Analyse van dosis en beeldkwaliteit bij gebruik van X-Care voor CT-beeldvorming

Transcriptie

1 Analyse van dosis en beeldkwaliteit bij gebruik van X-Care voor CT-beeldvorming Leen VAN DE SANDE Verhandeling ingediend tot het verkrijgen van de graad van Master in de Biomedische Wetenschappen Promotor: Prof. dr. ir. Klaus BACHER Vakgroep Medische basiswetenschappen Academiejaar

2

3 Analyse van dosis en beeldkwaliteit bij gebruik van X-Care voor CT-beeldvorming Leen VAN DE SANDE Verhandeling ingediend tot het verkrijgen van de graad van Master in de Biomedische Wetenschappen Promotor: Prof. dr. ir. Klaus BACHER Vakgroep Medische basiswetenschappen Academiejaar

4 Toelating tot bruikleen De auteur geeft de toelating deze masterproef voor consultatie beschikbaar te stellen en delen ervan te kopiëren voor persoonlijk gebruik. Elk ander gebruik valt onder de beperkingen van auteursrecht, in het bijzonder met betrekking tot de verplichting uitdrukkelijk de bron te vermelden bij het aanhalen van resultaten uit deze masterproef. 9 mei 2016 Leen Van de Sande

5 Voorwoord Ik wens iedereen die een bijdrage heeft geleverd bij de realisatie van onderhavige masterproef van harte te bedanken. Deze masterproef steunt immers op de bereidwilligheid van anderen om mijn vragen te beantwoorden en mij met raad en daad bij te staan. Via deze weg wil ik deze personen oprecht bedanken voor de steun en de hulp die ze mij hebben verleend. Vooreerst wens ik promotor prof. dr. ir. Klaus Bacher te bedanken voor het aanreiken van een boeiende studie. Ik heb veel bijgeleerd door mij te verdiepen in de problematiek die gepaard gaat met het gebruik van ioniserende stralen. Bovendien werd voor mij de mogelijkheid gecreëerd om de kennis en vaardigheden die ik de voorbije jaren heb verworven, toe te passen in deze studie. Vervolgens zou ik graag begeleider ir. Caro Franck willen bedanken voor haar tips en haar begeleiding bij de proefopzet, het uitvoeren van testen, het verwerken van data en het schrijven van de masterproef. Ze stond steeds voor mij klaar als ik vragen had. Haar constructieve feedback hielp me telkens verder op weg. Een bijzonder woord van dank gaat uit naar mijn ouders. Vele jaren lang hebben ze me kansen geboden om twee opeenvolgende studies te doorlopen. De kansen die ik van hen heb gekregen, betekenen veel voor mij en zal ik nooit vergeten. Door hun onvoorwaardelijke steun en vertrouwen in alles wat ik doe, ben ik geraakt waar ik nu sta. Tenslotte wil ik mijn vriend, mijn broer en mijn vrienden bedanken voor de interesse die ze in mijn studies hebben getoond en me telkens te motiveren om er tegenaan te gaan. Ook bij hen kon ik terecht voor raad, maar ook voor ontspanning tijdens moeilijke momenten. Ze stonden steeds paraat voor mij als ik hen nodig had, ondanks het vele geduld dat ze soms met mij hebben moeten uitoefenen. Leen Van de Sande Gent, 9 mei 2016

6 Inhoudstafel Toelating tot bruikleen Voorwoord Inhoudstafel Lijst met afkortingen Samenvatting... 1 Summary Inleiding Principe van computertomografie Productie van X-stralen Beeldacquisitie bij CT Dosimetrie in de röntgendiagnostiek Radiologische grootheden Dosimetrie bij CT CTDI Bepaling van orgaandosis Beeldkwaliteit Fysische parameters Bepaling van beeldkwaliteit Subjectieve scoring Objectieve scoring Dosisreductietechnieken Buisstroommodulatie Iteratieve reconstructie Adaptieve collimatie Bismutbescherming en schildklierkragen X-Care Probleemstelling... 17

7 2. Materialen en methoden Materialen CT-scanner Potloodionisatiekamer ImageJ ImpactMC Methoden Selectie van patiënten Scanprotocollen Berekening kerma-in-lucht Meting borsthoeken maseff bij de standaard scan en de scan met X-Care Simulatie van de orgaandosis ma-verdeling Simulatie van de CT-scan in ImpactMC Dosisbeelden exporteren naar ImageJ Orgaandosis berekenen SSDE Image quality score Statistische analyse Resultaten Kerma-in-lucht Meting borsthoeken maseff Invloed starthoek Orgaandosis Overzicht Relatieve dosisverandering Statistiek CTDIvol en SSDE Beeldkwaliteit Bespreking

8 5. Algemeen besluit Referentielijst Appendix I: Aangepaste ma-verdeling bij de standaard scan Appendix II: Aangepaste ma-verdeling bij X-Care Appendix III: Scanparameters van ImpactMC Appendix IV: Monte Carlo-parameters van ImpactMC Appendix V: Tabel met conversiefactoren in functie van Dw Appendix VI: maseff-verdeling per patiënt... 62

9 Lijst met afkortingen θ borsthoek µ attenuatiecoëfficiënt ALARA as low as reasonably achievable AP anterieur-posterieur CNR contrast-to-noise CT computer tomografie CTDI computed tomography dose index CTDIvol volume computed tomography dose index D geabsorbeerde dosis Dorg DLP E ERR FBP Gy H HU I IQs IR Klucht LAT m mas maseff PA PACS PMMA ROI S SSDE Sv TLD VGA orgaandosis dosis-lengteproduct effectieve dosis excess relative risk filtered backprojection Gray equivalente dosis Hounsfield Units intensiteit van de fotonenbundel Image Quality Score iteratieve reconstructie kerma-in-lucht lateraal massa product van de buisstroom en de rotatietijd effectieve mas posterieur-anterieur picture archiving and communication station polymethylmethacrylaat region of interest oppervlakte size-specific dose estimation Sievert termoluminiscente dosimeters visual grading analysis

10 Samenvatting Het aantal uitgevoerde CT-onderzoeken is de afgelopen jaren sterk gestegen en dat lijkt tot op heden nog niet te stagneren. De stralingsbelasting bij een CT-onderzoek is echter aanzienlijk hoger dan bij conventionele beeldvorming. Met een stralingsblootstelling van 59% van alle medische toepassingen, zijn CT-onderzoeken de grootste stralingsbelasters van de Belgische bevolking. De opgelopen dosis na blootstelling aan ioniserende stralen speelt een belangrijke rol in de ontwikkeling van stochastische effecten, zoals kanker. Het is daarom niet verwonderlijk dat er veel aandacht wordt besteed aan de ontwikkeling van dosisreductietechnieken bij CT-beeldvorming. Het borstklierweefsel vertoont een verhoogde stralingsgevoeligheid. Om ervoor te zorgen dat het borstklierweefsel een lagere dosis oploopt bij CT-onderzoeken, heeft fabrikant Siemens X-Care op de markt gebracht. X-Care tracht de blootstelling aan X-stralen van oppervlakkig en anterieur gelegen organen in te perken door anterieur een dosisreductiezone in te voeren. Het doel van deze masterproef is om de performantie van X-Care na te gaan. 3D-dosisdistributies werden berekend met ImpactMC, een patiënt-specifieke simulatiesoftware op basis van Monte Carlo-algoritmes. Daaruit bleek dat er inderdaad een dosisreductie werd bekomen bij oppervlakkig en anterieur gelegen organen. De borsten ondervonden een dosisreductie van 10% ten opzichte van de standaard scan en de schildklier een dosisreductie van 53%. De dosisreductie van de anterieur gelegen organen ging ten koste van de orgaandosis van de organen die (grotendeels) niet in de dosisreductiezone waren gepositioneerd. Zo ondervonden de lever, de longen en de nieren een dosistoename van respectievelijk 14%, 10% en 23% vergeleken met de standaard scan. De beeldkwaliteit werd geëvalueerd door middel van een Image Quality score (IQs). De wijzigingen in orgaandosis bij X-Care gingen gepaard met een stijging van IQs met 6%, wat een betere beeldkwaliteit aantoonde. In het algemeen kan worden besloten dat Siemens in zijn opzet is geslaagd om de dosis van de borsten, en in het algemeen van de anterieur gelegen organen, te reduceren zonder in te boeten op de beeldkwaliteit. Hoewel onderhavige studie de dosisreductie bij de borsten duidelijk bevestigt, dient die reductie van 10% als matig te worden beschouwd, wetende dat de organen die (grotendeels) niet gepositioneerd zijn in de dosisreductiezone een negatieve invloed ondervinden van het gebruik van X-Care. 1

