Beeldkwaliteit bij gebruik van nieuwe CT dosisreductietechnieken: een studie aan de hand van Thiel gebalsemde lichamen
Bieke DE ROO
Verhandeling ingediend tot het verkrijgen van de graad van Master in de Biomedische Wetenschappen
Promotor: Prof. Dr. ir. Klaus Bacher Vakgroep Medische basiswetenschappen
Academiejaar 2013-2014
Beeldkwaliteit bij gebruik van nieuwe CT dosisreductietechnieken: een studie aan de hand van Thiel gebalsemde lichamen
Bieke DE ROO
Verhandeling ingediend tot het verkrijgen van de graad van Master in de Biomedische Wetenschappen
Promotor: Prof. Dr. ir. Klaus Bacher Vakgroep Medische Basiswetenschappen
Academiejaar 2013-2014
“De auteur en de promotor geven de toelating deze masterproef voor consultatie beschikbaar te stellen en delen ervan te kopiëren voor persoonlijk gebruik. Elk ander gebruik valt onder de beperkingen van het auteursrecht, in het bijzonder met betrekking tot de verplichting uitdrukkelijk de bron te vermelden bij het aanhalen van resultaten uit deze masterproef.”
Datum: 16 mei 2014
Bieke De Roo
Prof. Dr. ir. Klaus Bacher
VOORWOORD Deze masterproef is tot een goed einde gekomen dankzij een aantal mensen. Via deze weg wil ik deze mensen oprecht bedanken voor hun steun en inzet.
Eerst en vooral wil ik prof. dr. ir. Klaus Bacher bedanken om mij de kans te geven dit onderzoek uit te voeren. Door mij te verdiepen in dit boeiende onderwerp heb ik enorm veel bijgeleerd. Ik kon steeds bij hem terecht voor al mijn vragen en zijn constructieve feedback hebben mij telkens vooruit geholpen.
Graag wil ik ir. Caro Franck bedanken voor haar uitstekende begeleiding. Alleen door haar steun is het gelukt om het gebruikte computeralgoritme te schrijven. Ik kon het voor mezelf soms heel ingewikkeld maken, maar zij zorgde ervoor dat ik door de bomen het bos terug zag. Heel erg bedankt voor al jouw hulp bij het schrijven van deze thesis!
Tevens ook een dankwoord aan M.Sc. An De Crop voor haar begeleiding tijdens het schrijven van mijn onderzoeksprotocol en mijn introductie in de wereld van de medische beeldkwaliteit.
Ik wil eveneens mijn medestudenten bedanken voor hun raad en steun doorheen het ganse jaar. In het bijzonder wil ik Jolien en Charlotte bedanken omdat zij mij niet alleen dit jaar gesteund hebben, maar omdat ik gedurende mijn volledige studentencarrière op hen kon rekenen. Door de gezamenlijke “klaagmomentjes” konden we onze zorgen en frustraties delen en elkaar motiveren om er terug tegenaan te gaan.
Ik wens ook mijn ouders te bedanken. Door hen kon ik deze opleiding aanvatten, maar het is tevens door hun onvoorwaardelijke steun dat ik deze opleiding afgerond heb. Hoewel ze niet altijd goed begrepen waar ik juist mee bezig was, deden ze toch steeds de moeite om interesse te tonen.
Tenslotte wil ik mijn vriend Jeroen bedanken. Door mijn nooit eindigend gebabbel heeft ook hij dit jaar veel bijgeleerd over CT en beeldkwaliteit. Hij kon mij kalm houden gedurende heel dit gebeuren en mij blijven motiveren om dit tot een goed einde te brengen. Drie thesissen hebben we al samen afgerond en het is mij nu wel duidelijk wat een schitterend team wij vormen!
INHOUDSTAFEL
LIJST MET AFKORTINGEN SAMENVATTING
1
SUMMARY
2
1.
3
INLEIDING
1.1.
Productie van X-stralen
3
1.2.
Computed tomography
4
1.2.1. Principe computed tomography
4
1.2.2. Reconstructie
5
1.2.3. Hounsfield units
7
1.2.4. Acquisitie van een CT-opname
8
1.3.
Beeldkwaliteit bij CT
9
1.3.1. Fysische beeldkwaliteit
9
1.3.2. Klinische beeldkwaliteit
10
1.4.
Dosis bij CT
11
1.4.1. Interactie van straling met materie
11
1.4.2. Computed Tomography Dose Index en Dose Length Product
12
1.5. 2.
Probleemstelling MATERIALEN EN METHODEN
2.1.
Materialen
13 16 16
2.1.1. Catphan® fantoom
16
2.1.2. RANDO® fantoom
17
2.1.3. Thiel gebalsemde lichamen
17
2.2.
