [1]. The low contrast detectability was measured by taking the difference in mean values of four ROIs on a low-contrast phantom (QRM, Germany) [1]. The size of the smallest ROI still visible is a metric of the soft tissue contrast. To investigate the image quality in in vivo experiments, one FVB mouse and one Sprange Dawley rat were scanned ex vivo, and compared to in vivo measurements. This allows us to investigate the influence of animal motion on the measured image metrics. The dose profile was measured by positioning 15 thermoluminescent dosimeters (LiF:Mg,Ti TLDs, MTS-N, TLD Poland) in a cylindrical PMMA phantom with a diameter comparable to the diameter of a fat mouse or lean rat (3.5 cm). Two TLDs were attached to the phantom surface to measure the surface dose. B. CT-scanners Two CT systems were used in this study: the FLEX Triumph system (Gamma Medica-Ideas, Northridge, CA, USA) and the Skyscan 1178 system (SkyScan, Kontich, Antwerp, Belgium). As a clinical system, the DECT Somatom Definition Flash (Siemens AG, Erlangen, Germany) was used. The Skyscan was used in accurate scan mode, with a varying tube voltage (30-65 kvp) and current ( µa). On the Triumph we varied the tube voltage (65-80 kvp), binning 1x1 and 2x2, magnification ( ) and the number of acquired projections ( ). The Somatom was setup with a standard scan protocol called Hand-child, leading to 80 and 140 kvp tube voltages and respectively 434 en 219 mas. Different convolution kernels were used in reconstruction. The ex and in vivo rodent images were acquired using a 65 kvp/612µa setup on the Skyscan system, in accurate mode. For the Triumph, we used 80 kvp, 2048 projections, 1x1 binning and magnification 1.3. The images acquired with the Somatom were reconstructed with convolution kernel D45f, with a mix of 40% of the 80 kvp image and 60% of the 140 kvp image. III. RESULTS A. Image quality based on phantoms The results of the image quality of the three CT-scanners can be found in Table 1. The minimum, maximum and mean value of each study is given per scanner. The results of the low contrast measurements show the measured difference of a theoretical difference of 40 HU with the surrounding area. TABLE I OVERVIEW IMAGE QUALITY Resolution Noise (S.D. in HU) Low contrast (HU) min mean max min mean max min mean max Skyscan Triumph Somatom

9 B. Dose measurements The absorbed dose measured was 4.54 Gy for the Skyscan acquisitions and Gy for the Triumph, when using the current standard set-up in our small animal imaging facility. The dose increases to Gy when the accurate scanning mode is used on the Skyscan. The absorbed dose for the Somatom ranges from 0.01 to 0.05 Gy. C. Image quality of small animals Figure 1 and Figure 2 show reconstructions of a mouse and rat acquisition with the three CT-scanners. Fig. 1. Skyscan (left) - Triumph (middle) - Somatom (right) Fig. 2. Rat: Skyscan (left) - Triumph (middle) - Somatom (right) IV. DISCUSSION A. Image quality based on phantoms The highest resolution is achieved with the Triumph system (Table 1). There is an improvement of the resolution at a high number of projections, binning 1x1 and high magnification. The mean of the low contrast is half of the theoretical value of 40 HU. This is caused by the huge amount of noise. The noise can be reduced by using a lower tube voltage, higher number of projections and 2x2 detector binning. The Somatom system shows poor resolution, but with a very low noise level. The minimum low contrast detectability reaches the theoretical value of 40 HU. There is an overestimation of the gray value differences by using a wrong convolution kernel accentuating the bones. The general image quality of the Skyscan system lies in between the Triumph and Somatom systems. The results are based on the accurate scan mode. The overall image quality is reduced by 40% when the normal scanning mode is used instead. B. Dose measurements The µct systems show a much higher absorbed dose in comparison to the Somatom system, due to the small distance between the X-ray tube and the object. This dose can be reduced by using less projections, but this leads to a decrease in image quality. C. Image quality of rodents The image quality of the mice organs is not good, due to their small size. The low contrast detectability is not good enough to distinguish different organs in the abdomen even with a high magnification (only possible on the Triumph system). For the rat, the low contrast detectability is much better with the 3 CTscanners. The heart is more clearly defined by using µct. The Somatom gives a more simplistic representation of the heart. The image quality for the bones of the rodents is the best when using the Triumph system. The Somatom is not able to delineate the bones well due to poor resolution. V. CONCLUSION The parameters affecting the image quality the most are the number of projections, the magnification and the binning. The variation of the tube voltage and current is less influential. The Triumph shows the highest magnification and the highest resolution, resulting in images with a lot of detail. The drawback is that a full body scan of a rat is not possible and there is a high noise level. The image quality increases with the number of projection angles. This is also valid for the Skyscan system. Using the normal scan mode results in more image artifacts, more noise and a loss of resolution. The disadvantage is that the use of a high number of projection angles results in a much higher absorbed dose (factor 5). The Somatom system has the same image quality as the Skyscan. The disadvantage is that it has a low magnification and poor resolution, leading to the loss of a lot of detail. The Somatom can still be used for studies in which a lot of rodents are necessary, preferably rat-size or bigger. ACKNOWLEDGMENTS I would like to thank Scharon Bruneel for her help with the in vivo animal measurements. REFERENCES [1] N. B. Smith and A. Webb, Introduction to Medical Imaging Physics, engineering and clinical applications., Cambridge University Press, 300p, 2011 [2] C.T. Badea et al. In vivo small animal imaging using micro-ct and digital substraction angiography., Phys Med Biol, 53(19): , 2008 [3] T. Johnson. Dual energy CT in Clinical Practice, Springer, 216p, 2011

10 Inhoudsopgave 1 Inleiding 1 2 X-stralen en de interactie met materie X-stralen Interactie van X-stralen met materie Werking van CT-scanners: micro-ct en duale energie CT Inleiding Micro-CT Duale energie CT Beeldkwaliteit Ruis Zachtweefselcontrast Resolutie Beeldkwaliteit bij CT-scanners Algemeen Ruis Zachtweefselcontrast Resolutie Materiaal en methode CT-scanners Beeldkwaliteitsfantomen vii

11 Inhoudsopgave 6.3 Referentiefantoom Dosis Proefdieren Resultaten op basis van fantomen Grijswaarden omzetten naar HU Ruis Zachtweefselcontrast Resolutie Ratfantoom Dosis Besluit Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren Muizen Ratten Kwantitatieve beeldkwaliteit Besluit Conclusie 87 A Fantoomresultaten 89 A.1 Ruis A.2 Zachtweefselcontrast A.3 Resolutie B FLEX Triumph reconstructiealgoritmen 96 Bibliograe 97 viii

12 Afkortingen en symbolen Afkortingen CNR CT CTDI DQE FBP FOV FWHM HU LD LSF MTF ODD PM PSF SNR SOD TLD Contrast-ruis verhouding Computed Tomography scanner Computed Tomograe Dosis Index detectorkwantumeciëntieparameter Filter Back Projection Field Of View Full-Width-Half-Maximum Hounseld Unit Letale Dosis Line Spread Function Modulated Transfer Function object-detector afstand (Object-Detector Distance) Photomultiplier Point Spread Function Signaal-ruis verhouding buis-object afstand (Source-Object Distance) Thermoluminescentiedetector Symbolen µ lineaire attenuatiecoëciënt ix

13 Hoofdstuk 1 Inleiding Een Computed Tomography (CT) scanner is een radiologisch toestel dat de anatomische structuur kan visualiseren door de patiënt te doorlichten met X-stralen. Door de evolutie van de technologie bestaan momenteel vele varianten van dit toestel. De klinische CT-scanner wordt gebruikt om mensen te scannen en zo een gepaste diagnose te stellen. Momenteel bestaan ook een aantal preklinische CT-scanners. De micro-ct is een miniatuurversie van de klinische CT-scanner en is speciaal ontworpen om kleine proefdieren zoals ratten en muizen te scannen voor wetenschappelijk, medisch en farmaceutisch onderzoek. Deze studies kunnen bijvoorbeeld in vivo longtumor studies zijn, het visualiseren van de bloedvaten (bv. angiogenese en vernauwingen detecteren) of het bestuderen van de botaandoeningen (bv. osteoporose of osteoarthritis). Sommige micro-ct toestellen hebben ook de mogelijkheid om een PET (Positron Emission Tomography) en/of SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography)-scan uit te voeren. Deze combinaties zorgen voor nog meer toepassingen zoals bijvoorbeeld het uittesten van geneesmiddelen (bv. chemotherapeutische medicatie) of het onderzoeken van oorzaken van bepaalde ziekten (bv. ziekte van Crohn). Het grote voordeel bij het gebruik van een micro-ct is dat de proefdieren niet moeten sterven om onderzocht te worden en dat ze steeds dezelfde dieren kunnen gebruiken tijdens de longitudinale studie, zodat de ontwikkeling van de ziekte of de impact van het geneesmiddel correcter bestudeerd kan worden. De keuze om met kleine proefdieren zoals ratten en muizen te werken voor fundamenteel onderzoek en preklinische testen is omdat de genetische code van deze dieren dicht aanleunt bij die van de mens maar ook omdat ze zich snel voortplanten en groeien. Dat laatste is vooral interessant voor studies in de genetica. Muizen spelen een grote rol in kankeronderzoeken omdat ze een gelijkaardig afweersysteem hebben zoals de mens. Ook genetische modicatie wordt toegepast op muizen om bijvoorbeeld de ontwikkeling van de ziekte van Alzheimer te bestuderen. Voor cardiovasculaire studies worden ook muizen gebruikt om de drie aftakkingen in de aortaboog te onderzoeken. De hersenen van de rat hebben grotere afmetingen waardoor het interessant is om bij de rat neurologisch onderzoek te verrichten. Momenteel is het vereist dat elke medische ontwikkeling eerst preklinisch moet worden onderzocht 1

14 Hoofdstuk 1. Inleiding voordat het klinisch kan worden gebruikt. De noodzaak aan radiologische toestellen die een zeer goede beeldkwaliteit bekomen, is dan ook een essentieel onderdeel om relevante conclusies uit een speciek onderzoek te kunnen trekken. INFINITY, INnovative Flemisch IN vivo Imaging TechnologY, is een onderzoekscentrum van de UGent voor preklinisch onderzoek op kleine proefdieren. INFINITY beschikt over verschillende soorten scanners, zoals de FLEX Triumph 1 (een combinatie van micro-ct, micro-pet en micro- SPECT), de USpect II 2 (een combinatie van micro-ct en micro-spect), micro-ultrasound 3 en in vitro micro-ct 4. INFINITY is gevestigd op de campus van het UZ Gent, zodat er een goede samenwerking is tussen het klinisch onderzoek in het UZ en het preklinisch onderzoek. De dienst radiologie van het UZ Gent beschikt ook over tal van klinisch radiologische toestellen die streven naar een hoge beeldkwaliteit om de patiënten op veilige wijze te kunnen onderzoeken. Een van hun nieuwste aanwinsten is de Somatom Denition Flash. Dit is een duale energie CT uitgerust met twee X-stralenbuis-detector combinaties. Deze combinatie zorgt voor een zeer goede beeldkwaliteit en een hoge dosiseciëntie. In deze masterthesis zal de beeldkwaliteit van een micro-ct en duale energie CT voor proefdieren met elkaar worden vergeleken. De beeldkwaliteit is een algemene beschrijving over de staat van een beeld. De beeldkwaliteit kan uitgedrukt worden aan de hand van de hoeveelheid ruis dat aanwezig is op het beeld, de resolutie en het zachtweefselcontrast. In het beeld ontstaat ruis als er signalen worden gedetecteerd die niet afkomstig zijn van het object dat gescand wordt. Ruis zorgt dan ook voor een wazig beeld. Resolutie is een maat in hoeverre het mogelijk is om twee punten die dicht bij elkaar liggen toch van elkaar te kunnen onderscheiden. Dit is een belangrijke factor om details in een beeld te kunnen bekijken. Ten slotte is er ook nog het contrast, meer bepaald het zachtweefselcontrast. Contrast is het vermogen om verschillende objecten met een gelijkaardige grijswaarde toch van elkaar te kunnen onderscheiden. De grijswaarden bij een CTscanner zijn afhankelijk van de lineaire attenuatiecoëciënten van de verschillende weefsels van het bestraalde lichaamsdeel. Het is onmogelijk om een beeld te hebben met de hoogste resolutie, beste contrast en zeer lage ruis. Telkens opnieuw moet er een compromis worden gevonden tussen deze drie parameters. Doelstelling De micro-ct is in staat om een hele hoge resolutie te bekomen, maar dit gaat ten koste van de ruis en het zachtweefselcontrast. Bij de micro-ct is een hoge resolutie noodzakelijk om de kleine organen en beenderen van deze dieren te kunnen visualiseren. De duale energie CT behaalt een zeer hoog zachtweefselcontrast met een zeer lage ruis. Aangezien het een klinisch toestel is, is een zeer hoge resolutie minder belangrijk dan bij de micro-ct. Ook 1 Gamma Medica-Ideas, Inc., Northridge, CA, USA 2 MILabs, Utrecht, The Netherlands 3 Visualsonics, Amsterdam, The Netherlands 4 GE Healthcare (Gamma Medica-Ideas, Inc., Northridge, CA, USA) 2

15 Hoofdstuk 1. Inleiding de korte scan- en reconstructietijden van de duale energie CT, namelijk enkele seconden, zijn een zeer groot voordeel ten opzichte van deze bij de micro-ct (10 minuten). Het doel van deze masterthesis is om de beeldkwaliteit bij kleine proefdieren van de twee type CT-scanners met elkaar te vergelijken waarbij de voor-en de nadelen van beide toestellen worden geëvalueerd. Met de bekomen resultaten kan dan achterhaald worden of het een meerwaarde heeft om kleine proefdieren te scannen met een duale energie CT ten opzichte van een micro-ct. Tijdens deze masterthesis zal de beeldkwaliteit onderzocht worden van volgende toestellen: de Somatom Denition Flash (duale energie CT), de Triumph FLEX micro-ct en de Skyscan micro- CT. Overzicht masterthesis Deze masterthesis bestaat uit een literatuurstudie en een praktisch gedeelte. In de literatuurstudie wordt eerst uitgelegd wat X-stralen zijn en waarom ze in staat zijn om inwendige structuren te visualiseren (zie hoofdstuk 2). Daarna wordt in hoofdstuk 3 het algemeen werkingsmechanisme van de CT-scanner besproken en de principes van de micro-ct en de duale energie CT worden toegelicht. Het tweede deel van de literatuurstudie behandelt de beeldkwaliteitparameters zoals de resolutie, zachtweefselcontrast en ruis (zie hoofdstuk 4). Hoofdstuk 5 geeft een overzicht welke factoren van de CT-scanners een invloed hebben op de beeldkwaliteit. De beeldkwaliteit wordt eerst bepaald op basis van fantomen en daarna met proefdieren. De CT-scanners, fantomen en proefdieren worden beschreven in hoofdstuk 6. De resultaten staan in hoofdstuk 7 en 8. Hoofdstuk 7 behandelt de resultaten van de beeldkwaliteit op basis van fantomen. Ook de hoeveelheid geabsorbeerde dosis wordt bepaald bij de drie CT-scanners en wordt in dit hoofdstuk toegelicht. Hoofdstuk 8 geeft een overzicht van de beeldkwaliteit van de CT-beelden van muizen en ratten. Ten slotte staat in hoofdstuk 9 het algemeen besluit van de masterthesis. 3

16 Hoofdstuk 2 X-stralen en de interactie met materie X-stralen zijn een elektromagnetische straling en hebben de eigenschap om dwars door het lichaam te gaan. Een CT-scanner maakt van X-stralen gebruik om een inwendig beeld van het lichaam te krijgen. In dit hoofdstuk staat een overzicht hoe X-stralen worden geproduceerd en het principe waarom het mogelijk is om met X-stralen organen en beenderen te visualiseren. 2.1 X-stralen Een X-straal bestaat uit fotonen of energiedeeltjes. De energie E van deze fotonen is evenredig met zijn frequentie υ [1]: E = hυ = hc λ Waarbij h de constante van Planck is, c de lichtsnelheid en λ de golengte van de X-stralen. De energie van X-stralen wordt over het algemeen uitgedrukt in de eenheid ev (elektronvolt, 1 ev = 1,602 x J). Dit stelt de verandering van kinetische energie voor als het elektron wordt versneld door de aanwezigheid van een elektrisch potentiaalveld van 1 V [1]. X-stralen ontstaan via remstraling (bremsstrahlung) of via karakteristieke X-stralen. Remstraling ontstaat wanneer een versneld elektron wordt afgebogen van zijn oorspronkelijk pad onder invloed van een nabijliggende kern. Het elektron verliest hierdoor een deel van zijn kinetische energie en dit deel wordt omgezet in X-stralen en in warmte (zie guur 2.1a). Als een elektron volledig wordt gestopt door een kern, dan wordt alle energie omgezet in X-stralen en in warmte (zie guur 2.1c). Het energiespectrum van deze X-stralen is heel breed (zie guur 2.1) [1, 2]. De productie van karakteristieke X-stralen vindt plaats bij de inval van een hoogenergetisch elektron op een elektron dat zich in een atoomschil bevindt (bv. K-schil). Bij voldoende energie 4

17 Hoofdstuk 2. X-stralen en de interactie met materie van het invallend elektron, kan het elektron de bindingsenergie overwinnen en ontsnappen aan de atoomschil. Een elektronenholte ontstaat in de K-schil en deze wordt opgevuld door een elektron uit een hogere schil want elektronen streven naar een minimaal energetische toestand (zie guur 2.2) [2]. Het energieverschil tussen deze twee elektronenschillen wordt vrijgegeven onder de vorm van X-stralen. Aangezien het energieverschil tussen twee schillen uniek is voor elk chemisch element, wordt de uitgezonden energie karakteristieke X-stralen genoemd. Deze X-stralen zorgen voor hele scherpe pieken in een energiespectrum (zie guur 2.1) [1, 2]. Figuur 2.1: Energiespectrum X-stralen [1] Figuur 2.2: Ontstaan karakteristieke X-straling [2] X-stralen kunnen uitgedrukt worden in kev, maar bij X-stralenbuizen wordt over het algemeen de kvp (kilovoltpiek) gebruikt. kvp is de maximale waarde van het energiespectrum van X-stralen. Dit is de maximale energiewaarde dat een X-stralenbuis kan produceren. X-stralen kunnen ook uitgedrukt worden in kv. Deze waarde is het gewogen gemiddelde van alle energieën. Over het algemeen kan gesteld worden dat de gemiddelde energie ongeveer 2/3de van de maximale energiewaarde is [2]. 5

18 Hoofdstuk 2. X-stralen en de interactie met materie 2.2 Interactie van X-stralen met materie X-stralen hebben de eigenschap om een interactie te ondergaan met elk deeltje dat het tegenkomt op zijn pad. Afhankelijk van de soort interactie zal de X-straal gestopt of afgebogen worden. De 3 meestvoorkomende en belangrijkste interacties van X-stralen met materie zijn: het fotoelektrisch eect, Comptonstrooiing en paarvorming. De X-straalenergieën die bij CT-scanners gebruikt worden, liggen tussen de 20 en 140 kev [1] waardoor alleen het foto-elektrisch eect en Comptonstrooiing zal optreden in het lichaam (zie guur 2.3) [1, 2]. Figuur 2.3: Grasch voorstelling wanneer het foto-elektrisch eect, Comptonstrooiing en paarvorming dominant zijn. Bij het foto-elektrisch eect wordt de X-stralenenergie volledig overgedragen op een elektron die zich op een bepaalde schil bevindt. De energie is hoog genoeg om de elektronbindingsenergie te overwinnen. Het resultaat is dat de X-straal wordt geabsorbeerd in het weefsel en dat er een vrij elektron ontstaat dat zich verder voortbeweegt met een zekere kinetische energie [1, 2]. De waarschijnlijkheid dat een foto-elektrische interactie P pe plaatsvindt, is afhankelijk van verschillende factoren zoals de invallende energie van de X-straal E, het eectief atoomnummer Z eff van het weefsel en de weefselintensiteit ρ [2]: P pe ρ Z3 eff E 3 Comptonstrooiing ontstaat wanneer een deel van de X-straalenergie wordt overgedragen aan een vrij elektron of aan een elektron met een lage bindingsenergie (zie guur 2.4). Door de interactie tussen de X-straal en het elektron en het bijhorende energieverlies van de X-straal, verandert de X-straal van bewegingsrichting over een hoek θ. Bij grote strooiingshoeken bevat het verstrooide foton zeer weinig informatie over de plaats van de interactie en het fotonenpad. Het verstrooide foton zal waarschijnlijk nog een paar keer een Comptoninteractie ondergaan, waarbij telkens een kleine hoeveelheid energie verloren gaat [2]. De waarschijnlijkheid dat een Comptonstrooiing 6