11 Summary BACKGROUND: Computed tomography (CT) is one of the most used techniques in medical diagnosis, and its use has become one of the main sources of exposure to ionizing radiation. This is concerning knowing that ionizing radiation can cause stochastic effects. As such, there is a great need for dose reduction tools in CT-imaging. The aim of this master s thesis is to evaluate X-Care as a dose reduction tool. METHODS: Thoracic CT scans were performed on a Somatom Definition Flash CT scanner. ImpactMC is a patient specific simulation software that uses 3D voxelised data derived from the CT-exam of the patient. In this way, the organ dose of the breasts, liver, lungs, kidneys and thyroid could be determined. Image quality was evaluated using an image quality score (IQs). IQs is a physical parameter that is calculated by an edge-preserving mask-filtering algorithm. RESULTS: Compared to the reference scan, dose to the breasts and the thyroid was decreased by about 10% and 53%, respectively. However, the dose to the liver, the lungs and the kidneys showed an increase by about 14%, 10% and 23%, respectively. IQs was increased with 6%. As such, the image quality was improved with the use of X-Care. CONCLUSIONS: X-Care can considerably contribute to dose reduction for anterior and superficial positioned organs, without a decrease in image quality. Despite that benefit, organs which are (largely) positioned outside the reduced dose zone of X-Care are being exposed to a higher amount of X-rays leading to a higher organ dose. 2

12 1. Inleiding 1.1 Principe van computertomografie Conventionele radiografie (RX) heeft het grote nadeel dat alle anatomische structuren gesuperponeerd zijn, hetgeen leidt tot verlies aan details. De driedimensionale anatomie van de patiënt wordt omgezet tot een tweedimensionaal beeld. De introductie van computertomografie (CT), in 1972, heeft dat nadeel weggewerkt [1]. Bij CT-scans worden transversale slices van de patiënt genomen, waardoor een driedimensionaal beeld wordt bekomen. Bij een CTonderzoek wordt gebruik gemaakt van X-stralen. X-stralen zijn elektromagnetische golven met een golflengte van 1 pm tot 10 nm [2]. X-stralen zijn diep penetrerend in weefsels waardoor ze kunnen worden toegepast in de medische beeldvorming. Het penetrerend vermogen houdt verband met de gemiddelde energie van het X-stralenspectrum. Hoe hoger de kvp-waarde van het spectrum, hoe hoger de gemiddelde energie van de X-stralenbundel. Spectra met een hogere kvp-waarde hebben als dusdanig een dieper penetrerend vermogen in weefsels. In de CTbeeldvorming worden X-stralenspectra van 70 tot 140 kvp gebruikt [3,4] Productie van X-stralen X-stralen worden opgewekt in een röntgenbuis (figuur 1). In de kathode wordt een filamentstroom aangelegd waardoor het filament zal opwarmen en elektronen afgeven. Tussen de kathode en de anode wordt een potentiaalverschil [kv] aangelegd waardoor de elektronen worden versneld in de richting van een roterende anode die uit wolfraam bestaat [4]. Figuur 1: Productie van X-stralen in een röntgenbuis. 3

13 Bij het invallen van de hoogenergetische elektronen op de anode, wordt de kinetische energie van de elektronen voor 99% omgezet in warmte [4]. Door de anode op een roterend element te plaatsen, vergroot het oppervlak waarop de elektronen invallen. Een groter oppervlak leidt tot een betere warmtedissipatie op de anode. De overige 1% van de kinetische energie van de elektronen wordt omgezet in X-stralen. De omzetting naar X-stralen gebeurt op twee manieren. Enerzijds worden de elektronen afgeremd door de wolfraamkernen waardoor een continu spectrum van X-stralen wordt bekomen, ook wel bremsstrahlung genoemd. Anderzijds botsen de elektronen met de orbitale elektronen van een wolfraamatoom, wat de karakteristieke X- stralen veroorzaakt [4]. De opgewekte X-stralen verlaten de röntgenbuis via een zijvenster uit berilium dat transparant is voor X-stralen [5] Beeldacquisitie bij CT Door individuele interacties van de fotonen met het humane weefsel vermindert de intensiteit van de X-stralenbundel. De intensiteit van een X-stralenbundel wordt uitgedrukt door het aantal fotonen per eenheid van oppervlakte loodrecht op de bundel. De relatieve vermindering van de intensiteit van de bundel per eenheid van weefseldikte wordt de attenuatiecoëfficiënt (µ) genoemd en is weefselspecifiek. Vergelijking 1 geeft het exponentieel verloop weer van de intensiteit van een mono-energetische fotonenbundel: I(d) = I0. e -µ.d (1) met I(d) de intensiteit van de uittredende fotonenbundel, I0 de intensiteit van de intredende fotonenbundel, µ de absorptiecoëfficiënt en d de afgelegde weg in het weefsel [6]. De verschillen in de attenuatiecoëfficiënt tussen de verschillende humane weefsels vormen de basis voor radiologische beeldvorming. De verschillen in attenuatiecoëfficiënt leiden tot een verschil in intensiteit tussen de uittredende fotonenbundels waardoor de detector verschillende signalen ontvangt. Die signalen worden aan de hand van vergelijking 2 door de computer omgezet in Hounsfield Units (HU). HU is een maat voor de grijswaarden op het beeld en wordt uitsluitend gebruikt voor CT-beeldvorming. HU = µ weefsel µ water µ water (2) 4

14 HU kan waarden aannemen van HU (zwart) tot HU (wit) waarbij de radiodensiteit van water overeenstemt met 0 HU [7,8]. Bot is een dens materiaal en heeft dus een hoge attenuatiecoëffciënt. X-stralen zullen dan sterk attenueren waardoor relatief weinig X-stralen de detector bereiken. Dat leidt tot hoge HU-waarden en witte structuren op het beeld. De longen bevatten veel lucht waardoor ze een lage attenuatiecoëfficiënt hebben. Er zullen dan relatief veel X-stralen de detector bereiken waardoor lage HU-waarden worden bekomen. Het beeld zal donkergrijs zijn [7,8]. Alle HU-waarden afbeelden is niet mogelijk aangezien een beeldscherm slechts 1024 grijswaarden kan weergeven. Bovendien kan een getraind menselijk oog slechts 200 grijswaarden van elkaar onderscheiden [4]. Windowing biedt een oplossing voor dat probleem. Daarbij wordt naargelang de toepassing een venster met een welbepaalde breedte ingesteld (figuur 2). HU-waarden boven en onder het venster worden respectievelijk wit en zwart afgebeeld. De HU-waarden die binnen het venster vallen, worden weergegeven als een bepaalde grijswaarde. De gemiddelde grijswaarde wordt het window level genoemd [8]. Figuur 2: (a) Het zacht weefsel venster - (b) Het bot venster [8]. De opbouw van een CT scanner wordt weergegeven in figuur 3. De gemotoriseerde tafel verplaatst de patiënt volgens de z-as doorheen de gantry. In de gantry zijn de röntgenbuis en de detector recht tegenover elkaar gepositioneerd. Tijdens een CT-scan draaien de röntgenbuis en de detector rond de patiënt. Figuur 3: De opbouw van een CT-scanner. 5

15 Om verschillende transversale slices van de patiënt te bekomen, beweegt de tafel volgens de z- as. Er zijn twee methodes mogelijk zoals weergegeven in figuur 4. Een eerste methode is de sequentiële scan (figuur 4a). Daarbij beweegt de tafel niet tijdens de opname van één slice. De tweede methode is de spiraal scan (figuur 4b) waarbij de tafel continu beweegt volgens de z-as terwijl de röntgenbuis ronddraait. De spiraal scan wordt het meest toegepast omdat het sneller is en dus leidt tot minder bewegingsartefacten [8]. Figuur 4: (a) De sequentiële scan - (b) De spiral scan [9]. De dwarsdoorsnede van het menselijk lichaam is ellipsvormig waardoor fotonen in het midden van een X-stralenbundel meer worden geattenueerd dan de fotonen aan de zijkant. Om die reden wordt een shaping filter in de intredende bundel geplaatst. De filter is dikker aan de zijkant zodoende dat de bundelintensiteit centraal groter zal zijn. De detectoren zullen daardoor signalen van ongeveer dezelfde intensiteit ontvangen [10]. De attenuatie van de X-stralenbundel wordt gemeten in verschillende richtingen. Het attenuatieprofiel dat wordt bekomen door X-stralen vanuit één richting door de patiënt te sturen, wordt een view genoemd (figuur 5a). Per slice worden honderden views gegenereerd om daaruit het beeld van elke slice te reconstrueren [11]. Een voorbeeld van een reconstructiealgoritme is filtered back projection (FBP). Figuur 5: (a) Het genereren van verschillende views - (b) Het principe van FBP [12]. 6