Methoden
2.2.1. Scanprotocollen 2.2.1.1.
19
2.2.1.2. RANDO® fantoom
20
2.2.1.3. Thiel gebalsemde lichamen
22 23
2.2.2.1. Image quality score
23
2.2.2.2. Ruis
24
2.2.2.3. Contrast-to-noise ratio
25
2.2.2.4. Contrast-detail analyse
26
2.2.2.5. Visual grading analysis
27
2.2.3. Statistische analyse RESULTATEN
3.1.
19
Catphan® fantoom
2.2.2. Beeldkwaliteitanalyse
3.
19
Catphan® fantoom
27 28 28
3.1.1. Variatie in de beeldkwaliteitscores
28
3.1.2. Variatie effectieve mAs en kVp
31
3.1.3. Ruisanalyse
32
3.1.4. Contrast-to-noise ratio
34
3.1.5. Contrast-detail analyse
35
3.2.
RANDO® fantoom
37
3.3.
Thiel gebalsemde lichamen
39
4.
BESPREKING
41
5.
ALGEMEEN BESLUIT
48
6.
REFERENTIELIJST
49
APPENDIX I
APPENDIX II
APPENDIX III
APPENDIX IV
APPENDIX V
APPENDIX VI
LIJST MET AFKORTINGEN %RSD
Relatieve standaarddeviatie
ALARA
As low as reasonably achievable
CEC
Commission of the European Communities
CNR
Contrast-to-noise ratio
CR
Computed radiography
CT
Computed tomography
CTDI
Computed tomography dose index [Gy]
CTDIvol
Volume computed tomography dose index [Gy]
DLP
Dose length product [Gy·cm]
eDE
Effective dose efficiency
FBP
Filtered backprojection
HU
Hounsfield units
HVS
Human visual system
IQFinv
Inverse image quality figure
IQS
Image quality score
IRIS
Iterative reconstruction in image space
kVp
Peak kilovoltage
LDPE
Low density polyethyleen
mAs
Product van buisstroom [mA] en opnametijd [s]
mAseff
Effectieve mAs
mAsref
Quality reference mAs of referentie mAs
MTF
Modulation transfer function
nIQS
Genormaliseerde image quality score
Pixels
Picture elements
PMMA
Polymethylmethacrylaat
PMP
Polymethylpenteen
ROC
Receiver operator characteristic
ROI
Region of interest
SAFIRE
Sinogram affirmed iterative reconstruction
SD
Standaarddeviatie
SNR
Signal-to-noise ratio
VGA
Visual grading analysis
VGAS
Visual grading analysis score
Voxels
Volume elements
SAMENVATTING Het toenemend aantal CT-onderzoeken heeft ertoe geleid dat er veel aandacht besteed wordt aan de opgelopen stralingsdosis bij deze beeldvormingsmodaliteit. De dosis moet zo laag mogelijk gehouden worden, maar het verkregen beeld moet nog steeds tot een juiste diagnose leiden.
Het doel van deze studie is de bruikbaarheid van de image quality score (IQS) nagaan voor de analyse van de beeldkwaliteit van CT-beelden. De IQS is een fysische parameter die met behulp van een mathematisch algoritme automatisch bepaald kan worden. De IQS wordt berekend van CT-beelden van het technisch Catphan® fantoom, het antropomorf RANDO® fantoom en van menselijke kadavers gebalsemd met de methode van Thiel.
In het Catphan® fantoom worden de fysische parameters ruis, contrast-to-noise ratio (CNR) en inverse image quality figure (IQFinv) bepaald en er wordt een sterke correlatie gevonden tussen laatstgenoemde parameters en de IQS. De correlatie tussen ruis en IQS wordt eveneens teruggevonden met behulp van een Thiel gebalsemd lichaam. Met het RANDO® fantoom wordt een opname gemaakt met en zonder buisstroommodulatie. Het verloop van de IQS over de hele scanrange is voor beide opnames heel gelijkaardig, wat afwijkt van het doel van buisstroommodulatie om over het hele scanbereik een constante beeldkwaliteit te behouden. Er wordt een sterke correlatie gevonden tussen de fysische beeldkwaliteit, voorgesteld als de IQS, en de klinische beeldkwaliteit van thoracale CT-opnames van Thiel gebalsemde lichamen.
De resultaten van deze studie tonen aan de dat IQS een efficiënte parameter is om op een automatische manier de fysische beeldkwaliteit te evalueren. Bovendien kan er uit de resultaten afgeleid worden dat de IQS kan aangewend worden om de klinische beeldkwaliteit van thoracale CT-opnames te evalueren. Verder onderzoek is nodig om het verband tussen de IQS en andere fysische parameters te analyseren. Ook een normalisatie van de IQS is aangewezen om de IQS een betekenis te geven bij de beoordeling van de klinische beeldkwaliteit.