19 Hoofdstuk 2. X-stralen en de interactie met materie plaatsvindt, is evenredig met de elektronendichtheid van het weefsel. Het is amper afhankelijk van de invallende X-stralenenergie en het is onafhankelijk van het atoomnummer [1, 2]. Figuur 2.4: Comptonstrooiing [2] Interacties zoals het foto-elektrisch eect en Comptonstrooiing zorgen voor een bepaalde mate van attenuatie van de X-stralenbundel. De attenuatie van X-stralen doorheen het lichaam is een exponentieel proces, dit in functie van de afgelegde afstand van de X-stralen. De hoeveelheid X-stralen N die door een zeker uniforme weefseldikte x geraken, is [2]: N = N 0 e µ(e)x Voor een niet-uniform weefsel geldt de wet van Lambert-Beer: N = N 0 e µ(e i x)xdx Waarbij N 0 het aantal invallende X-stralen zijn en µ is de lineaire attenuatiecoëciënt. De lineaire attenuatiecoëciënt is afhankelijk van de energie van de invallende X-stralen. Het is de som van de individuele bijdrage van het foto-elektrisch eect en Comptonstrooiing [2]: µ(e) = µ(e) foto elektrisch + µ(e) Comptonstrooiing Ook coherente of Rayleigh strooistraling heeft een eect op de lineaire attenuatiecoëciënt. Bij deze strooistraling wordt geen energie overgedragen tijdens een interactie tussen een X-straal en een vrij elektron. De X-straal en elektron zullen wel veranderen van bewegingsrichting. Bij CTtoepassingen is dit eect verwaarloosbaar en dit wordt dan ook niet verder in detail besproken [1, 3]. Over het algemeen wordt meer de term massa attenuatiecoëciënt (µ/ρ) gebruikt in plaats van de lineaire attenuatiecoëciënt om de X-stralenattenuatie in weefsel uit te drukken. In guur 2.5 wordt de massa attenuatiecoëciënt van bot, spier en vet uitgedrukt in functie van de invallende X-stralen energie [2]. Hieruit blijkt dat bij lage invallende X-stralenenergieën bot een zeer hoge massa attenuatiecoëciënt heeft. Aangezien bot een hoge Z-waarde heeft (Z= 13,8) ontstaan er pieken in de curve, deze zijn afkomstig van de karakteristieke X-stralenenergieën. Deze pieken 7

20 Hoofdstuk 2. X-stralen en de interactie met materie worden de K-randen genoemd [2]. Uit de guur blijkt ook dat de massa attenuatiecoëciënt afneemt naarmate dat de energie toeneemt. Bij 100 kev zijn de massa attenuatiecoëciënten van bot, spier en vet gelijk aan elkaar [2]. Figuur 2.5: Voorstelling van de massa attenuatiecoëciënt van bot, spier en vet in functie van de X- stralenenergie [2] Dosis Wanneer een X-straal het lichaam penetreert dan zal, door foto-elektrische absorptie en de energieverliezen bij Comptonstrooiing, het lichaam een kleine hoeveelheid energie absorberen langsheen het pad dat de X-straal volgt [4]. De geabsorbeerde dosis D is gedenieerd als de geabsorbeerde energie per massa-eenheid: D = E m De eenheid van geabsorbeerde dosis is J/kg of Gray (Gy). Afhankelijk van de soort ioniserende straling en het lichaamsdeel kan meer of minder biologische schade ontstaan. Het is belangrijk om met deze twee factoren rekening te houden bij de uitdrukking van dosis. Dit is dan de eectieve dosis. De eectieve dosis is de geabsorbeerde dosis vermenigvuldigd met de stralingsgewichtsfactor (afhankelijk van de soort straling) en de weefselgewichtsfactor (afhankelijk van het lichaamsdeel dat is blootgesteld aan straling). Geabsorbeerde dosis en eectieve dosis worden allebei uitgedrukt in J/kg, want de twee gewichtsfactoren zijn dimensieloos. Om een onderscheid te maken tussen geabsorbeerde en eectieve dosis wordt respectievelijk Gray en Sievert (Sv) als eenheid gebruikt. 8

21 Hoofdstuk 2. X-stralen en de interactie met materie Dosis kan verlaagd of verhoogd worden, afhankelijk van de afstand tussen de stralingsbron, bv. X-stralenbuis, en het lichaam (inverse kwadratenwet), de spanning van de X-stralenbuis, de buisstroom in combinatie met de scantijd, eventuele ltratie van de laagenergetische X-stralen, collimatie, eciëntie van de detector en de dikte van de slices. Bij CT-scanners wordt de Computed Tomograe Dosis Index (CTDI) gebruikt om de geabsorbeerde dosis te bepalen. De formule van de CTDI is [3]: CT DI = 1 z 2 z 1 ˆ z2 z1 D(z) dz D(z) is de geabsorbeerde dosisverdeling langs de z-richting (longitudinale richting). z 1 en z 2 zijn het start- en eindpunt in de longitudinale richting van de scan. CTDI wordt uitgedrukt in Gy. 9

22 Hoofdstuk 3 Werking van CT-scanners: micro-ct en duale energie CT 3.1 Inleiding Een CT-beeld is een driedimensionale inwendige weergave van een lichaam of lichaamsdeel. Dit is mogelijk door gebruik te maken van X-stralen die de X-stralenbuis produceert. De X-stralen die door het lichaam zijn gegaan, worden gedetecteerd door een X-stralendetector. Al de informatie die de detector heeft verzameld, moet via een algoritme worden gereconstrueerd om een een CTbeeld te bekomen. Bij een CT-scanner draaien de X-stralenbuis en detector rond de patiënt (zie guur 3.1) en bij klinische scanners beweegt de tafel in de axiale richting om het gehele gebied dat onderzocht moet worden te kunnen visualiseren. Door de combinatie van de bewegende tafel en de roterende X-stralenbuis en detector, wordt een spiraalvormig X-stralenpad bekomen [2]. Een begrip dat hieraan gerelateerd is, is de pitch. De pitch is de afstand dat de tafel aegt tijdens een volledige rotatie van 360 van de X-stralenbuis en detector [5]. In de volgende paragrafen worden de basisprincipes van de X-stralenbuis en de detector verder uitgelegd. Daarna volgt een bespreking van de micro-ct en de duale energie CT. (a) (b) Figuur 3.1: Algemene werking CT-scanner (a) met een roterende X-stralenbuis en detector (b) [1]. 10

23 Hoofdstuk 3. Werking van CT-scanners: micro-ct en duale energie CT X-stralenbuis Een klassieke X-stralenbuis produceert X-stralen in de vorm van remstraling en karakteristieke X- stralen (zie hoofdstuk 2.1) op basis van een kathode/anode systeem. De kathode heeft een lament dat wordt verwarmd waardoor elektronen vrijkomen. Deze elektronen worden aangetrokken tot de anode. Aangezien er over de kathode en anode een hoogspanningsveld staat, worden de elektronen versneld richting anode. Als de elektronenbundel de anode nadert ontstaat er remstraling en karakteristieke X-stralen. De maximale energie van de X-stralen is afhankelijk van de grootte van het spanningsveld. De karakteristieke X-stralen zijn afhankelijk van het materiaal van de anode. De energie van de invallende elektronen op de anode wordt maar voor 1% omgezet naar X-stralen, de rest wordt omgezet naar warmte. Hierdoor is het noodzakelijk dat de anode bestaat uit een materiaal met een hoge Z-waarde (zodat het materiaal veel elektronen en een grote kern heeft voor een zo hoog mogelijk X-stralenrendement) en een hoge smelttemperatuur. Om te vermijden dat de elektronenbundel telkens dezelfde positie van de anode treft, draait de anode rond (zie guur 3.3 a, focal track). De warmteafgifte wordt zo verspreid over de gehele anode [1, 2]. Verder is de X-stralenbuis ook vacuüm om de baan van de elektronen niet te verstoren en voor optimale elektronenversnelling [1, 2]. Wanneer de anode in detail wordt bekeken heeft deze een hellend vlak waarop de elektronen invallen (zie guur 3.3). De hoek van dit vlak α stuurt de geproduceerde X-stralen in een bepaalde richting. De focale spot is het gebied waar de X-stralen ontstaan. De grootte van de focale spot (f) is afhankelijk van de oppervlakte van de anode waar de elektronenbundel op invalt (F) en van de hoek α van het hellend vlak van de anode (zie guur 3.3 b) [1, 2]. De grootte van de focale spot wordt als volgt bepaald: f = F.sinα. Figuur 3.2: Werking X-stralenbuis 11

24 Hoofdstuk 3. Werking van CT-scanners: micro-ct en duale energie CT Figuur 3.3: Anode [1, 2] X-stralendetector Het doel van een X-stralendetector is om de X-stralen te detecteren die door het lichaam zijn gegaan. De X-stralendetector is in staat om de X-stralenintensiteit om te zetten naar een elektrisch signaal dat gemeten kan worden. Dit signaal wordt vervolgens gedigitaliseerd en/of opgeslagen en het wordt gebruikt voor de beeldreconstructie. De omzetting van X-stralen naar een elektrisch signaal kan gebeuren op basis van scintillatiekristallen of ionisatiekamers (zie guur 3.4) [3]. In de scintillatiekristallen worden de X-stralen geabsorbeerd en wordt de geabsorbeerde energie omgezet naar zichtbaar licht. Het zichtbaar licht wordt via een fotodiode omgezet naar een elektrisch signaal. Het elektrisch signaal is evenredig met de totale geabsorbeerde energie. In de ionisatiekamer zit een gas onder hoge druk. Als het gas geïoniseerd wordt door de aanwezigheid van X-stralen, ontstaat een elektrische stroom in de ionisatiekamer. De grootte van de stroom is evenredig met de totale X-stralenenergie dat werd geabsorbeerd [13]. Figuur 3.4: Detectoren: Scintalliedetector (links) en ionisatiekamer (rechts) [3] 12

25 Hoofdstuk 3. Werking van CT-scanners: micro-ct en duale energie CT Reconstructiealgoritmen Na de scan moeten de projecties worden gereconstrueerd om een CT-beeld te verkrijgen. Een beeldreconstructie convergeert de projectiedata tot een 3D matrix die een tomograsche voorstelling geeft van het object. Deze conversie gebeurt via een algoritme dat gebaseerd is op ofwel een Filter Back Projection (FBP) of een iteratief algoritme. CT-scanners maken over het algemeen gebruik van het FBP algortime. Bij dit algoritme worden de vereiste 2D projecties gelterd door gebruik te maken van een convolutiekernel om zo blurring te verminderen. Deze blurring is afkomstig van de backprojecties. Dan wordt het geheel terug geprojecteerd naar het tijdsdomein met de geschikte hoeken om zo het uiteindelijke beeld te verkrijgen. Als het aantal projecties gelimiteerd is, kunnen iteratieve en statistische reconstructiealgoritmes gebruikt worden om de beeldkwaliteit te verbeteren [4] Interpretatie van CT-beelden De anatomie van een lichaamsdeel op een CT-beeld wordt weergegeven in verschillende grijstinten. Beenderen hebben steeds een witte kleur, organen en spieren hebben een specieke grijstint en lucht is zwart. Elke grijstint is een maat voor de hoeveelheid X-stralen die de detector registreert. Door interactie van de X-stralen met materie (zie hoofdstuk 2.2) worden meer of minder X-stralen geattenueerd afhankelijk van het type materie. Hoe lager de attenuatie, hoe meer de detector registreert, hoe zwarter het beeld. Om een beeld te verkrijgen waarop verschillende weefsels duidelijk onderscheidbaar zijn qua grijstinten, moeten deze weefsels een groot verschil in hun attenuatiecoëciënten hebben bij een specieke energie (zie guur 2.5). Bij CT-beelden worden grijswaarden uitgedrukt in Hounseld Units (HU). Hounseld units zijn gebaseerd op de lineaire attenuatiecoëciënten van weefsels of materialen bij een gekende invallende X-stralenenergie. De HU denieert elke grijstint als volgt [1]: HU = µ µ water µ water.1000 Waarbij µ water de lineaire attenuatie coëciënt is van water. De HU-waarde van lucht is HU want µ lucht = 0. Bot heeft de hoogste HU-waarde, deze ligt rond de 1000 HU [1]. 3.2 Micro-CT De micro-ct is een miniatuurversie van een standaard klinische CT-scanner en heeft als doel om kleine proefdieren te scannen. Om deze kleine organen en beenderen goed te kunnen zien op een CT-beeld is een hoge resolutie en een geometrisch vergrotingseect vereist. Dit is mogelijk door de opbouw van de micro-ct aan te passen ten opzichte van de klinische CT en door het gebruik van een ander type X-stralenbuis. 13

26 Hoofdstuk 3. Werking van CT-scanners: micro-ct en duale energie CT Figuur 3.5: 2 mogelijke constructies van de micro-ct. a) De X-stralenbuis en detector draaien rond het proefdier. b) Het proefdier roteert rond zijn as, de X-stralenbuis en detector zijn statisch. [4] Opbouw Er bestaan twee soorten micro-ct's. Een eerste type wordt gebruikt om ex vivo stalen te visualiseren. Hier zal niet de X-stralenbuis roteren, maar het te onderzoeken object roteert in het stralingsveld (zie guur 3.5a). Deze rotatie kan gebeuren in zowel de horizontale als de verticale richting. Bij dit ontwerp is het mogelijk om de afstand tussen de X-stralenbuis en het object in te stellen net zoals de afstand tussen het object en de detector, waardoor de geometrische vergroting geoptimaliseerd kan worden [4]. Het tweede type is beter geschikt om in vivo scans te maken van kleine proefdieren, want hier draaien de X-stralenbuis en de detector rond een centrale as. Het bed met het proefdier bevindt zich op deze centrale as (zie guur 3.5b) [4]. Een gevolg hiervan is dat bij de meeste ontwerpen de buis-detector afstand vooraf bepaald wordt door de fabrikant. De vergroting van het object is dan afhankelijk van de positie van het object ten opzichte van de bron [6]. In tegenstelling tot een klinische CT beweegt de tafel van de micro-ct niet in de axiale richting tijdens de scan. De micro-ct beschikt ook over een bed dat voorzien is van warmte-elementen. Deze zijn noodzakelijk want de lichaamstemperatuur van verdoofde ratten en muizen daalt heel snel. Temperatuursdaling leidt tot een onregelmatige ademhaling zodat de beeldkwaliteit verslechtert. Bij ernstige onderkoeling kunnen de proefdieren overlijden. Het materiaal van de warmte-elementen heeft een hoog lineaire attenuatiecoëciënt [7], wat ongunstig is voor de beeldkwaliteit want er ontstaat meer strooistraling X-stralenbuis Het merendeel van de micro-ct's die momenteel op de markt zijn beschikken over nano-of microfocus X-stralenbuizen met een transmissietrefplaat aan de anode. Bij deze X-stralenbuizen wordt een elektronenbundel geproduceerd aan de kathode en deze wordt gefocusseerd door verschillende magnetische lenzen in de richting van de focale spot van 5-50 µm [4]. Een gevolg van een kleine focale spot is dat het vermogen dat geproduceerd kan worden veel lager is. De X-stralenbuis bij 14

27 Hoofdstuk 3. Werking van CT-scanners: micro-ct en duale energie CT Figuur 3.6: Opbouw duale energie CT [8] een micro-ct genereert een vermogen dat in het gebied ligt van enkele Watt, in tegenstelling tot de klinische X-stralenbuis die werkzaam is in het kwatt-gebied [6]. 3.3 Duale energie CT Een duale energie CT is een klinische CT met dat verschil dat er twee buis-detector paren aanwezig zijn (zie guur 3.6). De twee X-stralenbuizen werken met een verschillend spanningsveld, typisch is dat 140 kvp en 80 kvp. Buis-detectorpaar A heeft een Field Of View (FOV) van 50 cm, detector B heeft slecht een FOV van 26 cm. In de ideale situatie worden twee gelijke FOV's gebruikt. Er is dan evenveel anatomische informatie op detector A en B. Om twee gelijke FOV's te kunnen bekomen, moet de rotatiediameter toenemen. Om praktische redenen is dit niet haalbaar. Bij het ontwerp werd een afweging gemaakt tussen een compact design van het toestel of twee gelijke FOV's [8, 9]. Het idee om twee sets van buis-detector paren te gebruiken bestond al een paar jaar nadat de CTscanner frequent klinisch werd gebruikt. Toen waren ze technisch nog niet in staat om twee spirale scans tegelijkertijd uit te voeren, waardoor het niet interessant was om dezelfde scan twee keer na elkaar uit te laten voeren met verschillende energieën. De technische obstakels waren onder andere een beperkte ruimtelijke resolutie, beweging van de patiënt door de lange scantijden en ten slotte was er ook nog de moeilijkheid van postprocessing. Met de huidige technologie is dit wel mogelijk zodat tegelijkertijd een scan wordt genomen met 80 en 140 kvp [9]. De mogelijkheid om de twee buis-detector paren op hetzelfde moment te laten scannen, is niet voldoende om alle problemen die zich voordoen bij het gebruik van twee buis-detector paren op te lossen. Door de aanwezigheid van een tweede buis zal dit strooistraling veroorzaken in de eerste detector en vice versa. Dit is gekruiste strooistraling. De strooistraling is afkomstig door het Comptoneect aan de oppervlakte van de patiënt. Deze supplementaire fotonen kunnen niet 15

28 Hoofdstuk 3. Werking van CT-scanners: micro-ct en duale energie CT Figuur 3.7: X-stralenspectra bij duale energie CT [9] volledig onderdrukt worden door anti-strooistralingsroosters bij de detector. De beste oplossing is het gebruik van een sensor in combinatie met strooistralingcorrectie algoritmes om de achteruitgang van de beeldkwaliteit te voorkomen. De sensor is een speciek zone van de detectoren dat niet gebruikt wordt voor het detecteren van de primaire X-stralenbundel, maar enkel voor de registratie van strooistraling. Het algoritme vermindert de hoeveelheid ruis op het beeld en het contrast neemt toe. Een tweede probleem is de beperkte FOV van detector B, wat leidt tot beknopte projectiedata voor grote scanobjecten. Deze data wordt geëxtrapoleerd voor de reconstructie kan plaatsvinden [9] X-stralenbuizen Bij duale energie CT wordt, zoals eerder beschreven, gebruik gemaakt van twee verschillende X-stralenenergieën afkomstig van twee X-stralenbuizen. In guur 3.7 staat een typisch energiespectrum bij een buisspanning van 80 kvp en 140 kvp. De gemiddelde fotonenergie van deze spectra is respectievelijk 53 en 71 kev. Als beide X-stralenbuizen werken met dezelfde buisstroom dan zal de oppervlakte onder de curven verschillen met een factor 4 à 5. Om dit te vermijden moet de buisstroom steeds worden aangepast zodat een gelijkaardige hoeveelheid X-stralenux uit beide buizen wordt geproduceerd. Figuur 3.7 toont hoe bij een hogere energie de karakteristieke X-stralen meer overheersen dan bij een lagere energie. Bij lage energieën komt er meer remstraling voor. Een duale energie CT werkt steeds met de zo laagst en hoogst mogelijke spanning, zodat er zo min mogelijk overlap is tussen beide energiespectra. Hoe groter het spanningsverschil, hoe groter het verschil in lineaire attenuatiecoëciënten. Een spanning lager dan 80 kvp wordt niet gebruikt omdat de X-stralen dan een te lage energie hebben om het lichaam voldoende te penetreren. De X-stralenbuizen van de duale energie CT bevatten ook nog collimatoren. Deze zijn voorzien van z-sharp technologie (zie guur 3.8). Deze technologie houdt in dat de focale spot van de X-stralenbuis beweegt in de z-richting. Daarom heet dit ook de z-ying focal spot. Door deze periodische beweging van de focale spot worden sets van licht overlappende projecties bekomen met een verschuiving van de halve breedte van een collimator slice in de longitudinale richting van de patiënt. De z-sharp technologie zorgt voor een sterk verbeterde data sampling bij elke pitch [10]. 16