16 Bij FBP worden de views gelijkmatig uitgesmeerd over een matrix, in dezelfde richting als de view werd gemaakt (figuur 5b). Dat wordt backprojectie genoemd. Hoe meer views, hoe meer het gereconstrueerde beeld op de werkelijke slice zal lijken. FBP heeft als nadeel de slechte spatiale resolutie. De resolutie kan worden verbeterd door gebruik te maken van filters. Het voordeel van FBP is dat deze reconstructie eenvoudig en snel kan gebeuren, wat praktisch is bij CT omwille van het groot aantal datasets dat wordt verwerkt [12]. Heden ten dage wordt vaker gebruik gemaakt van iteratieve reconstructiealgoritmes (IR). IR wordt besproken in hoofdstuk Dosimetrie in de röntgendiagnostiek Radiologische grootheden Het definiëren van radiologische grootheden heeft als doel de kwantificatie van biologische effecten ten gevolge van blootstelling aan X-stralen. Kwantificatie van de biologische effecten gebeurt aan de hand van metingen van fysische grootheden die in verband staan met het optreden van biologische effecten [2,6]. Zo kan na het opmeten van de blootstelling aan fotonen de geabsorbeerde dosis (D) voor een bepaald orgaan of weefsel worden berekend. Vergelijking 3 toont dat D theoretisch kan worden gedefinieerd als de neergezette energie in een volumeelement (ε) uitgedrukt in Joule, gedeeld door de massa van het volume-element (m) uitgedrukt in kilogram: D = ε m (3) D wordt uitgedrukt in Gray (Gy). Voor radioprotectiedoeleinden en kwantificatie van het risico op late effecten bij een individu wordt de grootheid equivalente dosis (H) berekend. De biologische effecten zijn afhankelijk van de ionisatiedichtheid langsheen het pad van de ioniserende stralen. H houdt daarmee rekening door de stralingskwaliteitsfactor (wr) in te voeren. De waarde van wr voor X-stralen bedraagt 1 [2,6]. Volgens vergelijking 4 wordt H gedefinieerd als het product van D en wr, met als eenheid Sievert (Sv). H = D. wr (4) De stralingsgevoeligheid voor maligne aandoeningen is sterk afhankelijk van het soort weefsel of orgaan en wordt uitgedrukt aan de hand van de weegfactor wt. De effectieve dosis (E) houdt 7

17 daarmee rekening. Bij een CT-onderzoek is de stralingsblootstelling niet homogeen zodat bepaalde organen meer dosis krijgen, vergeleken met andere organen. Vergelijking 5 geeft weer dat E [Sv] wordt bekomen door sommatie van de individuele equivalente dosiswaarden van de weefsels en organen (T) na vermenigvuldiging met wt [2,6] : E = T w t. H T (5) De weegfactor wt, weergegeven in tabel 1, geeft de verhouding weer van het aantal fatale maligne aandoeningen specifiek voor het weefsel of orgaan tot het totaal aantal fatale maligne aandoeningen voor het totale lichaam bij een uniforme totale lichaamsblootstelling. Tabel 1: w t van verschillende weefsels en organen [13]. weefsel orgaan weegfactor (wt) weefsel orgaan weegfactor (wt) beenmerg 0,12 lever 0,04 borstklierweefsel 0,12 schildklier 0,04 dikke darm 0,12 botoppervlak 0,01 long 0,12 hersenen 0,01 maag 0,12 nier overige urineblaas 0,04 speekselklieren 0,01 slokdarm 0,04 huid 0,01 gonaden 0,08 overige 0, Dosimetrie bij CT CTDI Een CT-opname resulteert in een reeks transversale slices van de patiënt waarbij elke slice enkele millimeters dik is. Figuur 6a en figuur 6b tonen dat bij het scannen van één slice de X- stralenbundel zijn energie niet alleen afzet binnen de slice zelf, maar ook daarbuiten als gevolg van scatter [2,6]. Figuur 6: Principe van CTDI bij het axiaal scannen van één slice (b) en bij een multislice scan (c). 8

18 Per definitie is de computed tomography dose index (CTDI) de waarde die de dosis binnen één bepaalde slice zou aannemen, waarbij het volledige enkelvoudige dosisprofiel (DZ) wordt geconcentreerd binnen een rechthoekig profiel met de nominale snededikte (h) als breedte (figuur 6b). Bij een multislice scan (figuur 6c) worden meerdere slices (n) in één rotatie gescand. De breedte van het rechthoekig profiel komt dan overeen met de collimatie (n.h). Vergelijking 6 geeft de formule voor de berekening van CTDI bij een multislice scan: CTDI = 1 n.h + D(z). d(z) (6) CTDI wordt in de praktijk bepaald met een potloodionisatiekamer in een cilindrisch PMMA (polymethylmethacrylaat)-fantoom over een lengte van 100 mm. Bij een spiraal scan zal meer specifiek worden gebruik gemaakt van de grootheid volume CTDI (CTDIvol) zoals weergegeven in vergelijking 7, waarbij: 1 3 CTDIvol = CTDI PMMA,100,c+ 2 3 CTDI PMMA,100,p p (7) met CTDIPMMA,100,c de dosis gemeten centraal in het fantoom, CTDIPMMA,100,p de gemiddelde dosis gemeten perifeer in het fantoom en p de pitch. De pitch wordt gedefinieerd als de verhouding van de verplaatsing van de tafel bij één rotatie tot de collimatie [6] Bepaling van orgaandosis Tot voor kort werden orgaandoses berekend op mathematische antropomorfe fantomen. Daarbij wordt de anatomie van een gemiddelde man en vrouw voorgesteld door een combinatie van geometrische vormen. De anatomie van de gemiddelde mens kan als dusdanig volledig mathematisch worden beschreven. De simulatie van de CT-scan wordt met de computer uitgevoerd via het Monte Carlo-algoritme. Het simulatieprogramma kent de orgaansamenstelling in elke slice van het antropomorf fantoom waardoor de orgaandoses kunnen worden bepaald. Deze methode heeft echter als nadeel dat de scan wordt gesimuleerd op een fantoom dat de anatomie van de gemiddelde man en vrouw weerspiegelt. De dosiswaarden die met deze methode worden bekomen, houden dus geen rekening met de anatomie van de individuele patiënt [6]. Recent doen softwarepakketten, die wel rekening houden met de anatomie van de individuele patiënt, hun intrede. ImpactMC is een voorbeeld van een dergelijk softwarepakket. De 3Ddosisdistributies worden gesimuleerd aan de hand van voxelgebaseerde Monte Carlo- 9

19 algoritmes. Doordat de CT-beelden van een specifieke patiënt kunnen worden ingeladen in de software, kunnen de voxelmodellen op de CT-beelden zelf worden berekend. Op die manier kunnen patiënt-specifieke simulaties van de CT-scan worden uitgevoerd [14]. Deze methode laat dus toe om geïndividualiseerde orgaandoses te bepalen. De gebruiker dient echter zelf nog alle organen en weefsels in te tekenen op de beeldenset. 1.3 Beeldkwaliteit Fysische parameters Een goede beeldkwaliteit is een vereiste bij het stellen van een diagnose. Beeldkwaliteit bij CT kan omschreven worden aan de hand van fysische parameters zoals ruis, contrast-to-noise ratio (CNR), spatiale resolutie en laag-contrast resolutie [15]. Het contrast van CT-beelden is zichtbaar als het verschil in grijswaarden. Contrast wordt bekomen door het verschil in intensiteit van de X-stralen die invallen op de detector na passage doorheen de patiënt. Het is dus een gevolg van het verschil in attenuatiecoëfficiënten van weefsels en organen. De spatiale resolutie van CT-beelden verwijst naar de mogelijkheid om twee punten van elkaar te onderscheiden [3]. Deze parameter wordt bepaald door de grootte van de kleinste details die nog te onderscheiden zijn voor de radioloog. De laag-contrast resolutie is de mogelijkheid om objecten die slechts weinig van densiteit verschillen van elkaar te onderscheiden. Dat aspect van fysische beeldkwaliteit wordt sterk beïnvloed door de aanwezigheid van ruis en de gebruikte vensterbreedte bij het bekijken van een beeld (windowing zie ) [8]. De HUwaarden van een CT-opname wordt het signaal (S) genoemd. Bij een welbepaalde attenuatiecoëfficiënt kan het signaal toch variëren over de verschillende pixels. De standaardafwijking van HU over een homogeen gebied wordt de ruis (noise, N) genoemd [16]. Ruis ontstaat doordat slechts een kleine fractie fotonen de detector bereikt en als dusdanig bijdraagt aan de beeldacquisitie. De willekeurige fluctuaties bij de detectormeting leiden onvermijdbaar tot ruis. Vergelijking 8 geeft de relatie tussen ruis en dosis weer: ruis ~ 1 dosis (8) Dat verklaart waarom de dosis niet ongelimiteerd kan dalen. Het gebruik van convolutiefilters beïnvloedt de zichtbaarheid van ruis in het beeld. Smooth filter maken het beeld waziger wat leidt tot minder ruis, maar ook tot een afname in spatiale resolutie. Ze worden aangewend voor 10