1
SUMMARY BACKGROUND: CT delivers a high amount of image data on a daily basis. The image quality of these data should be investigated in relationship with the used dose. The aim of this master’s dissertation is to investigate the use of the image quality score (IQS) for the automatic image quality analysis of CT images. METHODS: The IQS is a physical parameter that is calculated through an automatic algorithm. The IQS is determined for CT images of the technical Catphan® phantom, the anthropomorphic RANDO® phantom and for thoracic images of human cadavers embalmed with the method of Thiel. RESULTS: This study shows a strong correlation between the physical parameters noise, contrast-to-noise ratio (CNR) and inverse image quality figure (IQFinv), determined in the Catphan® phantom, and the IQS. The correlation between noise and the IQS is also demonstrated in a Thiel embalmed cadaver. The value of the IQS over the whole scan range is very similar for the image of the RANDO® phantom with tube current modulation and the image of the phantom without tube current modulation. A strong correlation is found between the physical image quality, presented as the IQS, and the clinical image quality of thoracic CT images from Thiel embalmed cadavers. CONCLUSION: The results of this study indicate that the IQS is an efficient parameter to evaluate the physical image quality in an automatic manner. Furthermore, the IQS can be applied to estimate the obtained clinical image quality.
2
1. INLEIDING 1.1.
Productie van X-stralen
X-stralen worden geproduceerd wanneer hoogenergetische elektronen in wisselwerking treden met materie. Hun kinetische energie wordt hierbij omgezet in elektromagnetische straling en warmte [1, 2]. X-stralen worden gecreëerd in een röntgenbuis, schematisch voorgesteld in Figuur 1.
Figuur 1: Schematische voorstelling van een röntgenbuis [3].
Wanneer er door het filament, aanwezig in de kathode, stroom gestuurd wordt, zal deze opwarmen en elektronen vrijstellen. De elektronen worden versneld naar de anode door middel van een aangelegd hoogspanningsveld tussen kathode en anode. Wanneer de elektronen invallen op de anode, wordt het grootste gedeelte van hun energie omgezet in warmte en slechts een kleine fractie in X-stralen. De anode moet in staat zijn deze ontstane hitte af te drijven om toch een voldoende hoge X-stralenproductie te hebben. Om deze reden wordt vaak geopteerd voor een roterende anode [2]. De kathode en anode zijn omgeven door een glazen omhulsel waarbinnen vacuüm heerst. Dit is noodzakelijk zodat de losgeslagen elektronen niet met lucht- of gasmoleculen botsen, maar dit zorgt eveneens voor elektrische isolatie van de kathode en anode [1].
Wanneer de hoogenergetische elektronen inslaan op het anodemateriaal, verliezen ze hun energie op twee manieren. Enerzijds worden de elektronen afgeremd door de kernen van het anodemateriaal. Er wordt een continu spectrum van X-stralen gecreëerd: remstraling of bremsstrahlung. Anderzijds kunnen deze elektronen botsen met de orbitale elektronen van het 3
anodemateriaal. Hierdoor ontstaan vacatures in de elektronenschillen die zullen opgevuld worden door elektronen uit hoger gelegen schillen. Het verschil in bindingsenergie komt vrij als elektromagnetische straling: karakteristieke X-stralen. De energie van deze X-stralen is typisch voor het anodemateriaal [1, 4]. Een voorbeeld van een X-stralenspectrum wordt weergegeven in Figuur 2.
Figuur 2: Het X-stralenspectrum bestaande uit een continu remstralingsspectrum en karakteristieke X-stralen. De kVp of peak kilovoltage is de maximale fotonenergie van dat spectrum [1].
1.2.
Computed tomography
Conventionele radiografie heeft als grootste nadeel de superpositie van structuren. Driedimensionale informatie wordt weergegeven in een tweedimensionaal beeld, waardoor onderliggende organen en weefsel boven elkaar worden geplaatst. De zichtbaarheid van bepaalde karakteristieken en het contrast tussen verschillende weefsels kan hierdoor verloren gaan [5, 6]. Computed tomography (CT) biedt hiervoor een oplossing.
CT-toestellen genereren axiale sneden van het menselijk lichaam, waardoor het probleem van superpositie verdwijnt. Doordat bovendien strooistraling bijna volledig geëlimineerd wordt, biedt dit systeem een betere laag-contrast resolutie dan conventionele radiografie [7-9]. Contrastverschillen tot slechts 0.2 % kunnen gevisualiseerd worden met een CT-scanner [4].