29 Hoofdstuk 3. Werking van CT-scanners: micro-ct en duale energie CT Figuur 3.8: z-sharp technologie [10] Figure 3.9: Spiraalbewegingen van de twee X-stralenbuizen [11] Reconstructie De reconstructie bij een duale energie CT gebeurt ook op basis van een standaard FBP. De twee verkregen datasets van detector A en B worden afzonderlijk gereconstrueerd. Dit is een bewuste keuze omdat er op de projectiedata van A ten opzichte van B een fasehoek van 90 is bij eenzelfde positie in de longitudinale richting (zie guur 3.6 en 3.9). Hierdoor is het onmogelijk om primaire postprocessing van de projectiedata uit te voeren. Er zijn nu eenmaal geen gelijkwaardige projecties. Uiteindelijk worden de gereconstrueerde beelden van A en B samengevoegd afhankelijk van een zekere gewichtsfactor. Deze gewichtsfactor geeft weer hoeveel van de informatie van A en B wordt gebruikt. Bij een gewichtsfactor van 0,4 zal 40% van het resulterend gefusioneerd beeld afkomstig zijn van de data van A en 60% van B [12]. De gebruikte reconstructiekernels zijn afhankelijk van de voorkeur om de beenderen of het zachte weefsel te benadrukken en van het te scannen lichaamsdeel. 17

30 Hoofdstuk 3. Werking van CT-scanners: micro-ct en duale energie CT Figuur 3.10: Drie materialen compositie [8, 13] Interpretatie van CT-beeld: drie materialen decompositie Het kan voorkomen dat twee soorten materialen niet te onderscheiden zijn van elkaar op een CTbeeld, ondanks dat deze een groot verschil in chemische compositie en/of atoomnummer hebben. Dit komt doordat de lineaire attenuatiecoëciënten (bijna) gelijk zijn aan elkaar (zie guur 3.10a bij 100 kev). Een typisch klinisch voorbeeld hiervan is de moeilijkheid om verkalking van het bot en bloed dat jodium bevat te onderscheiden van elkaar. Duale energie CT lost dit probleem op door het toepassen van drie materialen decompositie [8, 9, 13]. Het doel van drie materialen decompositie is om op basis van de bekomen beelden te bepalen welke elementen aanwezig zijn op een specieke plaats op de CT-beelden. Deze techniek is gebaseerd op de karakteristieke eigenschap van de lineaire attenuatiecoëciënt, namelijk dat deze afneemt bij stijgende energie. Door te scannen met twee energieën kan dan achterhaald worden, op basis van de twee verworven lineaire attenuatiecoëciënten, welk element aanwezig is. Om het geheel overzichtelijk te maken, worden de grijswaarden (uitgedrukt in HU) van het resulterende CT-beeld afkomstig van een hoge energie (140 kvp) en van een lage energie (80 of 100 kvp) uitgezet in de X en Y richting (zie 3.10b). De HU van een specieke materie bij een hoge en lage energie wordt weergegeven door een punt in dit coördinatenstelsel. In het coördinatenstelsel wordt een tweede coördinatenstelel gemaakt op basis van de punten van 3 geïdealiseerde materialen zoals bijvoorbeeld zacht weefsel, bot en jodium. Het gemeenschappelijk punt van de twee vectoren is het punt van zacht weefsel en de twee eindpunten zijn die van bot en jodium. Het punt van jodium ligt zo hoog dat het buiten het bereik van de graek ligt. Een specieke pixel in het nieuwe coördinatenstelsel bevat in een bepaalde verhouding de drie geïdealiseerde materialen afhankelijk van de pixelcoördinaten binnen het nieuwe coördinatenstelsel (zie 3.10b). Nu is het mogelijk om verschillende soorten materie te onderscheiden van elkaar en verder op te splitsen binnen elke pixel. Andere mogelijke keuzes van geïdealiseerde materialen zijn: vet, zacht weefsel en jodium of calciumoxalaat, blaas- en urinezuur. De eerste drie kunnen gebruikt worden voor de vorming van een jodiumbeeld en een virtueel beeld zonder contrast. De laatste drie worden typisch gebruikt voor de classicatie van nier- en galstenen [8]. 18

31 Hoofdstuk 4 Beeldkwaliteit Een goede beeldkwaliteit van CT-beelden is essentieel om een nauwkeurige en correcte klinische diagnose te kunnen stellen. Er zijn verschillende maatstaven die de beeldkwaliteit beschrijven zoals resolutie, ruis en zachtweefselcontrast. Men spreekt over een goede beeldkwaliteit als er een evenwicht hiertussen is. In dit hoofdstuk wordt toegelicht wat deze begrippen inhouden en hoe ze gekwanticeerd worden. 4.1 Ruis Ruis ontstaat door een superpositie van een willekeurig signaal op het nuttige signaal. In elk beeldvormingsproces is ruis aanwezig. Tijdens de scan en de reconstructies kunnen signalen worden opgenomen in het proces die niet behoren tot het nuttige, aan het object gerelateerde, signaal. Deze foute informatie, die mee wordt verwerkt in het uiteindelijke beeld, zorgt voor ruis [2]. Ruis kan op verschillende manieren ontstaan: in het algemeen is ruis afhankelijk van het aantal X-stralen die de detector bereiken (kwantumruis), elektronische ruis van het detectorsysteem en de reconstructiekernel. De kwantumruis heeft het meeste aandeel op de hoeveelheid ruis aanwezig op de beelden [3, 5]. Ruis wordt uitgedrukt met de signaal-ruis verhouding (SNR). Deze geeft de verhouding van het nuttige signaal ten opzichte van de ruis. Steeds wordt er gestreefd naar een zo hoog mogelijke SNR, want bij toename van het ruisniveau, neemt de informatieve inhoud en de diagnostische bruikbaarheid van het beeld signicant af [1, 2]. Ideaal is het totaal aantal geproduceerde X-stralen gelijk aan het totaal aantal X-stralen die op de detector invallen. Bij de afwezigheid van een object tussen X-stralenbuis en X-stralendetector zou op elk deel van de detector evenveel X-stralen invallen. Maar in de realiteit zal door Comptonstrooiing een lichte variatie ontstaan rond het gemiddeld aantal fotonen die per vierkante millimeter op het detectoroppervlak invallen. Deze variatie zorgt voor een statische uctuatie in 19

32 Hoofdstuk 4. Beeldkwaliteit de intensiteit van het signaal van elke pixel, wat resulteert in ruis op het beeld. Met het aantal geproduceerde X-stralen per oppervlakte-eenheid, wordt een Poissonverdeling bekomen. De waarschijnlijkheid P(N) dat N X-stralen op de detectorplaat per oppervlakte eenheid invallen, wordt gegeven door [1, 2]: P (N) = mn e m N! Waarbij m de gemiddelde waarde voorstelt. Voor een Poissonverdeling wordt de standaardafwijking σ bepaald volgens: σ = m Bij een toename van N, wordt de standaardafwijking van P(N) groter. De SNR, N/σ, is recht evenredig met N: SNR N Dit houdt in dat bij een verdubbeling van de SNR, de detector vier keer meer X-stralen moet detecteren. Hierdoor stijgt de dosis met een factor 4 [2]. De ruis die ontstaat bij reconstructie van het beeld op basis van FBP, wordt als volgt bepaald [3]: σ 2 = Ψ υ z th ˆ h 2 (s)ds Waarbij Ψ het aantal projecties is, υ de gemiddelde fotondensiteit, z th is de grootte van de stralingsbundel en h(s) stelt de convolutiekernel voor. 4.2 Zachtweefselcontrast Een beeld met een zeer hoge SNR is nog steeds diagnostisch onnuttig als het beeld weinig contrast bevat. Het zachtweefselcontrast of de laagcontrastresolutie bepaalt in welke mate de CT-scanner in staat is om een object met laag contrast ten opzichte van de achtergrond te kunnen onderscheiden. Er bestaan verschillende formules om het contrast te berekenen. De meest gebruikelijke is [1, 2]: C AB = S A S B 20

33 Hoofdstuk 4. Beeldkwaliteit waar C AB het contrast is tussen weefsel A en B, en S A en S B zijn de signalen afkomstig van respectievelijk weefsel A en B. Analoog met het SNR, bestaat ook een contrast-ruis verhouding, CNR. Dit is gedenieerd aan de hand van de signaal-ruis verhouding van twee gebieden [2]: CNR AB = C AB σ = S A S B = SNR A SNR B σ met σ de standaardafwijking die de hoeveelheid ruis weergeeft. Contrast wordt bepaald aan de hand van een fantoom dat bestaat uit verschillende laagcontrast objecten met verschillende afmetingen. Het kleinste object dat nog kan gevisualiseerd worden bij een gegeven contrastniveau en dosis, is een maat voor het zachtweefselcontrast. Het contrastniveau wordt weergegeven in termen van de procentuele lineaire attenuatiecoëciënt 1. Zeker bij het zachtweefselcontrast heeft de aanwezigheid van ruis een eect op de doeltreendheid van het onderscheiden bij lage contrast objecten ten opzichte van de achtergrond [1]. 4.3 Resolutie Resolutie is het scheidend of oplossend vermogen van een radiologisch toestel. Dit kan afzonderlijk in ruimte of afzonderlijk in tijd zijn, dit wordt dan respectievelijk de ruimtelijke of temporale resolutie. Tijdsresolutie is het vermogen van de CT-scanner om in een zeker tijdsinterval de informatie te verwerken afkomstig van de invallende X-stralen [14]. Bij toepassingen zoals cardiale CT is het belangrijk om te beschikken over toestellen met een zeer goede tijdsresolutie, want hun primair doel is om de cardiale beweging te bevriezen [1]. De temporale resolutie is voornamelijk gelimiteerd door de rotatiesnelheid van de X-stralenbuis en de detector [2]. De Somatom Denition Flash heeft een temporale resolutie van 75 ms en kan in 250 ms het volledig hart van een mens scannen [11, 15]. Aangezien de scantijd maar een vierde is van een hartslag, is de duale energie CT in staat om de cardiale beweging te bevriezen. De hartslag van muizen en ratten ligt respectievelijk rond 400 tot 800 slagen per minuut [16] en 320 tot 480 slagen per minuut [17]. Dit betekent dat er gemiddeld 156 ms tijd zit tussen elke hartslag bij de muis en 112 ms bij de rat. De rotatiesnelheid van de duale energie CT is te traag om het hart van de proefdieren te kunnen bevriezen. Bij de Skyscan en FLEX Triumph micro-ct's roteren de X-stralenbuis en detector maar 1 keer in meer dan 5 minuten. Het is dan ook overbodig om in het kader van deze studie de temporale resolutie verder te onderzoeken. Ruimtelijke resolutie geeft aan wat het kleinste element of onderdeel is dat de beeldvormende techniek kan visualiseren of met andere woorden wat de kleinste afstand tussen twee elementen kan zijn om deze van elkaar te kunnen onderscheiden (zie guur 4.1) [1, 2]. 1 Een contrast van 1% betekent dat het verschil tussen de CT-waarde van het object en de achtergrond 10 HU is. 21

34 Hoofdstuk 4. Beeldkwaliteit Figuur 4.1: Voorstelling van het begrip resolutie: De kleinste afstand (A) tussen twee elementen zodat de twee elementen nog net van elkaar onderscheiden kan worden [1]. Figuur 4.2: LSF [2] De drie meest gebruikelijke technieken om de ruimtelijke resolutie te bepalen is de Line Spread Function (LSF), de Point Spread Function (PSF) en de Modulated Transfer Function (MTF). De LSF is de eenvoudigste maar tevens ook de minst nauwkeurige manier om de resolutie te bepalen. Hierbij wordt een strook met specieke afmetingen in de CT-scanner geplaatst [2]. Aangezien de CT-scanner de rand nooit exact kan voorstellen, zal de strook met een zekere graad van onscherpte worden afgebeeld, zoals voorgesteld in guur 4.2. Om de resolutie kwantitatief uit te drukken is de vorm van de LSF niet belangrijk maar wel de breedte. De breedte wordt bepaald door een gaussiaanse functie op het lijnproel te plotten. De halfwaardebreedte (Full- Width-Half-Maximum, FWHM) van deze gaussiaanse curve is een maat voor de resolutie [2]. De LSF is een bepaling van de ruimtelijke resolutie via een projectie in één dimensie. Voor CTbeelden is het interessant om in twee dimensies de resolutie te kennen. Een volledige beschrijving van de ruimtelijke resolutie gebeurt via een drie dimensioneel equivalent van de LSF, de PSF, bepaald via een puntbron. De puntbron wordt met een bepaalde graad van uitsmering voorgesteld. Uitsmering ontstaat door detectie van het signaal in de naburige punten rond de positie van de puntbron. Door de grootte van het signaal uit te zetten in functie van de plaats in 2 dimensies, wordt de PSF bekomen. Ook hier wordt de resolutie bepaald op basis van de FWHM van de gaussiaanse plot dat de PSF benadert [2]. Het wiskundig verband tussen het drie dimensioneel beeld (I) en het object (O) is: 22

35 Hoofdstuk 4. Beeldkwaliteit I (x, y, z) = O (x, y, z) h (x, y, z) Waarbij h de drie dimensionele PSF voorstelt. In het ideale geval zou de PSF een delta functie zijn in de drie dimensies, zodat het beeld een perfecte voorstelling geeft van het object. In de praktijk blijkt dat de globale PSF een combinatie is van de detectoreigenschappen en data sampling. Deze kan berekend worden door de convolutie van al de individuele componenten [2]. De MTF is een meettechniek om de ruimtelijke resolutie te bepalen bij zowel de hoge frequenties (bv. jne structuren) als de lage frequenties (bv. gebieden met een uniforme signaalintensiteit). Bij een ideale CT-scanner zou de resolutie hetzelfde blijven bij alle mogelijke frequenties, zodat de MTF een constante is (zie guur 4.3a). In de praktijk blijkt echter dat bij de meeste systemen de MTF sneller daalt bij hogere frequenties. De inputfrequentie waarbij het systeemrespons nul bereikt, wordt de gelimiteerde frequentie genoemd. De resolutie komt overeen met deze gelimiteerde frequentie [1, 2]. De MTF kan wiskundig als een Fouriertransformatie van de PSF worden beschreven [2]: MT F (k x, k y, k z ) = F {P SF (x, y, z)} Waarbij k x, k y en k z de ruimtelijke frequenties zijn, gemeten in lijnen/mm analoog met de x, y en z dimensies. De relatie tussen de MTF en de PSF wordt voorgesteld in guur 4.3. Bovenaan wordt een object afgebeeld dat bestaat uit een set van lijnen met een stijgende ruimtelijke frequentie van links naar rechts. In de ideale situatie stemt de PSF overeen met een delta-functie, waardoor het afgebeeld object een perfecte voorstelling is van het werkelijk object (zie guur 4.3a). Hoe breder de PSF, hoe smaller de MTF, hoe meer verlies van informatie in de hoge ruimtelijke frequentie gebieden. Aangezien de MTF de Fouriertransformatie is van de PSF, kan de algemene MTF berekend worden door alle parameters die een eect op de MTF hebben te vermenigvuldigen met elkaar in het fourierdomein [2]. Figuur 4.3: Relatie tussen MTF en PSF [2]. 23

36 Hoofdstuk 5 Beeldkwaliteit bij CT-scanners Zoals uit hoofdstuk 4 blijkt, is het onmogelijk om een beeld te verkrijgen met de beste resolutie, laagste ruis en hoogst zachtweefselcontrast. In dit hoofdstuk wordt beschreven welke parameters van de micro-ct (zie hoofdstuk 3.2) en/of de duale energie CT (zie hoofdstuk 3.3) een eect hebben op de resolutie, ruis en zachtweefselcontrast. Het streefdoel is om een evenwicht tussen al de parameters te vinden om zo de meest optimale beeldkwaliteit te bekomen. In dit hoofdstuk wordt ook de nadruk gelegd op de stralingsbelasting en hoe deze vermeden kan worden. Algemeen geldt dat een lagere stralingsbelasting leidt tot een lagere beeldkwaliteit. 5.1 Algemeen Om beelden te bekomen met een hoge SNR en CNR, moet aan drie basiscriteria voldaan zijn [2]: ˆ Er moeten voldoende X-stralen doorheen het object kunnen om een hoge SNR te verkrijgen. Dit is mogelijk door te werken met een voldoende hoge spanning. Maar bij lage energieën is het foto-elektrisch eect dominant en wordt een hoog contrast geproduceerd tussen bot en zacht weefsel. Het contrast neemt af met toenemende X-stralenenergie. ˆ Het verschil van de attenuatiecoëciënten van de verschillende weefselsoorten moet groot genoeg zijn, om een hoog contrast te kunnen bekomen. De attenuatiecoëciënt kan geregeld worden door de spanning aan te passen. ˆ X-stralen moeten verwijderd kunnen worden als ze verstrooid zijn over ongekende hoeken. Comptonstrooiing geeft een willekeurig achtergrondsignaal. Dit aandeel moet sterk verminderd worden om de SNR en de CNR te verbeteren. Door het gebruik van twee verschillende energieën bij de duale energie CT kan op deze manier een lage ruis en een hoog contrast bekomen worden. Door de beelden met lage ruis en hoog 24

37 Hoofdstuk 5. Beeldkwaliteit bij CT-scanners contrast te combineren met elkaar, wordt een beeld bekomen met een optimale SNR en CNR. Ook de reconstructieparameters zoals de convolutiekernels, de eectieve dikte van de slices, z- interpolatie algoritme en de pitch hebben allemaal op hun beurt een eect op de beeldkwaliteit. Deze parameters variëren afhankelijk van de fabrikant en het model van de scanner [15]. De geabsorbeerde dosis is afhankelijk van verschillende parameters. De dosis is het hoogst bij het foto-elektrisch eect. Bij Comptonstrooiing wordt maar een klein deel van de energie in het lichaam geabsorbeerd [1]. De geabsorbeerde dosis neemt ook toe met stijgend aantal projecties [4]. Bij de duale energie CT wordt intuïtief verwacht dat de dosis veel hoger zal liggen aangezien twee X-stralenbuizen worden gebruikt. Door de mogelijkheid om de twee buisstromen nauwkeurig af te stellen ten opzichte van elkaar, zal de patiënt niet blootgesteld worden aan een hogere dosis dan bij een klassieke CT-scanner. Uit studies blijkt dat bij gebruik van duale energieën een betere CNR wordt bekomen bij een zelfde dosis ten opzicht van de klassieke CT-beelden. Natuurlijk kan de beeldkwaliteit nog verbeteren door de stroom te laten toenemen zodat de ruis daalt. Een verantwoorde afweging moet genomen worden tussen een lage ruis op het beeld of een lage dosis [18]. 5.2 Ruis Het is onmogelijk om ruis helemaal te elimineren uit het beeld. Toch zijn er factoren die een invloed hebben op de hoeveelheid ruis zoals de buisspanning, de buisstroom als de scantijd. Hoe hoger de fotonenergie, hoe hoger het penetratievermogen in weefsel. De attenuatie is immers kleiner wanneer de energie stijgt (zie guur 2.5). Hierdoor stijgt de SNR met een niet-lineair verband. Het verband tussen de SNR, buisstroom I en scantijd t is [2]: SNR I t Om de ruis te minimaliseren moet de spanning, stroom en scantijd toenemen. Net deze parameters zorgen ook voor een verhoogde stralingsdosis (zie hoofdstuk 2.2.1). Als objecten met een hoog attenuatiecoëciënt worden gescand, dan is er meer sprake van strooistraling, en minder X-stralen bereiken de detector. Dit leidt tot een lagere SNR. Bij de duale energie CT heeft de detector een anti-fotonverstrooiingsrooster. Met een hoge roosterverhouding 1 attenueert dit meer Comptonstrooiing dan de roosters met een lage verhouding, waardoor de SNR toeneemt. Bij duale energie CT is er door de aanwezigheid van twee X- stralenbuizen en twee detectoren sprake van gekruiste strooistraling (zie hoofdstuk 3.3). De detector van de duale energie CT heeft een sensor die de strooistraling kan registeren (zie hoofdstuk 3.3). Aangezien anti-fotonverstrooiingsroosters enkel kan compenseren en niet elimineren, 1 De roosterverhouding is de relatieve hoogte van het rooster ten opzichte van de breedte van de tussenliggende vrije ruimtes. 25