20 de visualisatie van zacht weefsel. Een sharp filter zorgt voor een betere aflijning van randen in het beeld met een toename van ruis als gevolg. Sharp filters worden gebruikt voor de visualisatie van structuren met kleine details [17] Bepaling van beeldkwaliteit Subjectieve scoring Om klinische beelden op een subjectieve manier te beoordelen, wordt gebruik gemaakt van de Europese beeldkwaliteitscriteria voor computertomografie [18]. Aan een aantal ervaren radiologen wordt gevraagd om onafhankelijk van elkaar de kwaliteit van de beelden te scoren door middel van visual grading analysis (VGA). Bij VGA wordt nagegaan of bepaalde anatomische structuren zichtbaar zijn op het beeld [19]. De Europese beeldkwaliteitscriteria kunnen een leidraad zijn voor VGA Objectieve scoring Beeldkwaliteit kan op een objectieve manier worden bepaald met een cilindrisch Catphan - fantoom. Het fantoom is opgebouwd uit een urethaanomhulsel met daarin een aantal sneden. Elke snede is verschillend samengesteld waardoor telkens verschillende kwaliteitsparameters kunnen worden geanalyseerd (figuur 7). De uniformiteitssnede (figuur 7a) laat toe om de ruis in de beelden van de scans te vergelijken. De contrast-detailsnede (figuur 7b) zal een beeld opleveren van steeds kleiner wordende cirkels. Het aantal cirkels dat kan worden waargenomen, is een maat voor het contrast. Tenslotte wordt op de resolutiesnede (figuur 7c) het resolutiepatroon bestudeerd. Hoe groter het aantal sets waarvan de lijntjes op het beeld nog van elkaar te onderscheiden zijn, hoe beter de resolutie [20]. Figuur 7: Schematische voorstelling van Catphan sneden (a) uniformiteitssnede (b) contrast-detailsnede (c) resolutiesnede [20]. 11

21 Het gebruik van een technisch fantoom, zoals het Catphan -fantoom, is een goede manier om objectief de beeldkwaliteit te bepalen, maar heeft als nadeel de manuele en tijdrovende processen. Om tegemoet te komen aan die nadelen, wordt gewerkt aan een tool om de fysische beeldkwaliteit op een automatische manier te scoren. Kortesniemi et al. maakt gebruik van een filteringsalgoritme waaruit opname-specifieke beeldkwaliteitsparameters kunnen worden bekomen [21]. De beeldkwaliteit wordt dan uitgedrukt met een Image Quality score (IQs). Een eerdere studie heeft reeds aangetoond dat er een goede correlatie wordt gevonden tussen IQs en de fysische beeldkwaliteitsparameters [22]. IQs kan deze parameters vervangen in beeldkwaliteitsstudies. Bovendien kan IQs op een automatische manier bepaald worden, waardoor de beeldkwaliteit van een groot aantal beelden snel geanalyseerd kan worden. 1.4 Dosisreductietechnieken Buisstroommodulatie Bij buisstroommodulatie wordt de buisstroom aangepast naargelang de positie van de röntgenbuis (figuur 8). Bij een gemoduleerde scan zal de buisstroom toenemen in de regio s waar de X-stralen sterk geattenueerd worden. Als de X-stralen weinig worden geattenueerd, zal de buisstroom afnemen [2]. Enerzijds, varieert de buisstroom in het transversale (xy-)vlak (angulaire modulatie). Zo zal bij het scannen van de schouders een hogere buisstroom vereist zijn in de laterale (LAT) richting dan in de anterieur-posterieure (AP) richting. Anderzijds, varieert de buisstroom volgens de lengteas (z-as) van de patiënt (longitudinale modulatie). Zo zal in de AP-richting een hogere buisstroom vereist zijn om het abdomen te scannen dan de nek [23]. Door gebruik te maken van buisstroommodulatie wordt de dosis aangepast aan de anatomie van de individuele patiënt: bij een slanke patiënt zal de buisstroom afnemen terwijl bij een obese patiënt de buisstroom wordt opgedreven. De buisstroom is dus afhankelijk van de lichaamsbouw van de patiënt. Buisstroommodulatie heeft als doel een constante beeldkwaliteit te leveren. Een dosisverlaging tot 43% kan worden gerealiseerd in vergelijking met een constante buisstroom [16,23,24]. Buisstroommodulatie wordt door verschillende fabrikanten aangewend. Een overzicht wordt gegeven in tabel 2. 12

22 Figuur 8: Het verschil in buisstroom in de AP- of LAT richting bij dezelfde tafelpositie weerspiegelt de angulaire modulatie. Het verschil in buisstroom in functie van de tafelpositie weerspiegelt de longitudinale modulatie [25]. Tabel 2: Overzicht buisstroommodulatie bij verschillende fabrikanten. fabrikant merknaam Siemens CARE Dose4D General Electric (GE) 3D Dose modulation (SmartmA en AutomA) Philips DoseRight (ACS, Z-DOM, D-DOM en cardiac) Toshiba SureExposure Iteratieve reconstructie Bij iteratieve reconstructie (IR)-algoritmes wordt gebruik gemaakt van een correctielus (figuur 9). Om IR te initiëren, wordt door middel van FBP uit de gemeten projecties een beeld gereconstrueerd. Dat initiële beeld ondergaat een reprojectie (forward projection) waarbij een simulatie van de CT-scan wordt uitgevoerd met het initiële beeld als meetobject. In een volgende stap worden de gesimuleerde projecties vergeleken met de werkelijk opgemeten data en wordt een correctiefactor berekend. Rekening houdend met die correctiefactor kan een correcter beeld worden gereconstrueerd. Dat beeld zal dan opnieuw een forward projection ondergaan. Per iteratie wordt het beeld als dusdanig verbeterd. IR wordt beëindigd wanneer een vooropgesteld aantal iteraties zijn volbracht of wanneer aan vooropgestelde beeldkwaliteitscriteria is voldaan [26,27]. 13

23 Figuur 9: Het principe van iteratieve reconstructie [26]. Bij elke correctie van het beeld wordt de resolutie verbeterd in hoge contrastzones en de ruis verlaagd in lage contrastzones. Bovendien leidt IR, vergeleken met FBP, tot een dosisreductie te wijten aan een nauwkeurige modellering van het beeldacquisitieproces. Om beelden met eenzelfde kwaliteit te bekomen, wordt de patiënt aan een lagere dosis blootgesteld bij gebruik van IR. Daartegenover staat dat er meer krachtige computers nodig zijn en dat het langer duurt vooraleer een beeld wordt bekomen [26,27]. Tabel 3 geeft een overzicht van de fabrikanten die IR op de markt hebben gebracht. bedrijf Siemens General Electric (GE) Philips Toshiba Tabel 3: Overzicht IR bij verschillende bedrijven. merknaam IRIS, SAFIRE, ADMIRE Veo, ASiR idose AIDR 3D Adaptieve collimatie Een spiraal scan kent tal van voordelen ten opzichte van een sequentiële scan, maar kent echter ook nadelen. Één nadeel ligt in het feit dat door de typische spiraalvormige scan (figuur 4) er onvoldoende beeldinformatie wordt bekomen in het begin en aan het einde van de geplande scanregio. Om aan dat probleem tegemoet te komen, wordt er supplementair een halve rotatie voor en na de geplande scanregio gescand zodat ook van de begin- en eindzones beelden kunnen worden gereconstrueerd met voldoende beeldkwaliteit. Dat fenomeen wordt overscan (figuur 10a) genoemd [4]. Overscan leidt echter tot een grotere stralingsbelasting voor de 14

24 patiënt. Om dat effect te reduceren werden collimatietechnieken, zoals adaptieve collimatie (figuur 10b), geïntroduceerd. Adaptieve collimatie kan de hoeveelheid extra stralingsbelasting reduceren door het asymmetrisch instellen van collimatorblokken gedurende de spiraal scan. Een dosisreductie van 10 38% kan daardoor worden bekomen [28]. Die dosisreductie hangt af van de scanlengte en de tafelsnelheid. Figuur 10: (a) Overscan zonder adaptieve collimatie - (b) Overscan met adaptieve collimatie [28] Bismutbescherming en schildklierkragen De schildklier, de ooglens en het borstklierweefsel zijn zeer vatbaar voor biologische schade bij een CT-onderzoek [13]. Deze weefsels en organen kunnen worden afgeschermd van X- stralen met een bismutschild. Het gebruik van een bismutschild verlaagt de effectieve dosis tot 38% ter hoogte van de plaats waar het bismutschild gepositioneerd is [29]. Om specifiek de schildklier te beschermen, werden schildklierkragen op de markt gebracht. Een schildklierkraag bevat lood. Lood heeft de eigenschap om X-stralen sterk te attenueren. Bij het correct dragen van de schildklierkraag, wordt een reductie van de schildklierdosis tot 48,9% vastgesteld [30]. Het nadeel van beide systemen is dat de X-stralen via het afschermmateriaal scatteren. Dat veroorzaakt meer ruis op het beeld, waardoor de beeldkwaliteit slechter wordt X-Care Uit tabel 1 blijkt dat bepaalde anterieur gelegen organen zoals de borsten en de schildklier een hoge radiosensitiviteit hebben en bijgevolg zeer vatbaar zijn voor biologische schade. De ooglens wordt niet opgenomen in tabel 1, maar blijkt uit onderzoek ook een radiosensitief orgaan te zijn [19,31]. X-Care is een dosisreductietechniek van Siemens (Siemens Medical Solutions, Duitsland) waarbij de oppervlakkig en anterieur gelegen organen en weefsels minder worden blootgesteld aan X-stralen [2]. Figuur 11 toont dat bij X-Care de buisstroom bij passage rond het anterieure deel van de patiënt sterk wordt gereduceerd. In een hoek van 120 wordt de 15

25 buisstroom gereduceerd tot 25% van de oorspronkelijke buisstroom. Bij het posterieure deel zal de röntgenbuis meer X-stralen produceren, tot 125% van de oorspronkelijke buisstroom, waardoor alsnog een aanvaardbare beeldkwaliteit zou worden bekomen van de anterieur gelegen organen. Producent Siemens beweert immers dat door het gebruik van X-Care de orgaandosis van oppervlakkige en anterieure organen daalt zonder verlies aan beeldkwaliteit [2]. Figuur 11: (a) Een standaard CT-scan (b) Het algemeen principe van X-Care - (c) De buisstroom in functie van de rotatiehoek [2,32]. 16

26 1.5 Probleemstelling X-stralen bevatten voldoende energie zodat ze in staat zijn weefsels te ioniseren. Het ioniserend karakter van X-stralen leidt tot biologische schade aan het menselijk lichaam. Enerzijds, zijn er de deterministische (acute) effecten ten gevolge van een blootstelling aan hoge doses. Bij deterministische effecten hangt de ernst van de aandoening samen met de grootte van de dosis. Enkele voorbeelden van deterministische effecten zijn brandwonden, haaruitval en erytheem. Anderzijds, zijn er de stochastische (late) effecten die zich voordoen bij zowel hoge als lage doses. De kans van optreden van stochastische effecten is evenredig met de stralingsdosis. De ernst van de effecten is niet afhankelijk van de stralingsdosis. Stochastische effecten omvatten tumorgenese en het ontstaan van genetische aandoeningen [2,33]. Het risico op stochastische effecten kan ook worden uitgedrukt met Excess Relative Risk (ERR). ERR geeft de kans weer voor een fatale maligne aandoening na blootstelling aan ioniserende straling. De ERR bedraagt 5% per Sv [6]. Figuur 12 toont dat bij de Belgische bevolking de stralingsblootstelling van alle medische toepassingen voor 59% te wijten is aan CT-scans, hoewel slechts 14% van alle radiologische onderzoeken met CT-scans gebeuren. Anno 2015 werden in België op jaarbasis ongeveer 6 miljoen CT-scans uitgevoerd [34,35]. Figuur 12: (a) Verdeling van de radiologische onderzoeken - (b) Blootstelling aan ioniserende straling door medische toepassingen [34]. Om de stralingsbelasting van de populatie zo laag mogelijk te houden, worden drie principes toegepast. Een eerste principe is justificatie. Daarbij dient te worden bepaald of het ondergaan van een CT-scan verantwoord is. Het justificatieprincipe zou er dus toe moeten leiden dat er minder CT-onderzoeken worden voorgeschreven door de arts. Een tweede aspect is dat de CTonderzoeken dienen uitgevoerd te worden op toestellen die voldoen aan de minimale kwaliteitscriteria voorgeschreven door de Europese commissie [13]. Een laatste aspect doelt op 17

27 het toepassen van geoptimaliseerde procedures bij het uitvoeren van een CT-onderzoek. Een optimale procedure volgt het ALARA-principe. Het ALARA-principe houdt in dat de kans op blootstelling, het aantal blootgestelde personen en de opgelopen dosis zo laag mogelijk dienen te zijn [4,6,33,36]. Ook in de internationale literatuur wordt de bezorgdheid geuit omtrent de stralingsbelasting opgelopen tijdens CT-onderzoeken. Zo toonde Sodickson et al. in een cohortstudie aan dat cumulatieve stralingsbelasting ten gevolge van CT-onderzoeken leidt tot een significante verhoging van inductie van kanker en, daarmee gepaard gaande, tot een verhoogd sterftecijfer gerelateerd aan straling geïnduceerde kankers [37]. Er kan dus worden gesteld dat CT-scans veel bijdragen tot de stralingsbelasting van de bevolking. Één van de weefsels die een verhoogde stralingsgevoeligheid vertoont, is borstklierweefsel (tabel 1). Bij een mammografie wordt dan ook terecht de grootste zorg aan de dag gelegd om het borstklierweefsel aan een zo laag mogelijke stralingsdosis bloot te stellen. Het wekt derhalve verwondering dat bij CT-onderzoeken weinig of geen rekening wordt gehouden met de stralingsgevoeligheid van het borstklierweefsel [32,38]. Het borstklierweefsel absorbeert bij een thorax-ct een aanzienlijke stralingsdosis terwijl dat weefsel meestal niet het onderwerp van een thorax-ct is en als dusdanig niet gedetailleerd in beeld moet worden gebracht. Uit het bovenstaande kan dus worden besloten dat onderzoek aangewezen is naar methoden om de stralingsbelasting van weefsels en organen bij CT-onderzoek te reduceren. Tal van onderzoeken met dosisreductietechnieken leverden veelbelovende resultaten op [16,19, 23,27,29,30]. Echter, in recent gepubliceerde artikels worden ook de dosisreductietechnieken niet van kritiek gespaard. Zo haalt Taylor et al aan dat bij quasi alle vrouwen ( > 99%) het borstklierweefsel niet volledig is gepositioneerd in de dosisreductiezone bij X-Care (figuur 13) waardoor het borstklierweefsel uiteindelijk een hogere dosis zou oplopen, vergeleken met een standaard CT-scan [32]. 18

28 Figuur 13: De positie van de borsten in ruglig (a) en in buiklig (b) [32]. Bovendien is het percentage borstklierweefsel dat zich buiten de gereduceerde zone bevindt bij zwaarlijvige vrouwen aanzienlijk hoger dan bij magere vrouwen [32]. Dat zou kunnen leiden tot een hogere orgaandosis van de borsten bij zwaarlijvige vrouwen. De algemene vraag waarop de masterproef een antwoord tracht te bieden, luidt als volgt: heeft X-Care als dosisreductietechniek een meerwaarde bij CT-onderzoeken? Producent Siemens beweert immers dat door het gebruik van X-Care de orgaandosis van oppervlakkige en anterieure organen daalt zonder verlies aan beeldkwaliteit [2]. Deze bewering van Siemens wordt de eerste hypothese die zal worden onderzocht tijdens de masterproef. Een bijkomende vraag die wordt behandeld in de masterproef, heeft zeer specifiek betrekking op de dosis die borstklierweefsel absorbeert bij een thorax-ct. De hierbij gestelde hypothese luidt: de dosis die het borstklierweefsel oploopt bij een thorax-ct waarbij X-Care wordt toegepast is kleiner dan bij een standaard thorax-ct, zonder verlies aan beeldkwaliteit. Uit het onderzoek van de masterproef zal blijken of de hypothesen kunnen worden aanvaard of moeten worden verworpen. Dergelijke hypothesen werden al meermaals onderzocht in studies op fantomen [15,19,31,36,39-42]. In deze masterproef worden de hypothesen beantwoord aan de hand van een patiëntenstudie, wat een unicum is. 19

29 2. Materialen en methoden 2.1 Materialen CT-scanner Bij alle experimenten werd het CT-toestel Somatom Definition Flash (Siemens Medical Solutions, Erlanger, Duitsland) gebruikt. Na beeldacquisitie worden de beelden automatisch overgezet naar een picture archiving and communication station (PACS) zodat de beelden telkens terug kunnen worden opgevraagd op computers die niet verbonden zijn met het CTtoestel. Het CT-toestel is voorzien van 64 rijen vaste stof detectoren en kan door de double z sampling-techniek 2x64 slices per rotatie scannen [43,44]. De scanner is bovendien uitgerust met tal van dosisreductietechnieken zoals CARE Dose4D (buisstroommodulatie), CARE kv (automatische kv selectie), X-Care, SAFIRE (iteratieve reconstructie), adaptieve collimatie enzovoort [2]. Er kan zowel sequentieel als spiraal worden gescand met een pitch van 0,35 tot 1, Potloodionisatiekamer Het type potloodionisatiekamer (RaySafe Xi CT detector, RaySafe, Sweden) dat werd gebruikt tijdens onderhavige studie, wordt weergegeven in figuur 14. Een potloodionisatiekamer is een staafvormig instrument geschikt voor het meten van geabsorbeerde dosis(-tempo) en exposie(-tempo). Het meetgedeelte is vervaardigd uit geleidende materie, bijvoorbeeld grafiet, en is gevuld met gas. Het gas zit ingesloten tussen de anode en de kathode. Bij het invallen van ioniserende stralen op het meetgedeelte, wordt het gas geïoniseerd waarbij de anionen migreren naar de anode en de kationen naar de kathode. Op dat moment wordt een stroomsterkte gemeten. De stroomsterkte is een maat voor het dosistempo [Gy/s]. Bij de integratie van het dosistempo over de tijd, wordt de dosis bekomen [45]. Figuur 14: Een potloodionisatiekamer. 20