38 Hoofdstuk 5. Beeldkwaliteit bij CT-scanners bevat dit systeem ook speciale reconstructiealgoritmes, gebaseerd op de strooistralingsdetectie van de sensor, om de strooistraling uit de beelden te kunnen lteren [9]. Bij micro-ctsystemen worden geen anti-fotonverstrooiingsroosters gebruikt. Een laatste parameter die een invloed heeft op de ruis is de eciëntie van de detector. eciëntie kan bepaald worden volgens de detectorkwantumeciëntieparameter (DQE) [2]: De DQE = [ ] 2 SNRuit SNR in Waarbij de index 'in' en 'uit' verwijst naar de invoer SNR naar, en de uitvoer SNR van, de detector. De DQE-waarde is altijd kleiner dan 1, aangezien de detector altijd zorgt voor een bepaalde hoeveelheid ruis in het systeem. Hoe hoger de DQE, hoe hoger de opbrengst per invallende X-straal [2]. 5.3 Zachtweefselcontrast Door de directe relatie tussen het contrast en de ruis, namelijk dat een hoog contrast wordt bekomen bij een lage ruis, zijn de operationele factoren die een invloed hebben op de ruis ook van kracht bij het contrast. Het X-stralenspectrum is een van de belangrijkste factoren die een rol speelt bij het zachtweefselcontrast. Het foto-elektrisch eect is dominant bij lage fotonenergie, zodat de lineaire attenuatiecoëciënten van bot en zacht weefsel een groot verschil hebben ten opzichte van elkaar in de buurt van de K-randen. Bij hoog-energetische X-stralen komt voornamelijk het eect van Comptonstrooiing voor, waardoor het contrast vermindert. Door de combinatie van een hoge en lage X-stralenenergie bij de duale energie CT, zorgen de hoogenergetische X-stralen voor een beeld met lage ruis en de laagenergetische X-stralen voor een hoog contrast. Een combinatie van de twee beelden zorgt voor een nog beter zachtweefselcontrast door de vermindering van ruis. De duale energie CT heeft ook een anti-fotonverstrooiingsrooster, wat een negatief eect heeft op het zachtweefselcontrast. Dit negatieve eect weegt echter niet op tegenover het positieve eect dat het duale X-stralenspectrum heeft op het contrast [2]. 5.4 Resolutie Bij sommige micro-ct's is het mogelijk om de afstand tussen de X-stralenbuis en het object (buis-object afstand, sod) in te stellen net zoals de afstand tussen het object en de detector (object-detector afstand, odd) (zie guur 5.1). Bij nauwkeurige instelling van voornamelijk de sod maar ook de odd, kan de geometrische vergrotingsgraad geoptimaliseerd worden, afhankelijk van de SNR en de grootte van de penumbra. Bij een kleine FOV kan een hogere maximale resolutie bekomen worden. Bij deze systemen is de ruimtelijke resolutie afhankelijk van de pixelpitch, de grootte van de detectormatrix en de focusserende eigenschappen van de X-stralenbuis [6]. 26

39 Hoofdstuk 5. Beeldkwaliteit bij CT-scanners Figuur 5.1: Voorstelling van de focal spot (fs), penumbra (b) en bron-object afstand (source-object distance, sod) en bron-detector afstand (source-detector distance, sdd) [4] De resolutie van de beelden kan toe- of afnemen afhankelijk van de positie van het bed ten opzichte van de X-stralenbuis en de detector. Het verkleinen van de sod zorgt voor een grotere odd en wordt het object op het beeld vergroot met een factor 1+odd/sod (zie guur 5.1a). Op voorwaarde dat een kleine focale spot wordt gebruikt om de blurring afkomstig van de penumbra (b) te verminderen. Bij klinische systemen zijn de odd en sod gelijk aan elkaar. Hierdoor wordt de penumbra (b) gelijk of groter dan de grootte van de focale spot. Dit betekent dat bij een te grote focale spot, de ruimtelijke resolutie verslechterd. De penumbra en dus ook de resolutie is afhankelijk van de grootte van de focale spot (fs), de afstand tussen het object en de detector (odd) en de afstand tussen de x-stralenbuis en het object (sod), met volgend verband [2, 4]: b = odd sod fs Om de blurring zo goed mogelijk te vermijden, moet de sod zo groot mogelijk zijn en de grootte van de focal spot (fs) zo klein mogelijk. Bij een grote sod, zal de geabsorbeerde dosis ook veel lager zijn, want de dosis neemt kwadratisch af met de afstand. De X-stralenbuis van de Somatom Denition Flash heeft z-sharp technologie. Deze technologie zorgt ook voor een veel betere resolutie. Door de overlapping van de projecties door de bewegende focal spot, wordt de data sampling sterk verbeterd, wat leidt tot een scherper beeld (zie guur 3.8) [10]. Ook de detectoreigenschappen hebben een invloed op de resolutie. De pixelgrootte van de detector moet zo klein mogelijk zijn, om details te kunnen visualiseren. 27

40 Hoofdstuk 6 Materiaal en methode Om een vergelijkende studie uit te voeren tussen de micro-ct en de duale energie CT op basis van de beeldkwaliteit, wordt gebruik gemaakt van de CT-scanners die in dit hoofdstuk worden besproken. Om de beeldkwaliteit kwantitatief te bepalen en te vergelijken en om de dosis te bepalen worden verschillende fantomen gebruikt. Een overzicht wordt in dit hoofdstuk gegeven. Het doel van deze masterthesis is echter de beeldkwaliteit te onderzoeken toegepast op kleine proefdieren. Een overzicht van de verschillende proefdieren wordt ook in dit hoofdstuk gegeven. De methode om de beeldkwaliteit te bepalen, is beschreven in hoofdstuk CT-scanners De beeldkwaliteit wordt bepaald van twee micro-ct's (FLEX Triumph en Skyscan 1178) en een duale energie CT (Somatom Denition Flash). Een overzicht van de eigenschappen van de CT-scanners staat weergegeven in tabel Skyscan 1178 De Skyscan 1178 (SkyScan, Kontich, Antwerp, Belgium) zit in het U-Spect-II/CT toestel. Dit toestel werd ontwikkeld om SPECT-beelden te verkrijgen op een snelle en gebruiksvriendelijke manier. De Skyscan 1178 wordt daarom gebruikt als snelle micro-ct scanner. Meer informatie staat in tabel 6.1. De Skyscan 1178 heet 3 scanmodes: accuraat, normaal en snel en 2 scanhoeken: full en partial. Afhankelijk van de ingestelde scanmode en scanhoeken wordt automatisch het aantal projecties bepaald (zie tabel 6.2). 28

41 Hoofdstuk 6. Materiaal en methode Spannings- Buis- Focale Magnicatie Pixelmatrix - voxelsize FOV Reconstructie bereik stroom spot algoritme 1280x µm 82x82 mm muisprotocol Skyscan kvp µa onbekend onbekend 640x µm 82x200 mm 2368x µm Op basis van verschillende FLEX Triumph kvp µa 0,05 mm 1, x µm 12x12 mm instelbare lters 592x µm Somatom Denition Flash kvp ma 0,7 x 0,7 mm onbekend 1024x en 332 mm Op basis van verschillende kernels (van zacht weefsel tot bot) Tabel 6.1: Overzicht van de technische gegevens van de Skyscan, FLEX Triumph en de Somatom Denition Flash [11, 19] 29

42 Hoofdstuk 6. Materiaal en methode Scanhoek Scanmode Full Partial Snel Normaal Accuraat Tabel 6.2: Skyscan: Het aantal projecties is afhankelijk van de ingestelde scanhoek en scanmode. Binning 1x1 Binning 2x2 Binning 4x4 2368x x x kvp 395 µa 200 µa 90 µa 75 kvp 285 µa 140 µa 65 µa 80 kvp 260 µa 125 µa 60 µa Tabel 6.3: FLEX Triumph: Buisstroom De SkyScan 1178 beschikt over een X-stralenbuis en detector dat rond een vast bed draait. De bedden voor ratten en muizen zijn opgebouwd uit koolfstof. De reconstructie-software die standaard in het systeem zit is gebaseerd op FBP Tri-modality FLEX Triumph De FLEX Triumph bevat zowel een micro-pet, micro-spect als een micro-ct systeem. Het is een product van GE Healthcare (Gamma-Medica Ideas, Northridge, CA). Een overzicht van de eigenschappen van deze micro-ct staat in tabel 6.1. De FLEX Triumph kan in step and shoot mode of in y mode scannen. In deze studie werd altijd in y mode gescand. De X-stralenbuis en de detector draaien maximaal 360 rond het object. Het aantal projecties gedurende deze rotatie zijn vrij te bepalen tussen 256 en Het systeem bepaalt zelf de optimale buisstroom afhankelijk van de buisspanning en de binning (zie tabel 6.3). De FOV is afhankelijk van de in te stellen magnicatie, een overzicht staat in tabel 6.4. De FLEX Triumph heeft de mogelijkheid om de afstand tussen de X-stralenbuis en het bed aan te passen, de afstand tussen het bed en de detector wordt dan automatisch mee aangepast Somatom Denition Flash De tweede generatie duale energie CT-scanner aanwezig op het UZ Gent, is een Somatom De- nition Flash (Siemens Healthcare, Forchheim, Germany). Het buis-detector paar B is in het algemeen werkzaam bij een spanning van 140 kvp, systeem A is werkzaam bij 80 kvp of 100 kvp, Magnicatie 1,3 1,5 2 2,5 3 3,5 FOV (mm) 91,07 78,93 59,20 47,36 39,49 33,83 Tabel 6.4: FOV bij variërende magnicatie 30

43 Hoofdstuk 6. Materiaal en methode Figuur 6.1: Energiespectrum duale energie CT (a) zonder Sn-lter en (b) met Sn-lter bij detector B (b) [11] afhankelijk van de toepassing. Een Somatom Denition Flash heeft nog een bijkomende tinnen lter voor uitltering van laagenergetische fotonen, de `Sn140 kv'. Deze lter is alleen aanwezig bij systeem B. Door de aanwezigheid van deze bijkomende lter zal het verschil tussen de lage en de hoge energie spectra nog vergroten en wordt ook het 140 kvp spectrum smaller (zie guur 6.1). Dit heeft als voordeel dat er een betere dosiseciëntie is en dat er minder artefacten zijn. De detectoren van dit type toestel bestaat uit 64 fysische slices, in combinatie met de z-sharp leads kunnen 128 slices per rotatie worden gemeten. Detector A is de grootste detector en heeft 736 kolommen, terwijl detector B beschikt over 480 kolommen. Dit is equivalent met de FOV van 500 mm (332 mm) van detector A (B). De FOV van detector B is groter dan een standaard duale energie CT-scanner (bv. Somatom Denition). Dit is mogelijk door de hoek tussen buis A en B te laten stijgen tot 95. Het voordeel hiervan is dat alle relevante anatomie ook in de FOV van detector B past. Verder zijn ook nog vier collimatoren beschikbaar: 128 x 0.6 mm (z-sharp), 64 x 0.6 mm (z-sharp), 32 x 0.6 mm (no z-sharp) en 40 x 0.6 mm (z-sharp). Om de gekruiste strooistraling te meten en te corrigeren, beschikken de detectoren ook nog over bijkomende sensoren. 6.2 Beeldkwaliteitsfantomen De beeldkwaliteit van CT-scans kan het beste bepaald worden op basis van fantomen. Afhankelijk van welk aspect van de beeldkwaliteit bepaald moet worden, kan een van de volgende fantomen gebruikt worden. 31

44 Hoofdstuk 6. Materiaal en methode Figuur 6.2: Draadfantoom. Links: ontwerp fantoom [20]. Rechts: CT-beeld van fantoom. Figuur 6.3: Resolutiefantoom: Strookfantoom Resolutiefantomen Draadfantoom Het draadfantoom 1 bevat twee draden parallel in een cilindrisch omhulsel (zie guur 6.2) [20]. Eén draad bevindt zich net niet in het centrum en de andere bevindt zich aan de rand van de cilinder. De draden zijn gemaakt uit wolfraam en hebben een diameter van 10 µm. De afstand tussen de twee draden is 12 mm. Aangezien de diameter van de draden kleiner is dan de verwachte systeemresolutie van de CT-scanners, is dit fantoom geschikt voor de ruimtelijke resolutiebepaling. De combinatie van twee draden is een ideaal hulpmiddel om de transaxiale resolutieverandering te bepalen Strookfantoom De duale energie CT kan de draden van het draadfantoom niet visualiseren. Als alternatief wordt het strookfantoom gebruikt. Dit fantoom bevat een strook staal met een dikte van 0,100 mm een lengte van 5 cm en een hoogte van 1,5 cm. Een transversaal CT-beeld van dit fantoom staat in guur Zachtweefselcontrastfantoom Het zachtweefselcontrastfantoom 2 bevat vier cilinders die zich parallel in een kunsthars fantoom bevinden (zie guur 6.4). Deze vier cilinders bestaan uit twee kleine en twee grote cilinders met 1 MicroCT-wire, Qrm, GmbH, Möhrendrof, Germany 2 MicroCT-LC, Qrm, GmbH, Möhrendrof, Germany 32

45 Hoofdstuk 6. Materiaal en methode Figuur 6.4: Zachtweefselcontrastfantoom. Links: ontwerp van fantoom [21]. Rechts: CT-beeld van fantoom. respectievelijk een diameter van 1 en 2,5 mm. De HU van het ene duo cilinders, dat een kleine en grote diameter bevat, verschilt 4% ten opzichte van de kunsthars, het andere duo verschilt 8% [21]. Uit hoofdstuk 4.2, weten we dat 1% overeenkomt met 10 HU. De HU's van de twee duo's verschilt dus 40 en 80 HU ten opzichte van de HU van kunsthars. Aangezien het fantoom verschillende contrasten en diameters bevat, is het mogelijk om te bepalen wat het laagste contrast in combinatie met de kleinste diameter is dat CT-scanners kunnen onderscheiden Ratfantoom Het ratfantoom werd zelf gemaakt met een PMMA cilinder ( 7 cm, hoogte 10 cm) (zie guur 6.5). Deze cilinder kan naar keuze opgevuld worden. Het bevat twee monteerbare buisjes uit PMMA 3 met een bolvormig reservoir ( 5,95 mm en 9,9 mm) dat ook naar keuze opgevuld kan worden. Om een rat op een vereenvoudigde manier voor te kunnen stellen, werd dit fantoom opgevuld met water. De reservoirs werden opgevuld met respectievelijk jodium en lucht. Jodium wordt gebruikt omdat het enerzijds een hoge HU-waarde heeft 4 en omdat het een contraststof is dat veel wordt gebruikt in klinische toepassingen. Op de bodem van het fantoom bevinden zich drie capillaire buisjes ( 1mm) waarvan één werd opgevuld met lucht en de twee andere met verdund jodium, namelijk een capillair met 40% I - 60% NaCl en een capillair met 60% I - 40% NaCl. Ten slotte bevindt zich in het water ook een rattenfemur, post-mortem gedissecteerd. 6.3 Referentiefantoom Bij micro-ct's worden de grijswaarden van de gereconstrueerde beelden niet automatisch omgezet naar Hounseld waarden (HU). Om CT-beelden correct te kunnen interpreteren is het noodzakelijk dat de beelden uitgedrukt zijn in HU. Een nauwkeurige omzetting van de huidige grijstint naar HU is dan ook essentieel. Hiervoor wordt een fantoom gebruikt dat bestaat uit elementen waarvan de HU gekend en eenduidig zijn, namelijk water (HU = 0) en lucht (HU = 3 HU P MMA HU water = 0 4 HU jodium HU bot

46 Hoofdstuk 6. Materiaal en methode Figuur 6.5: Ratfantoom: PMMA cilinder gevuld met water, twee reservoirs met lucht en jodium, drie capillaire buisjes en een ratfemur ). Het fantoom bevat twee PMMA buisjes ( 0,6 cm, hoogte 4,5 cm) waar zich respectievelijk een hoeveelheid water en lucht in bevindt. Via lineaire inter- en extrapolatie kunnen dan alle grijswaarden omgezet worden naar de overeenkomstige HU. 6.4 Dosis Om aan te tonen of het ethisch verantwoord is om proefdieren te mogen scannen met een klinische scanner, is het noodzakelijk om de dosis te kennen van de drie CT-scanners. De dosis wordt bepaald met een dosifantoom. Dosislimieten worden over het algemeen uitgedrukt met de letale dosis (LD). De LD 50/30 is de dosis waarbij 50% van de populatie binnen de 30 dagen sterft bij een volledige lichaamsbestraling. De LD 50/30 van muizen ligt tussen 5 en 7,6 Gy [4]. Uit voorgaande studies blijkt dat de FLEX Triumph zorgt voor een geabsorbeerde dosis tussen 0,017 tot 0,78 Gy [22]. Aangezien het grootste aantal vitale organen zich in de thorax en abdomen bevinden, is deze regio het meest stralingsgevoelig. Als de thorax een dosis van 1,9 Gy heeft ontvangen, kan dit al lijden tot letale complicaties zoals pneumonitis [4]. In tegenstelling tot de mens hebben ratten en muizen een zeer snel herstelmechanisme door hun snelle celdeling. Ze zijn in staat om binnen enkele uren de subletale schade, veroorzaakt door 0,030 Gy, te herstellen [4]. Herhalende blootstelling met een lagere dosis in een korte periode heeft dus geen schadelijke gevolgen. Aangezien de stralingsgevoeligheid ook afhankelijk is van de leeftijd en het ras van de proefdieren, is het niet eenvoudig om dosislimieten te bepalen. De stralingsgevoeligheid neemt af naarmate de leeftijd toeneemt [23]. 34

47 Hoofdstuk 6. Materiaal en methode Thermoluminescentiedetector Een thermoluminescentiedetector (TLD) bestaat uit een anorganische kristal dat ioniserende straling kan absorberen. Bij inval van een X-straal op dit kristal, wordt de X-straalenergie overgedragen aan de kristalelektronen. Deze krijgen voldoende energie om naar een hoger energieniveau over te gaan, namelijk van de valentie- naar de conductieband. De elektronen bevinden zich nu op een energetisch onstabiel niveau en deze vallen snel terug naar de elektronenvallen die qua energieniveaus dicht bij elkaar liggen. De elektronen zitten nu op zo een stabiel niveau dat ze hier blijven. Het aantal elektronen in deze elektronenvallen is evenredig met de X-stralenenergie. Bij opwarming van de TLD, ontvangen de elektronen voldoende energie om naar de conductieband te kunnen springen. Het elektron zal nu onmiddellijk terug naar de valentieband vallen. Het energieverschil wordt vrijgegeven onder de vorm van zichtbaar licht. Tijdens het opwarmen van de TLD wordt het uitgezonden licht opgevangen in een photomultiplier buis (fotonvermenigvuldiger, PM). Deze bevat een fotokathode, die het licht omzet naar elektronen. Verder staat de PM-buis ook nog onder hoogspanning, zodat de elektronen worden versneld. Via botsingen met de dynodes ontstaan er steeds meer elektronen, totdat de totale hoeveelheid elektronen worden gecollecteerd. De hoeveelheid elektronen is een maat voor de geabsorbeerde X-stralenenergie in het kristal Dosisfantoom De TLD's worden op en in een fantoom geplaatst, zodat rekening wordt gehouden met de attenuatie en strooistralingen die ontstaan in het fantoom, net zoals dat er in het lichaam ook deze interacties plaatsvinden. Het fantoom om de geabsorbeerde dosis van de CT-scanners te bepalen is weergegeven in guur 6.6. Dit cilindrisch PMMA fantoom ( 3 cm, hoogte 11 cm) heeft in het midden een cilindrische holte, waarin een tweede PMMA-cilinder ingeschoven kan worden. In deze cilinder zitten 15 gleufjes waar TLD's in geplaatst kunnen worden. Met dit fantoom wordt zowel de oppervlakte als de inwendige dosis bepaald. De oppervlaktedosis wordt bepaald aan de hand van twee TLD's die zich op halve fantoomlengte bevinden met een hoekverschil van 90. De TLD's zijn van het type LiF:Mg,Ti en van het merk MTS-N (TLD Poland, Poland). Ze zijn gekalibreerd voor het energiegebied van de CT-scanners. 6.5 Proefdieren Bij de micro-ct's wordt één keer een muis en rat in vivo gescand volgens de huidig gebruikte standaardinstellingen. Daarna wordt met dezelfde parameters een muis en rat ex vivo gescand. 35