30 2.1.3 ImageJ ImageJ (versie 1.49, National Institutes of Health, Bethesda, Maryland, VS) is een beeldverwerkingsprogramma gebaseerd op Java [46]. Een beeldenset kan als één geheel worden geopend waardoor de gebruiker er simpelweg doorheen kan scrollen. ImageJ kan oppervlakte- en pixelwaarde statistieken uitvoeren voor regions of interest (ROIs) die door de gebruiker worden gedefinieerd. Daarenboven bevat ImageJ tools om onder andere afstanden en hoeken te meten. De plug-ins die door de gebruikers kunnen worden ontwikkeld, breiden de functies van ImageJ sterk uit. De plug-in die werd toegepast in onderhavige studie, is Segmentation Editor. Bij het tekenen van enkele ROIs op verschillende slices van één beeldenset, kan Segmentation Editor de getekende ROIs lineair interpoleren zodat op elke slice van de beeldenset op semiautomatische wijze ROIs getekend zijn ImpactMC ImpactMC (CT imaging GmbH, Erlangen Duitsland) is een softwarepakket dat 3Ddosisdistributies bij radiografie en CT kan berekenen aan de hand van voxelgebaseerde Monte Carlo-algoritmes [14]. Het unieke aan ImpactMC is dat het patiënt-specifieke simulaties uitvoert aan de hand van de beeldenset van de patiënt zelf. De simulaties in onderhavige studie gebeurden dus niet met fantomen. De beeldensets werden geladen in ImpactMC waardoor de uitgevoerde CT-scans konden worden gesimuleerd door middel van voxelmodellen berekend uit de CT-beelden. Verschillende parameters moesten worden ingegeven om tot een accurate simulatie te komen. De eerste parameter was het input CT-volume. De tweede en de derde parameter waren de scanner- en de scanprotocolkarakteristieken zoals de collimatie, de filter, de rotatietijd enzovoort. De laatste parameter omvatte de Monte Carlo-simulatie karakteristieken. Nadat alle parameters werden ingevoerd, kon de simulatie van de 3Ddosisdistributie worden gestart. Achteraf konden per patiënt orgaandoses worden berekend op basis van de patiënt-specifieke simulatie. Tal van studies hadden reeds de performantie van Monte Carlo-simulaties geanalyseerd. Daarbij werden de gesimuleerde doses vergeleken met doses die gemeten werden met termoluminiscente dosimeters (TLDs) in fantomen. Het verschil tussen de gesimuleerde doses en de gemeten doses was gemiddeld kleiner dan 5% [14,47,48]. ImpactMC is als dusdanig in staat om een betrouwbare schatting van de orgaandoses te maken. 21

31 2.2 Methoden Selectie van patiënten De patiëntenstudie was een retrospectief onderzoek. Voor het onderzoek werd gestart, werd aan het ethisch comité goedkeuring gevraagd. Alle patiënten zijn vrouwen die lijden aan botkanker. Om het effect van de therapie doorheen de tijd op te volgen, werd elke maand een CT-scan genomen van de thorax en eventueel ook van het abdomen. Het eerste CT-onderzoek werd uitgevoerd met een standaard scan waarbij de standaard klinische scanparameters werden ingesteld. Wanneer de patiënt een maand later het tweede CT-onderzoek diende te ondergaan, werd gebruik gemaakt van een CT-scan met X-Care. Op die manier kon een vergelijkende studie worden uitgevoerd tussen de standaard scan en de scan met X-Care Scanprotocollen De patiënten werden in ruglig en met het hoofd eerst in het isocentrum van de scanner gepositioneerd. Vervolgens werd een topogram genomen. Dat is een opname waarbij de buis gedurende de volledige opname bovenaan (AP), onderaan (PA) of lateraal (LAT) gepositioneerd is. Na het maken van de topogram werd de scanrange gekozen en het bijhorende protocol waarmee zou worden gescand. Bij onderhavige patiëntenstudie werd gebruik gemaakt van twee protocollen: een standaard thorax-scan en een thorax-scan met X-Care. Een overzicht van de parameters van de protocols wordt weergegeven in tabel 4. Tabel 4: Overzicht parameters bij een standaard scan en een scan met X-Care. standaard scan scan met X-Care protocolnaam 10_thor_abd_art_port_ven 10a_thor_abd_art_port_ven_XC CARE kv semi semi pitch 0,9 0,6 rotatietijd [ms] 330 of slice-dikte [mm] 3 3 collimatie [mm] 38,4 38,4 reconstructiefilter B30 (smooth) B60 (sharp) B30 (smooth) B60 (sharp) Oorspronkelijk was CARE kv bij X-Care uitgeschakeld en zou elke patiënt, ongeacht de anatomie, aan 120 kv worden gescand. Om de dosis van de standaard cohort zo goed als mogelijk te vergelijken met de dosis van de X-Care cohort, werd in het protocol van X-Care semi ingesteld bij CARE kv. Op die manier werd eenzelfde patiënt in beide protocollen met dezelfde kv gescand. 22

32 Met de ruwe data die worden bekomen na elke CT-opname, kan een beeld worden gereconstrueerd aan de hand van reconstructiealgoritmes (zie 1.1.3). Bij die reconstructie wordt gebruik gemaakt van verschillende reconstructiefilters. Het gebruikte algoritme was FBP en de gebruikte filters waren B30 en B60, respectievelijk een medium smooth en een sharp filter. Siemens heeft in totaal 8 filters, gaande van very smooth (B10) tot ultra sharp (B80) [49] Berekening kerma-in-lucht Kerma-in-lucht (Klucht) kon berekend worden aan de hand van het dosis-lengteproduct (DLP) dat werd gemeten met een potloodionisatiekamer. Figuur 15 toont de proefopstelling. Figuur 15: Proefopstelling meting DLP. De potloodionisatiekamer bevond zich vrij in lucht in het isocentrum van de CT-scanner. K air kon worden berekend aan de hand van de DLP-metingen. De potloodionisatiekamer werd met een statief in het isocentrum van de scanner gepositioneerd. Een stuk van de tafel moest worden weggenomen zodat de meting volledig in lucht zou gebeuren. De potloodionisatiekamer mat het DLP op voor één rotatie zonder tafelverplaatsing (sequentiële scanmode). De metingen werden telkens uitgevoerd bij kv met een buisstroom (I) van 300 ma en een rotatietijd (t) van 0,330 s. Vergelijking 9 toont hoe Klucht werd berekend uit de DLP-meting: Klucht [ mgy 100 mas ] = 106. DLP[Gy.cm] collimatie[mm]. I[mA].t[s] (9) 23

33 2.2.4 Meting borsthoeken De volledige beeldenset van de patiënt werd geladen in ImageJ. De meting werd uitgevoerd op de slice waarop de borsten zo lateraal mogelijk gelegen waren. De hoek werd bij elke patiënt voor zowel de rechtse (θr) als de linkse (θl) borst gemeten. De angle-tool van ImageJ kan een hoek meten als in de slice drie punten zijn aangeduid, zoals wordt weergegeven in figuur 16. De drie punten die werden gekozen om een borsthoek te meten, waren achtereenvolgens: 1) distaal aan buitenzijde borst; 2) in het isocenter; 3) een punt exact verticaal boven het isocenter. Figuur16: Methode om de borsthoek te meten maseff bij de standaard scan en de scan met X-Care Om betrouwbare besluiten te kunnen trekken over de veranderingen in Dorg door gebruik van X-Care ten opzichte van de standaard scan, dienden beide scans vergelijkbaar te zijn. De scans waren vergelijkbaar als de effectieve mas-waarde (maseff) op de overeenkomstige slices van beide scans procentueel niet veel van elkaar verschilden. De maseff werd bepaald door de buisstroom [ma] te vermenigvuldigen met de rotatietijd [s] en te delen door de pitch. Uit de DICOM-header van elke slice kon de buisstroom, de rotatietijd en de pitch worden gehaald. Daardoor konden voor de beide scans per slice de maseff worden berekend. Om uit te drukken in welke mate de maseff over de volledige scanrange verschillend was, werd de formule in vergelijking 10 toegepast: n verschilmaseff [%] = 1 ( mas eff,xc,i mas eff,std,i n i=1. 100% (10) mas eff,std,i ) 24

34 met i een specifieke slice en n het totaal aantal slices in de scan. Zodra het verschil meer dan 25% bedroeg, werd verondersteld dat de scan met X-Care niet vergelijkbaar was met de standaard scan. De patiënt werd dan niet in de studie opgenomen Simulatie van de orgaandosis ma-verdeling Uit de DICOM-header van elke slice kon de ma-waarde van die slice worden gehaald. Er werden dus evenveel ma-waarden bekomen, als er slices waren. Om de uitgevoerde CT-scan te simuleren (zie ), dienden in ImpactMC parameters zoals number of rotations en number of projections per rotation te worden ingevoerd. Voor elke projectie heeft ImpactMC een aparte ma-waarde nodig. Er waren dus initieel te weinig ma-waarden om de simulatie te starten. Het aantal projecties per rotatie kon vrij gekozen worden. Het aantal rotaties werd berekend door de scanrange te delen door de tablefeed. Door de vermenigvuldiging van het aantal projecties per rotatie met het aantal rotaties, werd het aantal projecties bekomen. Het aantal projecties kwam overeen met het aantal ma-waarden dat ImpactMC nodig had om de simulatie te starten. In appendix I wordt een voorbeeld getoond hoe de ma-verdeling wordt aangepast bij een standaard CT-scan. De aanpassing van de ma-verdeling bij CT-scans met X-Care vraagt een extra stap. Aangezien uit de DICOM-header de ma-waarde per slice wordt bekomen, gaat de informatie over de specifieke ma-verdeling binnen één slice verloren. Het effect van X-Care zal op die manier verloren gaan tijdens de simulatie. Om aan dat probleem tegemoet te komen, werd de maverdeling aangepast zoals bij de standaard scan. Er werd echter nog een bijkomende factor in rekening gebracht om het effect van X-Care te integreren. In appendix II wordt een voorbeeld getoond hoe de ma-verdeling wordt aangepast bij een CT-scan met X-Care Simulatie van de CT-scan in ImpactMC Vervolgens werd de beeldenset ingeladen in ImpactMC om een dosissimulatie uit te voeren. Appendix III en appendix IV geven een overzicht van de parameters die in ImpactMC kunnen worden ingesteld. De scanparameters zijn de parameters die moeten overeenkomen met de instellingen van de scanner. De Monte Carlo-parameters zijn de parameters die een invloed zullen hebben op de nauwkeurigheid van de gesimuleerde dosiswaarden. Na afloop van de 25

35 simulatie geeft ImpactMC een dosisverdeling die als een DICOM-bestand kan worden geëxporteerd. Daarbij worden de dosiswaarden genormaliseerd voor Klucht Dosisbeelden exporteren naar ImageJ De dosisbeelden kunnen in ImageJ worden geopend. De grijswaarden symboliseren niet de HU-waarden, maar wel de dosis uitgedrukt in µgy. De ROIs die eerder met de segmentation editor werden getekend, konden samen met de dosisbeelden in ImageJ worden geopend. Een voorbeeld van een ROI (gele lijn) van elk orgaan wordt getoond in figuur 17. Voor de lever, de longen, de nieren en de schilklier werd de ROI getekend op de aflijning van het orgaan. De ROI van de borsten omvatte voornamelijk het borstklierweefsel. Anterieur werd de ROI tot enkele millimeters onder de huid getekend zodat de huiddosis niet in rekening werd gebracht bij de bepaling van de borstdosis. Posterieur werd de ROI tot op de m. Pectoralis getekend. Figuur17: Een voorbeeld van een ROI (gele lijn) voor de borsten, de lever, de longen, de nieren en de schildklier. Om op een automatische manier metingen uit te voeren met de ROIs, werd gebruik gemaakt van een macro in ImageJ. De macro kan van elke ROI de mean en de area opmeten en de resultaten per orgaan weergeven in een excel-bestand. De mean stelt de gemiddelde pixelwaarde in een ROI voor. Die waarde komt overeen met de gemiddelde relatieve dosis (Drel) uitgedrukt in µgy in die ROI, genormaliseerd voor Klucht. De area geeft de oppervlakte van de ROI weer. 26

36 Orgaandosis berekenen Om de relatieve orgaandosis in het beschouwde orgaan T (Drel,T) te berekenen, werd de formule in vergelijking 11 toegepast: n Drel,T [µgy] = i=1 (f i,t. D rel,i,t ) waarbij fi,t = S i,t n i=1 S i,t (11) met i de slice waarop de ROI getekend was, n het aantal slices waarop een ROI van het orgaan T getekend was, Drel,i,T de relatieve dosis op slice i van orgaan T uitgedrukt in µgy en Si,T de oppervlakte van de ROI op slice i van orgaan T. Om finaal de absolute orgaandosis van orgaan T (Dorg,T in mgy) te berekenen, werd Drel,T vermenigvuldigd met Klucht, zoals weergegeven in vergelijking 12. Aangezien Klucht werd uitgedrukt in mgy per 100 mas, diende nog vermenigvuldigd te worden met een constante (10-2 ), de gemiddelde buisstroom gedurende de CT-scan (I, uitgedrukt in ma) en de rotatietijd (t, uitgedrukt in s). Tenslotte werd nog vermenigvuldigd met 10-3 om de eenheid van Drel,T om te zetten van µgy naar mgy. Finaal werd de formule voor de berekening van Dorg,T als volgt: Dorg,T [mgy] = Drel,T [µgy]. Klucht [ mgy 100 mas ]. I [ma]. t[s] (12) SSDE Size-specific dose estimation (SSDE) is een grootheid die wordt gebruikt in de dosimetrie van CT-beeldvorming [50,51]. SSDE-bepaling gebeurde aan de hand van CTDIvol. Van elke scan kon de CTDIvol uit het dosisrapport van de beeldenset worden gehaald. Een eerste stap in de bepaling van SSDE was het tekenen van een ROI rond het lichaam van de patiënt, zoals is weergegeven in figuur 18. Om accuraat SSDE te bepalen, was het voldoende om de ROI in slechts één slice te analyseren [52]. Van die ROI werd de oppervlakte [cm²] en de gemiddelde pixelwaarde [HU] in ImageJ bepaald. Figuur 18: Een voorbeeld van een ROI (gele lijn) rond het lichaam van de patiënt. 27

37 De tweede stap was de berekening van de waterequivalente diameter (Dw) van de patiënt. Voor die berekening werd de formule van vergelijking 13 toegepast: Dw = 2. ( 1. HU + 1 ). S ROI 1000 π (13) met HU de gemiddelde waarde van de HU in de ROI en SROI de oppervlakte van de ROI [51]. In de laatste stap werd de conversiefactor opgezocht die CTDIvol omzette in SSDE. De conversiefactoren zijn getabelleerd (appendix V) in functie van Dw [50]. Door de conversiefactor te vermenigvuldigen met CTDIvol, werd SSDE bekomen Image quality score Kortesniemi et al. maakte gebruik van een filteringsalgoritme waaruit opname-specifieke beeldkwaliteitsparameters kunnen worden bekomen [21]. Het edge- preserving mask-filtering algoritme berekent per slice een IQs. Een CT-beeld bestaat uit een matrix van pixels. Elke pixel heeft een bepaalde grijswaarde, uitgedrukt in HU. Het filteralgoritme maakt gebruik van een vierkant masker bestaande uit 3x3 pixels dat de omgeving van elke pixel afscant, zoals wordt weergegeven in figuur 19. Figuur 19: De negen mogelijk posities van het masker (zwart vierkant) [21]. 28

38 Het filteralgoritme is gebaseerd op de lokale standaarddeviatie van de pixelintensiteiten. Voor elke positie van het masker wordt de standaarddeviatie van de pixelintensiteiten binnen het masker berekend. De kleinste standaarddeviatie van de negen mogelijke posities wordt opgeslagen in matrix S. Bovendien wordt de gemiddelde pixelintensiteit van die positie berekend en opgeslagen in matrix M. Vergelijking 14 toont aan hoe IQs kon worden berekend aan de hand van matrix S: IQs = n sel (14) i,j S i,j met nsel het aantal pixels die voldoen aan twee selectiecriteria en Si,j de standaarddeviatie op positie i,j in matrix S. IQs wordt als dusdanig bepaald aan de hand van matrix S, nadat er met behulp van selectiecriteria een keuze wordt gemaakt van de pixels die zullen worden opgenomen in de berekening. Voor de eerste selectie wordt gebruik gemaakt van matrix M. De pixels met een grijswaarde kleiner dan -500 HU worden geëlimineerd waardoor lucht niet wordt beschouwd in de analyse. De tweede selectie is gebaseerd op matrix S. De pixels die in matrix S boven het 95 ste percentiel van alle pixelwaarden vallen, worden verwijderd. Daardoor worden randen en regio s met veel ruis geëlimineerd [21] Statistische analyse De resultaten die werden bekomen, werden gevalideerd in Spotfire S+ (TIBCO Spotfire S+ 8.2, TIBCO software inc., London, UK). Alle statistische testen werden uitgevoerd op het 5%- significantieniveau. Bij een p-waarde lager dan 0,05 werd het resultaat als significant beschouwd. Om na te gaan of de data normaal verdeeld waren, werd een Shapiro-Wilk test uitgevoerd. Als de data normaal verdeeld waren, werd een parametrische t-test toegepast. Als de data niet normaal verdeeld waren of de testpopulatie te klein was, werd een nietparametrische Wilcoxon signed-rank test toegepast. 29