48 Hoofdstuk 6. Materiaal en methode Figuur 6.6: Absolute dosisfantoom: 15 TLD's bevinden zich in de gleufjes van het fantoom, 2 TLD's aan de oppervlakte (rode cirkels) Muis Rat In vivo 1 In vivo 2 Ex vivo In vivo Ex vivo Ras NMRI FVB FVB Sprange Dawley Sprange Dawley Gewicht 33 gram 21 gram 25 gram ± 400 gram ± 400 gram Leeftijd 1 jaar 2 maand 2 maand onbekend onbekend Verdovingsmiddel Isourane Isourane n.v.t. Isourane n.v.t. Tabel 6.5: Informatie proefdieren Op deze manier kan achterhaald worden in welke mate de beeldkwaliteit veranderd bij het scannen van een dier in en ex vivo. De muis en rat ex vivo worden ook nog gescand met andere parameterinstellingen. Bij de duale energie CT wordt enkel een muis en rat ex vivo gescand, omdat de stralingsbelasting van de CT-scanner bij kleine proefdieren op dat moment nog niet gekend was. Bij de drie CT-scanners werden telkens dezelfde muizen en ratten gescand. Een overzicht van de proefdieren staat in tabel

49 Hoofdstuk 7 Resultaten op basis van fantomen In dit hoofdstuk wordt de beeldkwaliteit door middel van fantomen kwantitatief bepaald bij de drie CT-scanners. Tijdens deze studie wordt de nadruk gelegd op parameters zoals buisspanning, buisstroom, aantal projecties en andere eigenschappen waarover de CT-scanner beschikt. Uiteraard kan de beeldkwaliteit nog verbeterd worden door speciale reconstructiealgoritmen en convolutiekernels te gebruiken, maar CT-scannerparameters zijn toch de basis van de beeldkwaliteit. Het gebruik van verschillende convolutiekernels en de invloed op de beeldkwaliteit, ligt dan ook buiten het bestek van deze studie. Voor de reconstructie bij het Skyscansysteem wordt het algemeen muisprotocol gebruikt. De FLEX Triumph heeft standaard 3 reconstructiealgoritmen; algemene reconstructie, optimale ruis en optimale resolutie (zie bijlage B voor meer informatie). Het is mogelijk om zelf te bepalen welke specieke lters al dan niet gebruikt worden. Bij deze CT-scanner zullen steeds alle beelden gereconstrueerd worden via het algemeen algoritme. Bij de Somatom Denition Flash is er nog onvoldoende ervaring voor het scannen van micro- CTfantomen en kleine proefdieren. Het is een klinische CT-scanner, dus er zijn niet veel protocollen 1 ontwikkeld om preklinisch onderzoek mee uit te kunnen voeren. Hierdoor is een zoektocht noodzakelijk naar een protocol dat in eerste instantie gebruikt wordt om mensen te scannen, maar eventueel ook gebruikt kan worden om kleine fantomen en proefdieren te scannen. Bij deze CT-scanner is het dus wel noodzakelijk om met verschillende reconstructiealgoritmen en convolutiekernels te werken. De waarden van de meetpunten van de graeken zijn terug te vinden in bijlage A. 1 Siemens heeft wel een speciaal scanprotocol en bijhorende reconstructiealgoritmen ontwikkeld om fantomen te scannen. Het UZ Gent beschikt niet over deze protocollen en algoritmen. 37

50 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Spanning Grijswaarde Omzettingsvergelijking HU = a+bi (kvp) lucht water a b , , , , , , , , , , , ,096 Tabel 7.1: Skyscan: HU-omzetting Spanning Grijswaarde Omzettingsvergelijking HU = a+bi (kvp) lucht water a b 80 14, , , , , , , , ,391 Tabel 7.2: FLEX Triumph: HU-omzetting 7.1 Grijswaarden omzetten naar HU De reconstructiesoftware van de duale energie CT zet de grijswaarden automatisch om in HU. Bij micro-ct's is dit niet het geval. Voor een correcte interpretatie van de resultaten van ruis en het zachtweefselcontrast is het dan ook nodig om de grijswaarden om te zetten naar hun equivalente HU. Deze omzetting gebeurt door het referentiefantoom te scannen bij verschillende spanningen van de Skyscan en de FLEX Triumph micro-ct. De spanning heeft immers een eect op de lineaire attenuatiecoëciënt. Via het softwareprogramma ImageJ 2 worden de grijswaarden van lucht en water van de CT-beelden bepaald. Aangezien de HU van lucht en water respectievelijk en 0 zijn, kunnen via lineaire inter- en extrapolatie de overige grijswaarden met hun overeenkomstige HU worden gevonden. Een overzicht is terug te vinden in tabel 7.1 en 7.2. Deze tabellen tonen ook de vergelijking om elke grijswaarde (I) om te zetten naar de equivalente HU. 7.2 Ruis Ruis wordt berekend door de standaardafwijking van de HU te nemen bij een uniform object. Het fantoom dat gebruikt wordt, is het zachtweefselcontrastfantoom (zie hoofdstuk 6.2.2). De standaardafwijking wordt bepaald in de kunstharszones (zie guur 7.1). De totale ruis is het gemiddelde van deze standaardafwijkingen. De standaardafwijking kan berekend worden via het software programma Amide 3 (voor de beelden van de duale energie CT) of via Matlab (voor de beelden van de micro-ct). Voor de beelden van de micro-ct's is het eenvoudiger om met Matlab te werken omdat de grijswaarden dan automatisch worden omgezet naar HU. 2 National Institute of Health, Bethesda, Maryland, USA. 3 AMIDE: A Free Software Tool for Multimodality Medical Image Analysis. 38

51 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Figuur 7.1: Ruis wordt bepaald in de kunstharszones (blauwe rechthoeken) bij het zachtweefselcontrastfantoom. Scanprotocol 1 Scanprotocol 2 Buisspanning 30, 40, 50, 55, 60 en 65 kvp 65 kvp Buisstroom 612 µa 285, 400, 450, 500 en 612 µa Scanmode Accuraat en normaal Accuraat en normaal Tabel 7.3: Skyscan: Ruis: Scanprotocollen Skyscan De scanprotocollen die worden gebruikt om de ruis van de Skyscan te bepalen zijn terug te vinden in tabel 7.3. In het eerste protocol varieert de buisspanning, zodoende te achterhalen welk eect dit heeft op de ruis. Bij het tweede scanprotocol varieert de buisstroom. Het minimum ligt op 285 µa, want dit is de stroom die gebruikt wordt bij de FLEX Triumph, zodat een goede vergelijking gemaakt kan worden tussen beide toestellen. Bij beide protocollen wordt ook onderzocht in welke mate de ruis toeneemt bij het gebruik van de accurate of normale scanmode. De resultaten van beide protocollen worden weergegeven in guur 7.2 en in tabel A.1. Zoals blijkt uit guur 7.2a neemt de ruis gemiddeld 43% af wanneer gescand wordt in accurate scanmode ten opzichte van de normale scanmode. Verder is er ook, volgens de verwachtingen, een niet-lineaire afname van de SNR bij stijgende buisspanning (zie tabel A.2). De ruis neemt ook af met stijgende buisstroom (zie guur 7.2b ). De SNR heeft een evenredig verband met het kwadratisch product van de buisstroom en de scantijd. Deze evenredigheidsconstante ligt bij de Skyscan tussen 12 en 14 (zie tabel A.3) FLEX Triumph De ruis van de FLEX Triumph wordt bepaald door het fantoom te scannen volgens de scanprotocollen die terug te vinden zijn in tabel 7.4. Bij scanprotocol 1 wordt achterhaald hoe de ruis zal veranderen bij een variërende binning en welk eect het aantal projecties heeft op de ruis. Het tweede scanprotocol wordt gebruikt om de invloed van buisspanning op de ruis te achterhalen. De stroom wordt bij deze CT-scanner automatisch aangepast aan de meest optimale waarde. 39

52 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen (a) µ (b) Figuur 7.2: Skyscan: Ruis. (a) Ruisbepaling bij constante buisstroom (612 µa). (b) Ruisbepaling bij constante buisspanning (65 kvp). Scanprotocol 1 Scanprotocol 2 Buisspanning 75 kvp 65, 75 en 80 kvp Binning 1x1, 2x2 en 4x4 1x1 Aantal projecties 512, 700, 1024, 1500 en en 2048 Tabel 7.4: FLEX Triumph: Ruis: Scanprotocollen Een overzicht van de resultaten is terug te vinden in guur 7.3 en in tabel A.1.2. In guur 7.3a wordt de standaardafwijking uitgezet ten opzichte van het aantal projecties bij een buisspanning van 75 kvp. In guur 7.2b wordt de standaardafwijking uitgezet ten opzichte van de buisspanning. Uit guur 7.3a blijkt dat de ruis wordt gereduceerd met 21% bij een binning van 2x2 ten opzichte van 1x1 en met 23% bij een binning van 4x4 ten opzichte van 2x2. Bij het gebruik van 1024 projecties in plaats van 700 projecties wordt de ruis gereduceerd met 42% bij een binning 1x1 en 66% bij 2x2. Bij een binning 4x4 is de ruis het laagste, maar de metingen hebben wel een hoge standaardafwijking. Zo hoog dat dit een overlap geeft met de meetpunten van de binning 2x2 meetpunten. Dit betekent dat de ruis gemiddeld gezien wel lager is bij een 4x4 binning, maar door de grote variatie zal dit geen signicante verbetering van de beeldkwaliteit opleveren. De laagste ruis wordt waargenomen bij het hoogst aantal projecties en de laagste binning. De ruis neemt af bij een hoger aantal projecties omdat er meer ruwe informatie voorhanden is, zodat het reconstructieprogramma de ruis beter kan elimineren uit het beeld. Door gebruik te maken van een binning 2x2 of 4x4 wordt het invallende signaal uitgemiddeld waardoor er minder variatie ontstaat bij bestraling van een uniform object. Uit guur 7.3b blijkt dat de ruis licht toeneemt bij een stijgende spanning (tot 75 kvp). Door de hoge signaalwaarde neemt de SNR, volgens de verwachtingen, sterk toe bij stijgende spanning (zie tabel A.6). Frame averaging Met frame averaging wordt de ruis nog meer gereduceerd. Deze optie is niet automatisch toepasbaar bij deze micro-ct. Toch kan het principe gesimuleerd worden door het 40

53 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen (a) (b) Figuur 7.3: FLEX Triumph: Ruis. (a) Variabel aantal projecties bij een buisspanning van 75 kvp. (b) Variabele buisspanning bij 1024 en 1x1 binning. Figuur 7.4: FLEX Triumph: Frame averaging fantoom meerdere keren in dezelfde positie en dezelfde omstandigheden te scannen. De projectiehoeken van alle scans worden vergeleken met de projectiehoeken van een referentiescan. Bij een overeenkomst van 2 dezelfde projectiehoeken met de referentiescan, wordt het gemiddelde bepaald van de data van de referentieframe en het frame van een andere scan bij dezelfde projectiehoek. Een nieuwe dataset ontstaat met deze gemiddelde frames van elke projectiehoek. Na reconstructie, wordt de ruis op dezelfde manier bepaald. Tijdens het uitvoeren van frame averaging was het noodzakelijk om 12 scans uit te voeren om 2048 projecties te verkrijgen met twee dezelfde hoeken (afgerond op 0,1 ). Deze scans werden gemaakt bij een spanning van 75 kvp, 2048 projecties en binning 1x1. Het resultaat wordt weergegeven in guur 7.4 en tabel A.1.2. Zoals blijkt uit de resultaten van frame averaging (zie guur 7.4) wordt de ruis gereduceerd met gemiddeld 35%. Frame averaging kan wel enkel gebruikt worden bij ex vivo scans, want wanneer een proefdier in vivo wordt gescand is er teveel beweging aanwezig (door de hartslag en beweging 41

54 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Naam Scanprotocol Spanning Stroom Convolutie dikte Filter type (kvp) (µa) kernel slices Hersenen Weke Delen Hersenen H31s 5 at single Rots 100 kvp mas - U75u Rotsbeenderen zuhr U75u 2 wedge_2 energie Rots 80 kvp mas - U75u Rotsbeenderen zuhr U75u 0,4 wedge_2 Rots 80 kvp mas - U90u Rotsbeenderen zuhr U90u 1 wedge_2 DE B80f A_80 kvp Hand (kind) B80f 1 wedge_3 DE B80f Sn_140 kvp Hand (kind) B80f 1 SN_DE DE D30F A_80 kvp Hand (kind) D30f 1 wedge_3 duale DE D30F Sn_140 kvp Hand (kind) D30f 1 SN_De DE_B20F M_0,4 Hand (kind) 80 en en 219 B20f 1 energie DE Monoenergetic 65 kev Hand (kind) B70f 1 wedge_3 DE Monoenergetic 55 kev Hand (kind) B70f 1 wedge_3 DE Optimum contrast Hand (kind) B70f 1 wedge_3 Tabel 7.5: Somatom Denition Flash: Scanprotocollen van het middenrif door de ademhaling), waardoor de organen zich steeds in een andere positie bevinden. Het voordeel van frame averaging wordt dus tenietgedaan bij in vivo scans Somatom Denition Flash De ruis van de Somatom Denition Flash wordt bepaald bij zowel de single energie als de duale energie. Een overzicht van de gebruikte protocollen wordt weergegeven in tabel 7.5. Bij single energie zijn twee scanprotocollen gebruikt, namelijk één voor de hersenen, waar bij de reconstructie de focus wordt gelegd op de weke delen, en één rotsbeenderen zuhr scanprotocol. Bij dit laatste protocol zijn de gebruikte convolutiekernels U75u of U90u. U75u houdt in dat er scherp wordt gereconstrueerd en bij U90u zeer scherp. Bij duale energie worden de beelden van detector A en B afzonderlijk gereconstrueerd. Hierna worden de beelden van DE_B20F M_0,4 samengevoegd waarbij 40% van de informatie afkomstig is van het 80 kvp-systeem en 60% van 140 kvp. Bij de mono-energetische beelden (DE Monoenergetic 65 kev en 55 kev), heeft de software de beelden gereconstrueerd alsof de elektronen in de X-stralenbuis een energie hadden van respectievelijk 65 kev en 55 kev. Dit gebeurt op basis van theoretische waarden. De gebruikte convolutiekernels zijn B80f, D30f en B20f. Het getal geeft aan of beenderen of zachte weefsel beter worden gevisualiseerd. Hoe hoger het getal, hoe beter de visualisatie van bot. De resultaten van de ruis bij de Somatom Denition Flash zijn terug te vinden in guur 7.5 en tabel A.7. Bij duale energie is de ruis heel laag, net zoals bij het single energie - hersenprotocol. Bij het rotsbeenderenprotocol neemt de ruis zeer sterk toe bij stijgend convolutiekernelnummer. Ook bij dalende buisspanning, van 100 kvp naar 80 kvp, verdubbelt de hoeveelheid ruis bij dit protocol. Bij duale energie beelden is de ruis het laagst bij convolutiekernels waarbij de zachte weefsels beter worden gevisualiseerd (D30f en B20f). 42

55 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Figuur 7.5: Somatom Denition Flash: Ruis Overzicht ruis Om de drie CT-scanners met elkaar te kunnen vergelijken op basis van de ruis op hun beelden, staat in guur 7.6 een overzicht. Hieruit blijkt dat de Somatom Denition Flash de laagste ruis heeft als het rotsbeenderenprotocol niet wordt gebruikt (zie meetpunten 'Somatom Denition Flash - duale energie'). Bij de micro-ct's zit de meeste ruis op de beelden van de FLEX Triumph bij 1024 projecties. De hoeveelheid ruis bij de Skyscan bevindt zich tussen de hoeveelheid ruis bij de Somatom Denition Flash en de FLEX Triumph. Behalve bij een buisspanning van 30 kvp, dan is de hoeveelheid ruis gelijkaardig aan die van de FLEX Triumph. 7.3 Zachtweefselcontrast Het zachtweefselcontrast wordt bekomen door het verschil te nemen tussen de HU van de vier cilinders van het zachtweefselcontrastfantoom en de HU van de kunsthars. De standaardafwijking van deze metingen is gelijk aan de ruiswaarden Skyscan Het zachtweefselcontrast bij de Skyscan wordt bepaald volgens dezelfde twee scanprotocollen die gebruikt werden bij de ruisbepaling (zie tabel 7.3). De resultaten worden weergegeven in guren 7.7 en 7.8 en in tabel A.8. In guur 7.7 wordt het zachtweefselcontrast bepaald bij 43

56 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Figuur 7.6: Overzicht van de ruis van de drie CT-scanners variërende buisspanning. In deze guur wordt ook nog een onderscheid gemaakt tussen de normale en accurate scanmode. Om het geheel overzichtelijk weer te geven en om overlapping van de resultaten te vermijden, zijn de resultaten van de normale scanmode rechts van de resultaten van de accurate scanmode geplaatst ondanks dat beide scans bij een buisspanning van 40 of 60 kvp zijn uitgevoerd. Dit geldt ook voor guur 7.8 waar beide scanmodes gescand zijn met een buisstroom van 285 µa. In deze graeken zijn de blauwe en de rode punten het verschil in HU tussen de desbetreende cilinder en de kunsthars, waarbij de cilinder in theorie respectievelijk 80 en 40 HU (blauwe en rode rechte) zou moeten verschillen ten opzichte van de kunsthars. Nu is in een oogopslag duidelijk hoe veel of weinig de punten afwijken ten opzichte van de bijhorende rechte, dus hoe goed of slecht de CT-scanner het verschil in HU kan weergeven. Uit guur 7.7a blijkt dat de Skyscan in accurate scanmode een verschil van gemiddeld (65 ± 2,09) HU en (35 ± 4,19) HU weergeeft bij de cilinders van 2,5 mm diameter. Het verschil blijft gelijk ongeacht de aangelegde buisspanning. Bij normale scanmode is het moeilijker om verschillen van 40 en 80 HU van elkaar te kunnen onderscheiden en zeker bij een buisspanning van 40 kvp. Met de resultaten die weergegeven worden in guur 7.7b kan achterhaald worden hoe goed het zachtweefselcontrast is van de Skyscan. Deze guur toont de verschillen in HU bij de cilinders van 1 mm. De blauwe meetpunten (80 HU verschil) liggen rond de 40 HU. Ook hier wordt het verschil niet beïnvloed door de buisspanning. Bij de rode meetpunten blijkt dat de buisspanning wel een invloed heeft om het verschil van 40 HU te kunnen onderscheiden. Bij een accurate scan neemt het onderscheidend vermogen toe met stijgende buisspanning tot 60 kvp. In normale scanmode zijn verschillen van 40 HU zeer moeilijk te onderscheiden van elkaar; bij een buisspanning van 40 kvp kan zelfs een verschil van 80 HU niet duidelijk worden waargenomen. Dit is te wijten aan de grote hoeveelheid ruis dat aanwezig is in de beelden. 44

57 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen (a) (b) Figuur 7.7: Skyscan: Zachtweefselcontrast bij variërende buisspanning en constante buisstroom (612 µa). (a) De resultaten van de cilinders met een diameter van 2,5 mm bij een accurate (bolletje) en normale (ruit) scanmode. (b) Analoog met (a) maar nu met de cilinders met een diameter van 1 mm. µ (a) µ (b) Figuur 7.8: Skyscan: Zachtweefselcontrast bij variërende buisstroom en constante buisspanning (65 kvp). (a) De resultaten van de cilinders met een diameter van 2,5 mm bij een accurate (bolletje) en normale (ruit) scanmode. (b) Analoog met (a) maar nu met de cilinders met een diameter van 1 mm. 45