39 3. Resultaten 3.1 Kerma-in-lucht De potloodionisatiekamer kan het DLP meten waaruit Klucht kan worden berekend. DLP werd gemeten bij een buisstroom van 300 ma en een rotatietijd van 330 ms. De DLP-metingen en de daaruit berekende Klucht worden weergegeven in tabel 5. Tabel 5: Berekening K lucht uit DLP-metingen met de potloodionisatiekamer. kv DLP-meting [Gy.cm] Klucht [mgy per 100 mas] 70 0,019 4, ,027 7, ,051 13, ,080 20, ,117 30, Meting borsthoeken Van de patiëntengroep waarvan de standaard scan werd geanalyseerd (n = 48), werd zowel van de linkse borst als van de rechtse borst de borsthoek gemeten in ImageJ. Een aantal van die patiënten onderging eerder een borstamputatie waardoor minder dan 48 metingen per borst werden uitgevoerd (nrechts = 47 en nlinks = 45). Gemiddeld bedraagt θr 83,1 (± 7,0 ) en θl 83,3 (± 7,0 ). De meetresultaten worden schematisch voorgesteld in figuur 20. Figuur 20: (a) Schematische weergave van de borsthoeken in functie van de rotatiehoek bij X-Care (b) De beschrijvende statistiek van de borsthoeken. 30

40 Op de metingen van de borsthoeken werd een eenzijdige t-test toegepast. De nulhypothese (H0) was dat de borsthoek gelijk is aan 60. Als alternatieve hypothese (HA) werd genomen dat de borsthoek groter is dan 60. De resultaten van de eenzijdige t-test worden weergegeven in tabel 6. Zowel θr als θl zijn significant groter dan 60. Tabel 6: Resultaten van de eenzijdige t-test uitgevoerd op de metingen van θ R en θ L. θr θl hypothese H0: θr = 60 HA: θr > 60 H0: θl = 60 HA: θl > 60 p-waarde < 0,0001 < 0, mas eff In figuur 21 wordt voor zowel de standaard scan als de scan met X-Care maseff in functie van de z-as uitgezet voor één patiënt. Elk bolletje op de grafiek komt overeen met de maseff uitgemiddeld voor 1 slice. De grafieken van de andere patiënten kunnen worden teruggevonden in appendix VI. Figuur 21: mas eff in functie van de z-as [mm] bij een standaard scan (blauw) en een scan met X-Care (oranje). Figuur 21 toont op een visuele manier dat de maseff-verdeling bij een standaard scan en bij een scan met X-Care vergelijkbaar is. Een cijfermatige weergave van de mate waarin de maseffverdeling [%] bij een standaard scan en bij een scan met X-Care verschillend is, wordt per patiënt getoond in figuur 22. Bij 0% zijn de maseff-verdelingen perfect gelijk. Hoe verder het resultaat van 0% afwijkt, hoe meer de maseff-verdelingen van mekaar afwijken. Bij een afwijking groter dan nul liggen de maseff-waarden bij X-Care hoger dan bij de standaard scan en vice versa. De patiënten waarbij de waarden meer dan 25% afwijken, worden uit de studie geëxcludeerd. Om die reden werd patiënt 9 niet in rekening gebracht in deze studie. 31

41 %-verschil % + 24 % + 21 % + 21 % + 14 % + 23 % + 7 % patiënt %-verschil maseff 25 %-grens % - 34 % Figuur 22: Verschil [%] in mas eff-verdeling per patiënt. Bij een afwijking groter dan nul liggen de mas effwaarden bij X-Care hoger dan bij de standaard scan en vice versa. Patiënten met een afwijking van meer dan 25% van de nul-lijn worden geëxludeerd uit de studie. 3.4 Invloed starthoek Om de invloed na te gaan van de starthoek op de orgaandosis, werd van één patiënt de standaard CT-scan vier keer gesimuleerd in ImpactMC. Bij elke simulatie werd een andere starthoek van de röntgenbuis ingegeven, namelijk 0, 90, 180 en 270. Na elke simulatie werd de dosis [mgy] van de schildklier (Dschildklier), de nieren (Dnier), de borsten (Dborst), de lever (Dlever) en de longen (Dlong) berekend. De resultaten worden weergegeven in figuur 23. Figuur 23: Orgaandoses [mgy] in functie van de simulatie met een starthoek van 0, 90, 180 en 270. De percentages geven de relatieve variaties van de orgaandosis bij de verschillende starthoeken weer. Uit figuur 23 kan worden afgeleid dat Dborst, Dlever, Dlong en Dnier nagenoeg niet wijzigen bij een verschillende starthoek. Dschildklier daarentegen varieert naargelang een andere starthoek wordt ingesteld. Dschildklier is lager bij een starthoek van 0 en

42 3.5 Orgaandosis Overzicht In figuur 24 wordt een grafische voorstelling onder de vorm van boxplots gegeven voor Dborst, Dlever, Dlong, Dnier en Dschildklier van de groep patiënten (n=8). De blauwe boxplots geven de spreiding van de orgaandoses weer bij een standaard scan, terwijl de oranje boxplots de spreiding van de orgaandoses weergeven bij de scan met X-Care. Figuur 24: Boxplot van de orgaandosis (borst, lever, long, nier en schildklier) van elke patiënt. De blauwe plots zijn afkomstig van de standaard scan en de groene plots zijn afkomstig van de scan met X-Care. Bij een standaard scan ligt de mediaan van de schildklier en de borsten hoger ten opzicht van de mediaan van de lever, de longen en de nieren. Bij een scan met X-Care heeft de schildklier de laagste mediaan. Een scan met X-Care leidt tot een lagere mediaan van de borsten en de schildklier vergeleken met de mediaan bekomen bij een standaard scan. De mediaan van de lever, de longen en de nieren stijgt bij gebruik van X-Care ten opzichte van een standaard scan Relatieve dosisveranderingen De relatieve verandering in orgaandosis (Δ Dorg) van de scan met X-Care ten opzichte van de standaard scan werd voor alle patiënten (n=8) berekend. De gemiddelde Δ Dorg wordt per orgaan weergegeven in tabel 7. Tabel 7: De gemiddelde Δ D org per orgaan voor de scan met X-Care ten opzichte van de standaard scan. orgaan borst lever long nier schildklier Δ Dorg [%]

43 Bij de borsten en de schildklier is er gemiddeld een dosisverlaging bij gebruik van X-Care ten opzichte van een standaard scan, terwijl bij de lever, de longen en de nieren gemiddeld een dosisverhoging wordt vastgesteld Statistiek Tabel 8 geeft de uitkomst weer van de Wilcoxon signed-rank test die werd uitgevoerd op de resultaten van tabel 7. Er is een significante daling van ΔDborst en een significante stijging van ΔDlever, ΔDlong en ΔDnier bij gebruik van X-Care ten opzichte van een standaard scan. De daling van ΔDschildklier bij gebruik van X-Care ten opzichte van een standaard scan is echter niet significant. Tabel 8:De resultaten van de Wilcoxon signed-rank test toegepast op de Δ D org-waarden bij gebruik van X-Care ten opzichte van een standaard scan. Dborst Dlever Dlong Dnier Dschildklier hypothese H0: Δ Dborst = 0 HA: Δ Dborst < 0 H0: Δ Dlever = 0 HA: Δ Dlever > 0 H0: Δ Dlong = 0 HA: Δ Dlong > 0 H0: Δ Dnier = 0 HA: Δ Dnier > 0 H0: Δ Dschildklier = 0 HA: Δ Dschildklier < 0 p-waarde 0,0039 0,0039 0,0078 0,0039 0, CTDI vol en SSDE In figuur 25 wordt voor de standaard scan van elke patiënt Dborst (blauw), Dlever (groen), Dlong (geel), Dnier (roze) en Dschildklier (bruin) weergegeven. Bij nagenoeg alle patiënten ligt CTDIvol lager dan de individuele orgaandoses. De analyse van de CTDIvol-waarden toont echter aan dat de CTDIvol gemiddeld 60% lager ligt ten opzichte van de individuele orgaandoses. Voor elke patiënt werd tevens SSDE berekend. Bij alle patiënten ligt de SSDE-waarde hoger dan de CTDIvol-waarde. De analyse van de SSDE-waarden toont aan dat de SSDE gemiddeld 13% lager ligt ten opzichte van de gemiddelde Dorg. 34

44 Figuur 25: Een staafdiagram die de orgaandoses per patiënt weergeeft. De rode lijn geeft de CTDI vol aan en de blauwe lijn geeft SSDE aan. 3.7 Beeldkwaliteit Om het verband tussen de beeldkwaliteit en het gebruikte scanprotocol te onderzoeken, werd de IQs van de scan met X-Care (IQsXC) vergeleken met de IQs van de standaard scan (IQsstd). De procentuele afwijking (ΔIQs) van IQsXC ten opzichte van IQsstd wordt per patiënt weergegeven in figuur 26. Gemiddeld ligt IQsXC 6% hoger dan IQsstd. Voor deze test werden de thorax-abdomenbeelden gebruikt die gereconstrueerd werden met een B30-filter. De Wilcoxon signed-rank test toont overigens aan dat de ΔIQs-stijging significant is. Figuur 26: Staafdiagram waarbij voor elke patiënt IQs std (blauw) en IQs xc (oranje) wordt uitgezet. 35