58 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Scanprotocol 1 Scanprotocol 2 Scanprotocol 3 Scanprotocol 4 Buisspanning 75 kvp 75 kvp 65, 75 en 80 kvp 65, 75 en 80 kvp Aantal 512, 700, 1024, 1500, , 700, 1024, 1500, projecties Binning 1x1 2x2 1x1 1x1 Tabel 7.6: FLEX Triumph: Zachtweefselcontrast: Scanprotocollen FLEX Triumph Het zachtweefselcontrast bij de FLEX Triumph wordt bepaald via de scanprotocollen in tabel 7.6. Het doel is om te achterhalen hoe het zachtweefselcontrast evolueert bij variërende binning, aantal projecties en buisspanning. De resultaten staan in guren 7.9 en 7.10 en in tabel A.9 en A.10. In guur 7.9b wordt links het verschil in HU getoond voor de 2,5 mm diameter cilinders en 1x1 binning, de rechtse guur is voor een 2x2 binning. Zowel bij een 1x1 en 2x2 binning is het zachtweefselcontrast bij 512 projecties zeer laag. Contrastverschillen van 40 en 80 HU met een diameter van 1 mm worden niet waargenomen op dit beeld. Het zachtweefselcontrast neemt toe bij stijgend aantal projecties tot 1024 projecties, daarna blijft het zachtweefselcontrast nagenoeg constant. Zonder rekening te houden met het zachtweefselcontrast bij 512 projecties, wordt een theoretisch verschil van 80 HU bij 1x1 binning voorgesteld als een verschil van gemiddeld (46,37 ± 6,47) HU. Een theoretisch verschil van 40 HU wordt een verschil van gemiddeld (30,07 ± 6,14) HU. Bij de 2x2 binning in guur 7.9b neemt het verschil in HU toe met toenemend aantal projecties. Bij 2048 projecties hebben we een zachtweefselcontrast van (34,09 ± 59,63) HU en (60,56 ± 59,63) HU. Uit guur 7.9b blijkt dat bij de cilinders van 1 mm er een veel duidelijker onderscheid gemaakt wordt tussen het 40 en 80 HU verschil. Het werkelijk verschil bij het theoretisch 40 HU verschil bij 1 mm is het grootst bij de 2x2 binning bij 1024 projecties. Bij een binning 2x2 is het zachtweefselcontrast beter dan bij een 1x1 door de lage hoeveelheid ruis op het beeld. Uit guur 7.10a blijkt dat het zachtweefselcontrast stijgt bij stijgende buisspanning (bij de grote cilinders). Bij de kleine cilinders (zie guur 7.10b) heeft de buisspanning geen eect meer op het zachtweefselcontrast Somatom Denition Flash Het protocol om het zachtweefselcontrast te bepalen is hetzelfde als bij de ruisbepaling, zie tabel 7.5. De resultaten staan in guur 7.11 en tabel A.11. In guur 7.11a liggen de meeste meetpunten op de bijhorende rechte. Dit betekent dat de Somatom Denition Flash nauwkeurig onderscheid kan maken tussen objecten met een verschil in HU van 80 of 40. Sommige rode en blauwe meetpunten liggen zelfs boven de respectievelijke rode en blauwe curve (zie de resultaten van DE B80f, DE monoenergetic 55 en 65 kev en DE optimum contrast). Bij optimum contrast zijn de reconstructieparameters zo ingesteld om kleine 46

59 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen (a) Links: 1x1 binning. Rechts: 2x2 binning. (b) Links: 1x1 binning. Rechts: 2x2 binning. Figuur 7.9: FLEX Triumph: Zachtweefselcontrast: Variërend aantal projecties bij 1x1 en 2x2 binning (scanprotocol 1 en 2) 47

60 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen (a) Links: 2048 projecties. Rechts: 1024 projecties. (b) Links: 2048 projecties. Rechts: 1024 projecties. Figuur 7.10: FLEX Triumph: Zachtweefselcontrast: Variërende buisspanning bij 2048 en 1024 projecties (scanprotocol 3 en 4). (a) (b) Figuur 7.11: Somatom Denition Flash: Zachtweefselcontrast. (a) De resultaten van de cilinders met een diameter van 2,5 mm. (b) Analoog met (a) maar nu met de cilinders met een diameter van 1 mm. 48

61 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen verschillen zeker te kunnen detecteren. Hierdoor worden kleine verschillen in HU versterkt. Een theoretisch verschil van 80 HU wordt dan voorgesteld als een verschil van (109,28 ± 17,77) HU. De mono-energetische reconstructie voor DE monoenergetic 55 en 65 kev gebeurt op basis van theoretische waarden. De gebruikte lineaire attenuatiecoëciënten zullen ook hier een overschatting zijn van de werkelijke situatie, zodat een eigenlijk verschil van 80 HU wordt voorgesteld als een verschil van (106,73 ± 22,38) HU of (111,46 ± 17,91) HU. Ook bij de B80f convolutiekernel wordt een overschatting gemaakt van het werkelijk HU verschil. Uit de resultaten is af te leiden dat de buisspanning geen invloed heeft op het onderscheidend vermogen, aangezien de meetpunten van DE B80f van 80kVp en 140 kvp gelijk zijn aan elkaar net zoals bij DE D30F en de rotsbeenderen. Er wordt verwacht dat het zachtweefselcontrast beter zou zijn bij 80 kvp. Dit kan te maken hebben met de kleine afmetingen van het fantoom in combinatie met het materiaal zodat de karakteristieke eigenschappen van een hoge en lage buisspanning minder tot hun uiting komen. Figuur 7.11b toont de resultaten van de cilinders met 1 mm diameter. Als guur a en b worden vergeleken met elkaar dan zien we dat de rode meetpunten gemiddeld (41,92 ± 16,10) HU lager liggen in guur b dan in a. De blauwe meetpunten liggen gemiddeld (59,23 ± 17,49) HU lager. Dit betekent dat in de praktijk de Somatom Denition Flash het HU verschil bij een object van 1 mm doorsnede ten opzichte van de HU van rondliggende weefsels veel moeilijker kan onderscheiden ten opzichte van een object met een diameter van 2,5 mm. Behalve bij DE B80f, hierbij liggen de meetpunten wel rond de 40 en 80 HU. Ook hier heeft de buisspanning geen invloed op het zachtweefselcontrast, behalve bij scans die gemaakt zijn met het rotsbeenderen protocol. Deze punten variëren onregelmatig. Dit is een gevolg van de grote hoeveelheid ruis die aanwezig is op de beelden Overzicht Een overzicht van het zachtweefselcontrast wordt gegeven in guur De meetpunten in de graek stellen de zachtweefselcontrastresultaten voor bij de drie CT-scanners bij een cilinderdiameter van 1 en 2,5 mm. De meetpunten van de Skyscan zijn de resultaten bij een buisspanning van 65 kvp en buisstroom van 612 µa in accurate scanmode. Voor de FLEX Triumph worden de resultaten bij een buisspanning van 75 kvp, 1024 projecties en 2x2 binning getoond. De resultaten van de Somatom Denition Flash zijn bekomen bij een buisspanning van 140 kvp in combinatie met de D30f reconstructiekernel. De foutenbalken representeren nu niet de standaardafwijking. Het minimum en maximum van de foutenbalken zijn het minimum en maximum verschil in HU dat wordt bekomen bij die specieke CT-scanner en cilinderdiameter. Het zachtweefselcontrast bij de cilinders van 2,5 mm is het beste bij de Somatom Denition Flash. Het zachtweefselcontrast bij dit toestel voor cilinders van 1 mm is gelijkaardig aan die van de micro-ct's. Dit komt omdat de duale energie CT wel in staat is om goed het contrast weer te geven van de verschillende aanwezige weefsels, maar het is te onnauwkeurig om verschillen in HU 49

62 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Figuur 7.12: Overzicht van het zachtweefselcontrast van de drie CT-scanners. De foutenbalken geven de maximaal en minimaal bekomen waarden weer. van kleinere objecten weer te kunnen geven. Zoals in volgende paragraaf te zien, komt dit omdat de resolutie van de Somatom Denition Flash minder goed is als deze van de micro-ct's. 7.4 Resolutie De resolutie wordt bepaald via de FWHM van de gaussiaanse tting van de PSF (zie hoofdstuk 4.3 en guur 7.13a ). Het draadfantoom (zie hoofdstuk 6.2.1) wordt zo gepositioneerd dat één van de twee draden zich in het centrum van het transversale vlak bevindt (zie guur 7.13b). Op acht verschillende willekeurige posities in de longitudinale richting van de twee draden wordt de FWHM bepaald. Het gemiddelde en de standaardafwijking van deze resultaten worden weergegeven in de volgende paragrafen Skyscan micro-ct De resolutie van de Skyscan wordt bepaald door het uitvoeren van de scanprotocollen zoals weergegeven in tabel 7.7. Net zoals bij de ruis- en zachtweefselcontrastbepaling varieert in het eerste protocol de buisspanning en in het tweede protocol de buisstroom. De resultaten van de resolutiebepaling worden weergegeven in guur 7.14 en in tabel A.12. Net zoals bij de resultaten van het zachtweefselcontrast worden de resultaten van de normale scanmode rechts geplot ten opzichte van de accurate scanmode. Ook hier werd in beide situaties gescand met een buisspanning van 40 of 60 kvp. Uit guur 7.14a blijkt dat de resolutie gemiddeld (0,329 ± 0,044) mm is in accurate scanmode en dat deze verbetert bij stijgende buisspanning. Dit eect ontstaat omdat de ruis bij een ho- 50

63 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen (a) (b) Figuur 7.13: (a) De resolutie wordt bepaald door de FWHM van een gaussiaanse tting (stippellijn) op de PSF. (b) Transversaal beeld van een draadfantoom met een draad in het centrum en een draad uit het centrum. Scanprotocol 1 Scanprotocol 2 Buisspanning 20, 30, 40, 50, 60, 65 kvp 65 kvp Buisstroom 612 µa 400, 500, 612 µa Scanmode accuraat accuraat normaal bij 40 en 60 kvp Tabel 7.7: Skyscan: Resolutie: Scanprotocollen gere buisspanning afneemt zodat kleine details beter kunnen worden weergegeven. Vanaf een buisspanning van 50 kvp is er een signicant verschil tussen de resolutie in en uit het centrum. Dit verschil neemt toe met stijgende spanning. Bij een buisspanning lager dan 50 kvp is de resolutie in en uit het centrum gelijk aan elkaar. De resolutie in normale scanmode was moeilijk te bepalen aangezien de draden niet in een geheel werden gevisualiseerd (zie guur 7.15). Dit is ook terug te vinden in de hoge standaardafwijkingen. Bij de transversale vlakken waar de draden wel gevisualiseerd konden worden, is de resolutie in het centrum gelijk aan die in accurate scanmode. Uit het centrum is er een signicant verschil in resolutie ten opzichte van de accurate scanmode. Figuur 7.14b toont dat de buisstroom geen signicante invloed heeft op de resolutie. Het verschil in resolutie in en uit het centrum neemt toe bij stijgende buisstroom FLEX Triumph micro-ct De resolutie van de FLEX Triumph werd in meerdere omstandigheden bepaald zoals weergegeven in tabel 7.8. Bij het eerste scanprotocol wordt achterhaald wat de invloed is van het aantal projecties op de resolutie. Het tweede scanprotocol moet samen bekeken worden met het eerste protocol, want dan kan achterhaald worden in hoeverre de binning een invloed heeft op de resolutie. Bij scanprotocol 3 en 4 wordt de afstand tussen de X-stralenbron en het fantoom aangepast. Deze metingen werden uitgevoerd voor de geometrische kalibratie van de micro-ct en na deze 51

64 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen (a) µ (b) Figuur 7.14: Skyscan: Resolutie. (a) De resolutie wordt bepaald bij variërende buisspanning en constante buisstroom (612 µa) (scanprotocol 1) in accurate scanmode (bolletjes) en normale scanmode (ruiten). Een onderscheid wordt ook gemaakt tussen de resolutie in het centrum en de resolutie uit het centrum. (b) Resolutiebepaling bij variërende buisstroom en constante buisspanning (65 kvp) (scanprotocol 2) (b). Figuur 7.15: Sagittaal beeld van draadfantoom in normale scanmode 52

65 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Scanprotocol 1 Scanprotocol 2 Scanprotocol 3 Scanprotocol 4 Scanprotocol 5 Scanprotocol 6 Voor geometrische kalibratie Na geometrische kalibratie Buisspanning 75 kvp 75 kvp 75 kvp 75 kvp 65,75 en 80 kvp 65,75 en 80 kvp Aantal projecties 512, 700, 1024, 1500 en en Magnicatie 2 2 1,5; 2; 2,5; 3; 1,5; 2; 2,5; 3; 2 2 3,5 3,5 Binning 1x1 2x2 1x1 1x1 1x1 1x1 Tabel 7.8: FLEX Triumph: Resolutie: Scanprotocollen Figuur 7.16: FLEX Triumph: Resolutie: Variërend aantal projecties bij 75 kvp, magnicatie 2 en 1x1 binning (scanprotocol 1) kalibratie. Bij de vijfde en zesde scanprocedure varieert de buisspanning bij 1024 en 2048 projecties. De resultaten worden weergegeven in guren 7.16, 7.17 en 7.18 en in tabellen A.13, A.14 en A.15. In guur 7.16 wordt de resolutie weergegeven van scanprotocol 1. De resolutie in en uit het centrum is respectievelijk gemiddeld (0,109 ± 0,010) mm en (0,133 ± 0,011) mm. Dit betekent dat de resolutie met 0,025 mm afneemt wanneer het te bestuderen deel zich niet in het centrum bevindt. De resolutie verbetert bij toenemend aantal projecties. Bij 2048 projecties is de resolutie in het centrum (0,097 ± 0,014) mm. Tabel 7.9 toont in welke mate de resolutie afneemt bij het gebruik van een 2x2 binning (scanprotocol 2) in plaats van een 1x1 binning (scanprotocol 1). Hieruit blijkt dat er een verschil in resolutie is van 0,021 mm in het centrum bij een 1x1 binning ten opzichte van 2x2 binning. De resolutie uit het centrum verbetert of verslechtert niet bij een 1x1 of 2x2 binning. Niet alleen het aantal projecties heeft een invloed op de resolutie, maar ook de grootte van de magnicatie. De resultaten hiervan worden weergegeven in guur 7.17 en in tabel A.14. De FWHM (mm) Aantal projecties In centrum Uit centrum 1x1 binning 2x2 binning Verschil 1x1 binning 2x2 binning Verschil ,114 ± 0,009 0,135 ± 0,009 0,021 0,144 ± 0,035 0,141 ± 0,018-0, ,104 ± 0,023 0,124 ± 0,021 0,020 0,128 ± 0,018 0,125 ± 0,019-0,004 Tabel 7.9: FLEX Triumph: Resolutie: Variërende binning bij scanprotocol 1 en 2. 53

66 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen (a) Voor geometrische kalibratie (b) Na geometrische kalibratie Figuur 7.17: FLEX Triumph: Resolutie: Variërende magnicatie bij 75 kvp en 1024 projecties. (a) Voor het uitvoeren geometrische kalibratie. (b) Net na het uitvoeren geometrische kalibratie. (a) 1024 projecties (b) 2048 projecties Figuur 7.18: FLEX Triumph: Resolutie: Variërende buisspanning bij (a) 1024 projecties en (b) 2048 projecties. resolutie neemt lineair af bij toenemende magnicatie. Vanaf een magnicatie van 3 is de resolutie in het centrum lager dan 0,100 mm. Wanneer gekeken wordt naar het eect van het uitvoeren van de geometrische kalibratie (zie guur 7.17b), dan blijkt dat de resolutie niet signicant verbetert. Het is wel zo dat de standaardafwijkingen van deze meetpunten veel lager liggen en dat het verschil in resolutie in en uit het centrum minder groot is ten opzichte van voor de geometrische kalibratie. Vanaf een magnicatie van 2,5 is er geen signicant verschil meer tussen de resolutie in en uit het centrum na een geometrische kalibratie. Figuur 7.18 geeft de resultaten weer van scanprotocollen 5 en 6. Hieruit blijkt dat bij een stijgende buisspanning de resolutie lineair afneemt. Micro-CT Bar Pattern fantoom De resultaten van de FLEX Triumph kunnen gecontroleerd worden met het micro-ct Bar Pattern fantoom. Dit fantoom werd gescand met een magnicatie van 3 en een buisspanning van 80 kvp. Op deze beelden zijn de lijnen met een van 0,050 mm dikte 54

67 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Naam Scanprotocol Spanning Stroom Convolutie dikte Filter type (kvp) (µa) kernel slices Rots 100 kvp mas - U75u Rotsbeenderen zuhr U75u 2 wedge_2 single Rots 80 kvp mas - U75u Rotsbeenderen zuhr U75u 0,4 wedge_2 energie Rots 100 kvp mas - U90u Rotsbeenderen zuhr U90u 0,4 wedge_2 Rots 80 kvp mas - U90u Rotsbeenderen zuhr U90u 1 wedge_2 Tabel 7.10: Somatom Denition Flash: Resolutie: Scanprotocollen Figuur 7.19: Somatom Denition Flash: Resolutie niet meer te onderscheiden van elkaar, de lijnen van 0,100 mm zijn dat wel. Uit mijn resultaten op basis van het draadfantoom bij deze scanprocedure blijkt dat er inderdaad een resolutie wordt bekomen van (0,090 ± 0,005) mm Somatom Denition Flash Bij de Somatom Denition Flash kunnen de draden van 10 µm van het draadfantoom niet worden gevisualiseerd. Om de resolutie te bepalen wordt gebruik gemaakt van het strookfantoom (zie hoofdstuk 6.2.1). Dit fantoom heeft niet de optie om de resolutie in en uit het centrum te kunnen bepalen. Het strookfantoom werd gescand met het rotsbeenderenprotocol. Dit protocol heeft de eigenschap om een goede resolutie te bekomen. De resolutie van de Somatom Denition Flash wordt bepaald door het uitvoeren van het scanprotocol dat wordt weergegeven in tabel Bij dit fantoom wordt de resolutie ook bepaald via de FWHM van een gaussiaanse tting van de PSF. De resultaten van de resolutie van deze CT-scanner worden weergegeven in guur 7.19 en in tabel A.16. De resolutie van de Somatom Denition Flash heeft een gemiddelde van (0,545 ± 0,046) mm, met als beste waarde (0,481 ± 0,050) mm. Deze resolutie wordt bekomen bij reconstructie met de U90u convolutiekernel (zie guur 7.19). 55

68 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Figuur 7.20: Overzicht van de resolutie van de drie CT-scanners Overzicht Om de resolutie van de drie CT-scanners goed te kunnen vergelijken, wordt een overzicht gegeven van de beste resoluties van deze toestellen in guur Alle resultaten van de Somatom Denition Flash zijn in deze guur weergegeven. Voor de Skyscan worden enkel de resultaten getoond bij variërende buisspanning en constante buisstroom (612 µa). De resolutieresultaten van de FLEX Triumph zijn afkomstig van een 1x1 binning, 1024 projecties, magnicatie 2. Zoals eerder vermeld, verbetert de resolutie bij toenemende magnicatie, maar de guur wordt te onoverzichtelijk wanneer deze resultaten ook worden getoond. Door deze guur wordt het duidelijk dat de resolutie van de Somatom Denition Flash 5 keer slechter is ten opzichte van de micro-ct's. Het verschil tussen in en uit het centrum bij de Skyscan is duidelijker aanwezig dan bij de FLEX Triumph. De CT-scanner met de beste resolutie is de FLEX Triumph, dit bij een magnicatie van 3,5 wat een resolutie geeft van (0,087 ± 0,013) mm. 7.5 Ratfantoom Het ratfantoom wordt gebruikt om te achterhalen in hoeverre de theoretisch bepaalde resolutie, ruis en zachtweefselcontrast overeenkomt met de realiteit. Eerst wordt in detail naar de visualisatie van het femur gekeken bij de FLEX Triumph en de Somatom Denition Flash. Daarna worden ook nog lijnproelen van verschillende delen van het fantoom bepaald. 56

69 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Scanprotocol 65 kvp Scanprotocol 75 kvp Scanprotocol 80 kvp Buisspanning 65 kvp 75 kvp 80 kvp Projecties 512, 700, 1024 en , 700, 1024 en , 700, 1024 en 2048 Magnicatie 1,3 1,3 1,3 Binning 1x1 1x1 1x1 Tabel 7.11: FLEX Triumph: Ratfantoom: Scanprotocollen Naam Scanprotocol Spanning Stroom Convolutie dikte Filter type (kvp) (µa) kernel slices DE B80f A_80 kvp Hand (kind) B80f 1 wedge_3 DE B80f Sn_140 kvp Hand (kind) B80f 1 SN_DE DE D30F A_80 kvp Hand (kind) D30f 1 wedge_3 DE D30F Sn_140 kvp Hand (kind) D30f 1 SN_DE DE_B20F M_0,4 Hand (kind) 80 en en 219 B20f 1 DE Monoenergetic 65 kev Hand (kind) B70f 1 wedge_3 DE Monoenergetic 55 kev Hand (kind) B70f 1 wedge_3 DE Optimum contrast Hand (kind) B70f 1 wedge_3 Hersenen Weke Delen Hersenen H31s 5 at Tabel 7.12: Somatom Denition Flash: Ratfantoom: Scanprotocollen Scanprotocollen In tabel 7.11 en 7.12 staat een overzicht van de scanprotocollen van de FLEX Triumph en de Somatom Denition Flash Rattenfemur FLEX Triumph In guur 7.21 staat een overzicht van de visualisaties van het femur bij de FLEX Triumph bij de drie gebruikte scanprotocollen. Net naast de onderkant van de femurkop is een witte vlek. Deze is afkomstig van het jodium opgevuld capillaire buisje die schuin doorheen het fantoom loopt. Bij de femurkop zijn de meeste details waarneembaar bij het hoogst aantal projecties. Ook de groeven van de schroef naast het femur zijn het duidelijkst te onderscheiden bij 2048 projecties. De ruis neemt drastisch af bij stijgend aantal projecties. Bij de 65 kvp beelden is er een horizontale lijn te zien net onder het midden van het femur. Deze lijn is afkomstig van een ringartefact die zichtbaar is op het transversale beeld (zie guur 7.22) Somatom Denition Flash De duale energie CT-beelden van het femur van de Somatom Denition Flash worden weergegeven in guur 7.23, de single energie beelden in guur De eerste rij van de guur 7.23 zijn CT- 57

70 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Figuur 7.21: FLEX Triumph: Rattenfemur bij 60 kvp, 75 kvp en 80 kvp en met 2048, 1024, 700 en 512 projecties. Figuur 7.22: FLEX Triumph: Ringartefact bij buisspanning 65 kvp. 58

71 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Figuur 7.23: Somatom Denition Flash: Rattenfemur: Duale energie scanprotocollen. beelden gereconstrueerd met de B80f kernel die de nadruk legt op de botstructuren. Wanneer deze beelden worden vergeleken met de D30f kernel (2de rij), dan is het inderdaad duidelijk dat de CT-beelden van de B80f kernel de botstructuren beter afgelijnd weergeven. De twee onderste rijen van deze guur tonen het resultaat van een reconstructie die de zachte weefsels beter kunnen visualiseren. Het femur is heel wazig. Bij de D30f-beelden bij 140 kvp is het mogelijk om nuances te onderscheiden van elkaar. Bij guur 7.24b (rechts) is de resolutie zo slecht dat het onmogelijk wordt om de algemene vorm van het femur te achterhalen, dit beeld is gereconstrueerd volgens het hersenprotocol met extra aandacht voor de zachte weefsels Lijnproelen De lijnproelen van verschillende scanprotocollen kunnen met elkaar vergeleken worden en geven een algemeen beeld over de ruis en het contrast van het beeld. De gele lijn in guur 7.25 toont de positie van het lijnproel in het transversaal en sagittaal beeld. In het sagittale beeld loopt het lijnproel dwars door het lucht- en jodiumreservoir. Figuur 7.26 geeft een voorstelling van de lijnproelen doorheen het transversale beeld. Bij het lijnproel van het B80f gereconstrueerd beeld worden met scherpe pieken de grenzen weergegeven tussen de zones met lucht en water. Deze grenzen bestaan uit PMMA. Bij de D30f gereconstrueerde beelden verloopt de overgang tussen de verschillende materialen veel geleidelijker. Ook het 59

72 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen (a) Links: DE monoenergetic 55 kev. Rechts: DE monoenergetic 65 kev (b) Links: Optimal contrast. Rechts: Single energie - hersenen - weke delen Figuur 7.24: Somatom Denition Flash: Rattenfemur: Single energie scanprotocollen. Figuur 7.25: Lijnproelen: Op de gele lijn worden de lijnproelen bepaald, zowel doorheen het transversaal (links) en sagittaal beeld (rechts) 60

73 Hoofdstuk 7. WDD Resultaten op basis van fantomen Figuur 7.26: Lijnproelen door transversaal beeld van de DE B80f reconstructie (links) en DE D30f reconstructie (rechts) Figuur 7.27: Lijnproelen door sagittaal beeld van de DE B80f reconstructie (links) en DE D30f reconstructie (rechts). lijnproel in het water is bij het B80f gereconstrueerd beeld veel grilliger ten opzichte van D30f. Uit de resultaten bleek dan ook dat er meer ruis aanwezig is bij B80f (zie guur 7.5). In guur 7.27 zien we dezelfde kenmerken terugkomen, maar uit het sagittaal beeld kan nog meer informatie gehaald worden. De jodiumpiek en de PMMA-grenzen worden in het B80f gereconstrueerd beeld veel hoger en scherper weergegeven dan bij het lijnproel van D30f. Dit betekent dat bij de B80f reconstructie de nadruk wordt gelegd op contrast. Dit is dan ook de reden waarom bij het zachtweefselcontrast de meetpunten van deze reconstructiekernel boven de rechten van 40 en 80 HU liggen (zie guur 7.11a). Jodium wordt in de praktijk gebruikt als een contraststof, dus is het logisch dat deze meer uitgesproken worden voorgesteld in beelden. De reden waarom de jodiumpiek bij het lijnproel van de 140 kvp buisspanning lager ligt, komt door de aanwezigheid van de Sn-lter. In guur 7.28 worden de lijnproelen door de sagittale beelden van de Somatom Denition Flash en de FLEX Triumph samen op een graek geplot. Voor de FLEX Triumph wordt het beeld gebruikt bij een buisspanning van 75 kvp, 2048 projecties, magnicatie 2 en binning 1x1. Voor de Somatom Denition Flash is dat het B80f gereconstrueerd beeld bij 80 kvp. Bij het FLEX Triumph lijnproel is een extra piek aanwezig, deze is afkomstig van het bed. Twee aspecten zijn 61

74 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Figuur 7.28: Lijnproelen van Somatom Denition Flash (blauw) en FLEX Triumph (rood) opvallend bij de vergelijking van beide lijnproelen. Het lijnproel van de FLEX Triumph is veel grilliger dan bij de Somatom Denition Flash. Dit is logisch aangezien de ruis op de beelden bij de FLEX Triumph veel dominanter aanwezig is (zie guur 7.6). Door deze grilligheid wordt het onmogelijk om nuances in grijswaarden te kunnen onderscheiden van elkaar. Het tweede aspect is dat de jodiumpiek veel hoger is bij de FLEX Triumph dan bij de Somatom Denition Flash. Dit betekent niet dat het zachtweefselcontrast van de FLEX Triumph daarom zoveel beter zou moeten zijn dan de Somatom Denition Flash. Bij contrastbepaling wordt het verschil genomen tussen de piek en de achtergrond, deze verschillen zijn nagenoeg gelijk bij beide scanners. 7.6 Dosis Om een beeld te krijgen hoeveel ioniserende straling de proefdieren ontvangen bij de drie CTscanners, wordt de geabsorbeerde dosis bepaald via een dosisfantomen (zie hoofdstuk 6.4.2) dat 15 TLD's bevat in het centrum en 2 TLD's aan het oppervlak. De TLD's werden onder verschillende omstandigheden gescand met de drie CT-scanners Skyscan Een overzicht van het Skyscan scanprotocol staat in tabel In deze tabel wordt ook de gemiddelde geabsorbeerde dosis gegeven van de 15 TLD's en de dosis van de 2 oppervlak TLD's. Het dosisproel van de 15 TLD's wordt gegeven in guur Uit de resultaten blijkt dat bij vergelijking van protocol 1 en 3 er in accurate scanmode 5 keer meer dosis is dan bij een normale scan. Dit is te wijten aan het lineair verband tussen dosis en scantijd. Ook de buisspanning en buisstroom hebben een evenredig verband met de geabsorbeerde dosis. Dit is ook af te leiden uit de resultaten (scanprotocol 3 en 5). In guur 7.29 zijn de dosisproelen min of meer een 62

75 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Buisspanning Buisstroom Scantijd mas Scanmode Gemiddelde Oppervlakte dosis (mgy) (kvp) (µa) (min) dosis (mgy) TLD 1 TLD 2 Protocol Accuraat 2604 ± Protocol Accuraat 1997 ± Protocol Normaal 550 ± Protocol Normaal 454 ± Protocol Normaal 147 ± Tabel 7.13: Skyscan: Dosis: Scanprotocollen Figuur 7.29: Skyscan: Dosisproel constante, want alle TLD's bevonden zich in de stralingsbundel bevonden. Dit betekent dat de dosis over de gehele scanlengte gelijk wordt verdeeld. Behalve bij de hoge dosissen, daar daalt de geabsorbeerde dosis aan de randen van het stralingsveld. De dosis aan het fantoomoppervlak is gemiddeld 37% hoger dan in het centrum. Want in het centrum zijn de X-stralen al geattenueerd, wat leidt tot een dosisreductie. TLD 1, die zich bovenaan het fantoom bevindt (zie guur 6.6), heeft meer geabsorbeerde dosis ontvangen dan TLD 2. Na een scan blijft de X-stralenbuis op een lager vermogen actief en aangezien de rotatie van de X-stralenbuis bovenaan start en eindigt, is het aannemelijk dat de dosis in TLD 1 hoger is dan in TLD FLEX Triumph De geabsorbeerde dosis bij de FLEX Triumph werd ook in 5 omstandigheden bepaald (zie tabel 7.14). In plaats van de gemiddelde dosis wordt nu het gemiddelde van enkel de maximale dosissen gegeven. Door de kleine FOV was het niet mogelijk om alle TLD's in de stralingsbundel te positioneren. Bij een magnicatie 2 bevonden zich 6 TLD's in de X-stralenbundel, bij magnicatie 3 waren dat er 4. In het dosisproel is ook af te leiden dat 4 of 6 TLD's een hogere dosis hebben ontvangen. Het midden van het fantoom bevond zich nu niet in het midden van de stralingsbundel maar 1,4 mm er naast. Uit guur 7.30 kan afgeleid worden dat de dosis tot ongeveer 0 is gereduceerd op 6 mm afstand van het centrum van de stralingsbundel. Door de kortere afstand tussen de X-stralenbuis en het fantoom bij een magnicatie 3 (protocol 1) is de geabsorbeerde dosis ongeveer verdubbeld ten opzichte van een magnicatie 2 (protocol 3). Ook 63

76 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Buisspanning Buisstroom Scantijd mas Aantal Magni- Binning Maximale Oppervlakte dosis (mgy) (kvp) (µa) (min) projecties catie dosis (mgy) TLD 1 TLD 2 Protocol x ± Protocol x ± Protocol x ± Protocol x ± Protocol x2 358 ± Tabel 7.14: FLEX Triumph: Dosis: Scanprotocollen Figuur 7.30: FLEX Triumph: Dosisproel de scantijd heeft een belangrijke invloed op de geabsorbeerde dosis. Bij 17 minuten scannen (protocol 2) is de dosis 21% hoger ten opzichte van 8 minuten scannen (protocol 3) en 81% hoger ten opzichte van 4 minuten (protocol 5). Er wordt een dosisreductie verwacht bij 75 kvp ten opzichte van 80 kvp (scanprotocol 3 en 4). Omdat de FLEX Triumph de buisstroom automatisch instelt, is er geen signicant verschil in geabsorbeerde dosis. Bij gebruik van een binning 2x2 wordt automatisch een lagere mas gebruikt dan bij binning 1x1 en dit in combinatie met een lagere scantijd, wat leidt tot een dosisvermindering van 1521 mgy (protocol 2 en 5) Somatom Denition Flash De scanprotocollen om de dosis te bepalen bij de Somatom Denition Flash staan in tabel Bij de duale energie (DE) scans wordt de mas van systeem B (140 kvp) automatisch bepaald afhankelijk van de ingestelde mas van systeem A (80 kvp). In de tabel wordt nu ook de CTDI gegeven die de software automatisch berekend bij het uitvoeren van de scan. Het dosisproel staat in guur Merk op dat de y-as anders is geschaald dan bij de dosisproelen van de micro-ct's. Uit de resultaten kan afgeleid worden dat de dosis stijgt bij toenemende mas (scanprotocol 1, 3 en 4). Bij protocol 2 wordt een slicedikte van 0,4 mm genomen waardoor de scantijd toenam tot 58 s. Dit leidt tot een geabsorbeerde dosis van 28 mgy. Het gebruik van een tweede X-stralenbuis met Sn-lter zorgt niet voor een sterke verhoging van de dosis (scanprotocol 3, 4 en 5). De CTDI-waarde is ongeveer de helft van de bekomen geabsorbeerde dosis, behalve bij scanprotocol 2 en 5. Dit komt omdat bij de CTDI-berekening rekening wordt houden dat de schedel aanwezig is bij deze scanprotocollen. De schedel absorbeert de meeste straling. Aangezien 64

77 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Scanprotocol Buisspanning mas slicedikte Gemiddelde CTDI Oppervlakte dosis (mgy) (kvp) (mm) dosis (mgy) (mgy) TLD 1 TLD 2 Protocol 1 DE Hand 80/Sn / ± Protocol 2 SE Rotsbeenderen ,4 28 ± Protocol 3 DE Hand 80/Sn140 91/ ± 0, Protocol 4 DE Hand 80/Sn140 69/ ± 0, Protocol 5 SE Hersenen ± 0, Tabel 7.15: Somatom Denition Flash: Dosis: Scanprotocollen Figuur 7.31: Somatom Denition Flash: Dosisproel nu een PMMA fantoom werd gescand en de straling dus niet voor een deel op voorhand wordt geabsorbeerd, is de CTDI-waarde hoger dan de helft van de bekomen geabsorbeerde dosis. Door deze onregelmatigheden is het af te raden om blindelings te vertrouwen op de CTDI-waarde Overzicht Bij vergelijking van de drie CT-scanners kan besloten worden dat de Somatom Denition Flash zorgt voor de laagste geabsorbeerde dosis ten opzichte van de 2 micro-ct's (zie tabel 7.16). In deze tabel wordt een overzicht gegeven van de geabsorbeerde dosissen in mgy van de drie CTscanners bij hun eigen speciek protocol. De beschrijving van deze protocollen staan in tabellen 7.13, 7.14 en De dosissen in deze tabel kunnen dus niet per rij met elkaar vergeleken worden. Het geeft wel een overzicht van de maximale en minimale waarde per CT-scanner. De dosis is 5 keer lager bij de Somatom Denition Flash dan bij de Skyscan en FLEX Triumph ondanks dat de mas van de drie scanners dezelfde grootteorde hebben. De dosis bij de micro- CT's ligt zoveel hoger door de kleine afstand tussen X-stralenbuis en fantoom. De dosis bij de FLEX Triumph is over het algemeen het hoogst. In de praktijk wordt er standaard met de FLEX Triumph gescand volgens protocol 3 (1485 mgy) en bij de Skyscan volgens protocol 4 (454 mgy). 65

78 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen Skyscan FLEX Triumph Somatom Denition Flash Protocol ± ± ± 2 Protocol ± ± ± 1 Protocol ± ± ± 0,5 Protocol ± ± 99 8 ± 0,4 Protocol ± ± 17 8 ± 0,2 Tabel 7.16: Overzicht: Geabsorbeerde dosis uitgedrukt in mgy 7.7 Besluit Bij de Skyscan wordt de beste beeldkwaliteit bekomen bij een accurate scan. De ruis neemt gemiddeld 43% af in deze scanmode ten opzichte van een normale scan. De resolutie bij een accurate scan is (0,329 ± 0,044) mm. Bij een normale scan is de Skyscan niet in staat om de 10 µm draden in zijn geheel te visualiseren. Het zachtweefselcontrast is ook aanzienlijk beter bij een accurate scan. Kleine contrastverschillen zijn amper te detecteren bij een normale scan. Aangezien de resolutie en het zachtweefselcontrast toeneemt en de ruis afneemt bij stijgende buisspanning, is het aan te raden om met de Skyscan te scannen in accurate scanmode met de hoogste buisspanning. De FLEX Triumph heeft de laagste ruis bij een buisspanning van 65 kvp, een binning van 2x2 en 2048 projecties. Er is een ruisreductie van 21% bij een binning 2x2 ten opzichte van 1x1. Bij 2048 projecties is er 30% minder ruis aanwezig dan bij 1024 projecties. Variatie in buisspanning heeft een minimaal eect op ruisreductie. Frame averaging zorgt voor een ruisvermindering van 35%. Deze toepassing is echter niet geschikt voor in vivo scans. Door de lage hoeveelheid ruis bij een binning 2x2 is het zachtweefselcontrast bij deze binning het beste. Het zachtweefselcontrast bij beelden minder dan 700 projecties is zeer slecht, vanaf 700 projecties blijft het nagenoeg constant. Verder is er geen duidelijk verband tussen de buisspanning en het zachtweefselcontrast bij deze CT-scanner. De resolutie van de FLEX Triumph bedraagt (0,097 ± 0,014) mm bij 2048 projecties, magnicatie 2 en 75 kvp. De resolutie is het beste bij een hoog aantal projecties, binning 1x1 en hoge magnicatie. Na een geometrische kalibratie verbetert de resolutie niet signicant. Het zorgt wel voor een lagere standaardafwijking en het resolutieverschil in en uit het centrum is kleiner. Op basis van de resultaten wordt bij de FLEX Triumph de beste beeldkwaliteit verkregen bij 2048 projecties. Afhankelijk van de ingestelde binning wordt ofwel een hoge resolutie bekomen (1x1) of een lage ruis en hoog contrast (2x2). De Somatom Denition Flash heeft bij alle scanprotocollen een zeer lage ruis, met uitzondering van het rotsbeenderenprotocol. Het is enkel aan te raden om dit protocol te gebruiken als een hoge resolutie vereist is maar wanneer er geen noodzaak is om kleine contrastverschillen te kunnen detecteren. Het rotsbeenderenprotocol is dus eventueel toepasbaar voor studies van het beenderstelsel en niet bij orgaanstudies. De resolutie bij dit protocol is (0,545 ± 0,046) mm. Volgens Siemens heeft de Somatom Denition Flash een resolutie van 0,300 mm [11]. Het is mogelijk dat 66

79 Hoofdstuk 7. Resultaten op basis van fantomen het scanprotocol voor de beste resolutie niet is toegepast tijdens de metingen, zodat een minder goede resolutie werd bekomen. Uit de resultaten van de ruis is te voorspellen dat bij een resolutie van 0,300 mm de algemene beeldkwaliteit nog slechter zal zijn dan bij het rotsbeenderenprotocol. De overige protocollen van de Somatom Denition Flash kunnen heel nauwkeurig het verschil in contrast detecteren bij een diameter van 2,5 cm, bij een kleinere diameter neemt het zachtweefselcontrast af. Algemeen kan besloten worden dat de FLEX Triumph de beste beeldkwaliteit heeft ondanks de hoge aanwezigheid van ruis. De Somatom Denition Flash heeft het voordeel dat het een lage ruis heeft en een zeer goed zachtweefselcontrast bij grotere diameters. Bij de Skyscan is het verschil in beeldkwaliteit tussen normaal en accurate scan groot. De beeldkwaliteit van de Skyscan bij een accurate scan is zelfs nog niet voldoende om te kunnen tippen aan de beeldkwaliteit van de FLEX Triumph (met uitzondering van de ruis). Over de resultaten van de geabsorbeerde dosis kan besloten worden dat de dosis bij de Somatom Denition Flash 5 keer lager is dan bij de twee micro-ct's, wegens de scantijd en de grotere afstand tussen X-stralenbuis en object. De dosis bij de Skyscan kan ongeveer 5 keer gereduceerd worden door niet accuraat (2604 mgy) maar normaal (550 mgy) te scannen. De FLEX Triumph heeft bij standaard gebruik de hoogste dosis, namelijk (1485 ± 140) mgy. De parameters van deze micro-ct die het meeste invloed hebben op de dosis zijn het aantal projecties, de magnicatie en de binning. De FLEX Triumph heeft een zeer klein stralingsveld. Bij een afstand van 6 mm ten opzichte van het stralingsveldcentrum, is de de dosis al gereduceerd tot ongeveer 0 mgy. De dosisresultaten zijn bekomen door gebruik te maken van een fantoom met een diameter van 3,5 mm. Dit representeert de diameter van een muis. Een rat heeft een grotere diameter waardoor de geabsorbeerde dosis in de centrale as lager zal zijn wegens attenuatie. Om een correcter beeld te krijgen over de stralingsdosis die muizen en ratten echt ontvangen, is het aan te raden om TLD's in een muis en rat ex vivo te plaatsen. 67

80 Hoofdstuk 8 Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren In dit hoofdstuk worden de beelden geanalyseerd van muizen en ratten. De gebruikte proefdieren werden besproken in hoofdstuk 6.5. Bij de muizen werden er telkens twee in vivo gescand en één ex vivo en bij de rat één in vivo en één ex vivo. Bij de Somatom Denition Flash werd enkel één muis en één rat ex vivo gescand, aangezien tijdens deze scanbeurt nog niet duidelijk was hoe hoog de dosis zou zijn. De aanvraag van een ethisch protocol om proefdieren in vivo hierop te scannen was niet mogelijk binnen het tijdsbestek van deze masterthesis. Verder wordt ook nog kwantitatief de ruis en het zachtweefselcontrast in de beelden van de drie CT-scanners bepaald. 8.1 Muizen Skyscan De muizen werden bij de Skyscan in verschillende situaties gescand (zie tabel 8.1), deze worden op basis van een coronaal en transversaal beeld met elkaar vergeleken (zie guren 8.1 en 8.2). Zoals uit tabel 8.1 blijkt, werd de muis ex vivo (standaard I) in exact dezelfde omstandigheden gescand als de muizen in vivo. Op deze manier is het mogelijk om te achterhalen of er een kwalitatief verschil is tussen de CT-beelden in of ex vivo (zie guur 8.1). Het scanprotocol dat werd toegepast op de muis in vivo is datgene dat momenteel standaard wordt gebruikt in het labo. Bij het scanprotocol standaard II en zachtweefselcontrast wordt de muis ex vivo zowel normaal als accuraat gescand om te achterhalen welk eect dit heeft op beeldkwaliteit. Om de dosis te kunnen reduceren was het ook interessant om te achterhalen in welke mate de beeldkwaliteit verandert bij een lagere buisspanning en buisstroom (dosisprotocol). Ten slotte werd ook nog de rat ex vivo gescand met dezelfde buisspanning en buisstroom zoals bij de FLEX Triumph. Uit de beelden van guur 8.1 blijkt dat bij in vivo de longen veel dominanter aanwezig zijn dan ex 68

81 Hoofdstuk 8. Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren In vivo Ex vivo Standaard Standaard I Standaard II Zachtweefselcontrast Dosis Triumph Accuraat Normaal Accuraat Normaal Buisspanning 50 kvp 50 kvp 50 kvp 50 kvp 65 kvp 65 kvp 40 kvp 65 kvp Buisstroom 612 µa 612 µa 500 µa 500 µa 612 µa 612 µa 400 µa 285 µa Scanmode Normaal Normaal Accuraat Normaal Accuraat Normaal Accuraat Accuraat Scanhoek Full Full Full Full Full Full Full Full Frame averaging Tabel 8.1: Skyscan: Scanprotocollen muis Figuur 8.1: Skyscan: 2 muizen in vivo en één ex vivo (standaard I scanprotocol). Coronale en transversale doorsnede. vivo. Hierdoor is het ook mogelijk om het hart duidelijker te visualiseren. Ook in het transversaal beeld is het hart minder duidelijk bij ex vivo. Bij alle drie de beelden zijn de verschillende organen in het abdomen niet te onderscheiden van elkaar. Bij de beelden van guur 8.2 wordt telkens het standaard I beeld vergeleken met de standaard II beelden (zie guur 8.2a), de zachtweefselcontrastbeelden (zie guur 8.2b) of het dosisbeeld (zie guur 8.2c). Op guur 8.2a valt onmiddellijk op dat de beelden afkomstig van de accurate scanmode een veel hogere kwaliteit hebben. De vormen van de abdoomorganen, net zoals het contrast tussen de longen en het hart, zijn ook beter weergegeven dan bij een normale scanmode. De ruis in normale scanmode van standaard II is wel meer aanwezig dan in het standaard I beeld. Dit is volgens de verwachtingen aangezien de buisstroom lager is bij het standaard II-scanprotocol. Bij guur 8.2b komt het zachtweefselcontrast het best tot uiting bij de accurate scanbeelden. Echter is er weinig verschil in beeldkwaliteit tussen het standaard II protocol en het zachtweefselcontrastprotocol. De abdoomorganen worden iets duidelijker afgelijnd bij het standaard II protocol (accuraat). Het longweefsel is het meest gedetailleerd bij het zachtweefselcontrastpro- 69

82 Hoofdstuk 8. Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren (a) (b) (c) Figuur 8.2: Skyscan: Muis ex vivo bij verschillende scanprotocollen tocol. In guur 8.2c worden de beelden getoond van het dosis- en Triumph-scanprotocol. Deze twee protocollen hebben een lage buisstroom. Hier wordt het longweefsel heel wazig voorgesteld, ondanks dat de muis accuraat werd gescand. Bij het Triumph-beeld is de ruis lager door de hoge buisspanning, zodat toch nog enige structuur in het abdomen te onderscheiden is FLEX Triumph De scanprotocollen om muizen te scannen met de FLEX Triumph wordt weergegeven in tabel 8.3. Met hetzelfde protocol wordt ook een muis ex vivo gescand. Het resultaat wordt weergegeven in guur 8.3a. Het contrast tussen longen en hart is gelijkaardig bij in vivo en ex vivo. Het abdomen van muis 1 in vivo wordt wel beter gevisualiseerd dan bij de muis ex vivo. Voor het beste zachtweefselcontrast kan het bijhorende scanprotocol gebruikt worden, de beelden worden weergegeven in guur 8.3b. De vorm van de abdoomorganen zijn lichtjes van elkaar onderscheid- 70

83 Hoofdstuk 8. Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren In vivo Ex vivo Standaard Standaard Zachtweefsel Ruis Detail beeld contrast Hart Abdomen Buisspanning 75 kvp 75 kvp 80 kvp 75 kvp 75 kvp 75 kvp Aantal projecties , 700, , 700, 512, 700, 1024 en en en 2048 Binning 1x1 1x1 1x1 1x1/2x2 1x1 1x1 Magniciatie ,8 3 Tabel 8.2: FLEX Triumph: Scanprotocollen muis baar. Er is bijna geen verschil tussen het standaard protocol en het zachtweefselcontrastprotocol. De beeldkwaliteit is niet opvallend beter bij het gebruik van 2048 projecties ten opzichte van Bij 700 projecties zijn de abdoomorganen veel moeilijker te onderscheiden van elkaar door het hoge ruisgehalte. Bij een 2x2 binning (zie 8.3c) is de ruis gereduceerd waardoor de darmen net iets beter te onderscheiden zijn dan bij een 1x1. De resolutie is wel afgenomen. In guur 8.4 worden beelden getoond waar speciek het abdomen of het hart zijn gescand. Bij hogere magnicatie blijft het zachtweefselcontrast laag bij een detailopname van het abdomen (zie guur 8.4a). De darmen en het hart worden het best gevisualiseerd bij 2048 projecties. Bij 512 projecties zijn al veel details niet meer zichtbaar (bv. de omlijning van de darmen) terwijl dat bij 700 projecties wel het geval is Somatom Denition Flash De muis ex vivo is bij de Somatom Denition gescand met duale energie in combinatie met het kinderhand scanprotocol en met single energie in combinatie met het hersenprotocol (zie tabel 8.3). Net zoals bij de fantomen, zijn verschillende convolutiekernels gebruikt bij de reconstructie. Alle duale energie beelden zijn samengesteld volgens de 40-60% verhouding (M_0,4). De coronale beelden van deze scanprotocollen worden weergegeven in guur 8.5. Elke rij representeert een andere convolutiekernel. De linkse en de middelste foto zijn de beelden met een buisspanning van respectievelijk 80 en 140 kvp. De rechtse foto is het uiteindelijke duale energiebeeld. Figuur 8.6 toont de resultaten van een single energie scan. De CT-beelden van de muis op de Somatom Denition Flash zijn te klein om een goede analyse te kunnen maken over de beeldkwaliteit (zie guren 8.5 en 8.6). Uit de fantoomresultaten wordt de beste beeldkwaliteit verwacht bij de duale energie beelden. Het D20f beeld heeft de minste ruis en de meeste grijsschakeringen zijn zichtbaar in het abdomen. Hoe hoger het getal van de convolutiekernel, hoe meer ruis. De beste resolutie is volgens de fantoomresultaten bij het rotsbeenderenprotocol, het nadeel hiervan is dat de ruis drastisch toeneemt bij de fantoombeelden. Ook bij een scan van de muis met dit protocol is de ruis zo dominant aanwezig dat het niet meer mogelijk is om het hart van de longen te kunnen onderscheiden. De beenderen worden met dit protocol wel gedetailleerder weergegeven dan bij de andere foto's. Een andere single energie 71

84 Hoofdstuk 8. (a) (b) Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren Twee muizen in vivo en één muis ex vivo (standaard scanprotocol) Zachtweefselcontrastprotocol bij verschillend aantal projecties Figuur 8.3: FLEX Triumph: Muizen. 72 Ruisprotocol bij 1x1 en 2x2 binning (c)

85 Hoofdstuk 8. (a) Abdomen bij verschillend aantal projecties (b) Figuur 8.4: Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren Hart bij verschillend aantal projecties FLEX Triumph: Detail beeld van abdomen (a) en hart (b) van de muis ex vivo. 73

86 Hoofdstuk 8. Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren Buis- Buis- Convolutie Scanprotocol spanning stroom kernel DE_Hand D20f 80/Sn140 kvp 91/46 mas D20f Duale energie - hand - kind DE_Hand D30f 80/Sn140 kvp 91/46 mas D30f Duale energie - hand - kind DE_Hand D45f 80/Sn140 kvp 91/46 mas D45f Duale energie - hand - kind Hersenen- bot 80 kvp 85 mas H70h Hersenen - bot Hersenen - WK 80 kvp 85 mas H20s Hersenen - weke delen Rots U90 80 kvp 300 mas U90u Rotsbeenderen_zUHR Tabel 8.3: Somatom Denition Flash: Scanprotocollen proefdieren protocol is dat van de hersenen, deze beelden zijn gelijkaardig aan die van duale energie met convolutiekernel D20f. 8.2 Ratten Skyscan De rat is met de Skyscan gescand volgens de protocollen die weergegeven worden in tabel 8.4. De rat in vivo wordt gescand volgens het scanprotocol dat momenteel standaard wordt toegepast in het labo. Bij de Skyscan is het mogelijk om een full body scan uit te voeren bij ratten, maar dan is het noodzakelijk om automatisch 2 CT-scans na elkaar te nemen, wat de scantijd doet verdubbelen. Om de stralingsdosis te beperken bij de rat in vivo, werd hier geen full body scan uitgevoerd. Om een representatieve vergelijking te kunnen maken werd bij het standaard I protocol ex vivo ook geen full body scan uitgevoerd. Een voorbeeld van een coronale doorsnede van de rat in vivo en ex vivo worden weergegeven in guur 8.7. Net zoals bij de muisbeelden is bij de rat in vivo het hart en de longen veel beter te onderscheiden van elkaar ten opzichte van deze ex vivo. Het darmstelsel is op beide foto's even duidelijk zichtbaar. In guur 8.8a wordt bij het standaardscanprotocol een coronaal beeld getoond van een normale en accurate scan. Bij een accurate scan is het zachtweefselcontrast in het abdomen veel beter dan bij de normale scan, want kleine zones met een verschil in grijstint zijn duidelijk zichtbaar. Ook het hart is veel duidelijker omlijnd bij dit protocol. In guur 8.8c wordt het standaard I scanprotocol in normale scanmode met frame averaging 1 1 en 2 met elkaar vergeleken. Uit de beeldresultaten blijkt dat er geen duidelijk beeldkwaliteitsverbetering is bij het toepassen van frame averaging 2 in plaats van 1. De ruis is iets lager bij frame averaging 2, maar dit leidt niet tot een betere beeldkwaliteit. In guur 8.8b worden de beelden van het zachtweefselcontrastprotocol weergegeven. Ook hier is de beeldkwaliteit opmerkelijk beter bij een accurate scan in plaats van een normale scan. Als deze normale scan wordt vergeleken met de normale scan van standaard II protocol (zie 1 In de praktijk zal niet met een frame averaging hoger dan 2 worden gescand, aangezien bij een hogere waarde de scantijd nog meer toeneemt. 74

87 Hoofdstuk 8. Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren Figuur 8.5: Somatom Denition Flash: Muizen: Duale energie scanprotocollen. Links: Coronaal beeld. Rechts: Transversaal beeld van het hart. Figuur 8.6: Somatom Denition Flash: Muizen: Single energie scanprotocollen. 75

88 Hoofdstuk 8. Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren In vivo Ex vivo Standaard Standaard I Standaard II Zachtweefselcontrast Ruis accuraat normaal 1 normaal 2 accuraat normaal accuraat normaal Buisspanning 50 kvp 50 kvp 50 kvp 50 kvp 50 kvp 50 kvp 65 kvp 65 kvp 40 kvp Buisstroom 612 µa 612 µa 612 µa 612 µa 500 µa 500 µa 612 µa 612 µa 400 µa Scanmode Normaal Accuraat Normaal Normaal Accuraat Normaal Accuraat Normaal Accuraat Scanhoek Full Full Full Full Full Full Full Full Full Frame averaging Tabel 8.4: Skyscan: Scanprotocollen: Rat Figuur 8.7: Skyscan: Rat in vivo en ex vivo (standaard I) guur 8.8a) dan is bij het zachtweefselcontrastprotocol het contrast tussen de longen en het hart beter, ook in het abdomen worden meer details gevisualiseerd. De verschillen bij het accurate zachtweefselcontrastprotocol en standaard II protocol zijn minder opvallend dan bij de normale scans. Het beeld van het ruisprotocol (zie guur 8.8d) heeft een mindere beeldkwaliteit door de aanwezige artefacten ten opzichte van de andere accurate beelden FLEX Triumph De scanprotocollen voor de rat bij de FLEX Triumph wordt weergegeven in tabel 8.5. Uit de beelden van de rat in vivo en ex vivo (zie guur 8.9a) is het heel moeilijk om deze met elkaar te kunnen vergelijken aangezien er geen referentiepunten zijn. De beelden van het zachtweefselcontrastprotocol (zie guur 8.9b) tonen aan dat het een meerwaarde heeft om met 2048 projecties te 76

89 Hoofdstuk 8. Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren (a) Standaard II protocol (b) Zachtweefselcontrastprotocol (c) Standaard I protocol (d) Ruisprotocol Figuur 8.8: Skyscan: Rat ex vivo bij de verschillende scanprotocollen. 77

90 Hoofdstuk 8. Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren In vivo Ex vivo Standaard Standaard Zachtweefsel Ruis Detail beeld contrast Hart Abdomen 2 Abdomen 2,5 Buisspanning 75 kvp 75 kvp 80 kvp 75 kvp 80 kvp Aantal projecties , , 700, 512, 700, 512, 700, 1024 en en en en 2048 Binning 1x1 1x1 1x1 1x1/2x2 1x1 1x1 1x1 Magniciatie 1,30 1,30 1,30 1, ,5 Tabel 8.5: FLEX Triumph: Scanprotocollen: Rat scannen, aangezien de beeldkwaliteit veel beter is dan bij een lager aantal projecties. Het is wel zo dat bij 700 en 2048 projecties evenveel details worden gevisualiseerd. De details zijn echter duidelijker te onderscheiden bij 2048 projecties. Ondanks de ruisreductie is bij een 2x2 binning de beeldkwaliteit niet signicant toegenomen ten opzichte van 1x1 binning (zie guur 8.9c). In guur 8.10 wordt een detailbeeld van het hart getoond bij verschillend aantal projecties en buisspanning 75 en 80 kvp. Bij de FLEX Triumph is het mogelijk om de aorta van een rattenhart te visualiseren. Het beste resultaat wordt bekomen bij 2048 projecties. Bij een detailbeeld van het abdomen, zie guur 8.11, worden twee magnicaties gebruikt. Bij een grotere magnicatie worden uiteraard meer details gevisualiseerd, echter neemt de algemene beeldkwaliteit af door de toenemende ruis Somatom Denition Flash De rat ex vivo is samen met de muis gescand. Bijgevolg zijn dezelfde scanprotocollen toegepast (zie tabel 8.3). In tegenstelling tot bij de muis, is het bij de rat wel mogelijk om het abdomen in detail te kunnen bekijken. Het zachtweefselcontrast is hoog genoeg om details te kunnen onderscheiden in de organen. De ruis is het laagst bij de D20f convolutiekernel en het hoogst bij de D45f convolutiekernel. Bij deze beelden (D45f) is het samengesteld beeld kwalitatief beter dan de afzonderlijke beelden bij 80 en 140 kvp; de ruis is gereduceerd en het zachtweefselcontrast is beter. Bij de andere convolutiekernels van duale energie is dit minder opvallend. Net zoals bij de muis is ook de beeldkwaliteit van de beelden van het hersenprotocol bij single energie even goed als de D20f-beelden. Bij het rotsbeenderprotocol is de resolutie beter, dit is voornamelijk te merken aan de goede aijning van het beenderstelsel. In tegenstelling tot de muis is het bij dit protocol wel mogelijk om organen in het abdomen te onderscheiden van elkaar. De globale beeldkwaliteit van het rotsbeenderenprotocol blijft echter vele malen slechter dan de andere protocollen. Midden versus rand van de tafel: De Somatom Denition Flash is een klinische CT-scanner en beschikt daarom over een bredere tafel. Het voordeel hiervan is dat meerdere proefdieren naast elkaar kunnen liggen. Om na te gaan of de beeldkwaliteit achteruit gaat als een rat niet meer in het midden van de tafel ligt, wordt een tweede rat 2 aan de rand van de tafel geplaatst. Het resultaat 2 Het ras van de rat aan de rand van de tafel is dezelfde als de standaard gebruikte rat ex vivo (zie tabel 6.5) 78

91 Hoofdstuk 8. Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren (a) Links: Hart in vivo. Midden: Abdomen in vivo. Rechts: Abdomen ex vivo (standaard scanprotocol). (b) Zachtweefselcontrastprotocol bij verschillend aantal projecties. (c) Ruisprotocol bij 1x1 en 2x2 binning Figuur 8.9: FLEX Triumph: Rat 79

92 Hoofdstuk 8. Figuur 8.10: Figuur 8.11: Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren FLEX Triumph: Rat: Detail beelden hart. FLEX Triumph: Rat: Detail beelden abdomen 80

93 Hoofdstuk 8. Resultaten van de beeldkwaliteit op basis van proefdieren Figuur 8.12: Somatom Denition Flash: Rat: Duale energie. Links: Coronale beelden. Rechts: Transversale beelden van het hart. 81