1.2.1. Principe computed tomography
Een CT-beeld komt tot stand door een fysische meting gevolgd door mathematische berekeningen. Eerst wordt de attenuatie van de X-stralenbundel gemeten wanneer deze langs verschillende richtingen door een snede gaat met een bepaalde dikte [8, 9]. Het 4
attenuatieprofiel dat bekomen wordt door de stralingsbundel vanuit een bepaalde richting te laten invallen op het lichaam, wordt een view genoemd [10]. Zo worden per rotatie honderden views gegenereerd. Deze worden dan met behulp van een algoritme omgezet naar een matrix van lineaire attenuatiecoëfficiënten, µ. Dit proces noemt men reconstructie [8, 9].
CT-beelden bestaan doorgaans uit een 512 x 512 matrix van pixels (picture elements). Deze tweedimensionale matrix van pixels komt overeen met een gelijk aantal voxels (volume elements) in de patiënt (Figuur 3) [2, 4, 5]. Voor elke voxel wordt met behulp van een reconstructiealgoritme de gemiddelde lineaire attenuatiecoëfficiënt berekend [8].
Figuur 3: Illustratie van de termen pixel en voxel [2].
1.2.2. Reconstructie
Er bestaan verschillende reconstructiealgoritmes. Filtered backprojection (FBP) is een veelgebruikt reconstructiealgoritme, maar wordt meer en meer vervangen door iteratieve methodes zoals bijvoorbeeld sinogram affirmed iterative reconstruction (SAFIRE) [11, 12]. Deze methodes leveren een betere beeldkwaliteit door een verlaagd ruisniveau en een hoger contrast. Daarenboven zorgen iteratieve algoritmes in vergelijking met FBP voor een reductie van de stralingsbelasting voor de patiënt [11, 13].
Bij FBP worden de views gelijkmatig uitgesmeerd over een matrix, in dezelfde richting als de view werd gemaakt (Figuur 4). Dit wordt backprojection genoemd.
5
Figuur 4: (links) Principe backprojection. (rechts) Principe filtered backprojection [10].
Backprojectie is een simpele methode om een beeld te reconstrueren, maar heeft als nadeel dat het bekomen resultaat een slechte spatiale resolutie heeft (Figuur 4, links). Om de spatiale resolutie te verhogen is een bijkomende stap noodzakelijk, namelijk filtering. De individuele views moeten eerst een mathematische bewerking ondergaan voordat ze teruggeprojecteerd mogen worden. Elke view wordt geconvolueerd met een convolutiefilter. Deze gefilterde views ondergaan dan backprojection, waardoor een beeld ontstaat met een verbeterde spatiale resolutie [4, 5, 10]. Dit is schematisch weergegeven rechts in Figuur 4.
Bij iteratieve methodes wordt een initieel beeld gevormd door middel van FBP. Dit beeld ondergaat een forward projection, een simulatie van het CT-beeldvormingsproces. Het initiële beeld wordt hierbij opnieuw omgezet naar ruwe data. De originele ruwe data worden dan vergeleken met de artificiële ruwe data. De verschillen tussen deze twee sets worden vervolgens gebruikt om een correcter beeld te reconstrueren, wat dan opnieuw een forward projection ondergaat. Elke iteratie betekent een verbetering van het beeld. Dit proces stopt wanneer een bepaald aantal iteraties zijn doorlopen of wanneer de verschillen tussen de datasets voldoende klein zijn [11, 13, 14]. Het proces van iteratieve reconstructie is schematisch voorgesteld in Figuur 5.
6
Figuur 5: Schematische voorstelling iteratieve reconstructie [14].
Iteratieve methodes vergen echter een grote computationele kracht en veel tijd. Siemens bracht IRIS (iterative reconstruction in image space) op de markt, waar de iteratieve reconstructieloop verplaatst wordt naar het image domain. De tijdconsumerende forward projections worden hierdoor vermeden, wat resulteert in een daling van de reconstructietijd. De opvolger van IRIS, SAFIRE, maakt zowel gebruik van iteraties in het raw data domain als in het image domain, wat zorgt voor een bijkomende reductie in reconstructietijd [11, 13].
1.2.3. Hounsfield units
Bij CT worden de attenuatiecoëffiënten vervangen door Hounsfield Units (HU) met behulp van Vergelijking 1. (1)
Deze normalisatie wordt ingevoerd zodat CT-nummers vrijwel kV onafhankelijk zijn [7, 9]. CT-nummers kunnen waarden aannemen van -1000 tot 3000 HU [4]. Het volledig CTnummerbereik afbeelden is niet mogelijk aangezien klinische beeldschermen slechts 1024 (210) grijswaarden weergeven. Windowing lost dit probleem op. Bij het visualiseren van de CT-nummers aan de hand van grijswaarden wordt, naargelang de toepassing, een venster met een bepaalde breedte geselecteerd. CT-nummers boven of onder dit venster worden respectievelijk wit of zwart afgebeeld. De CT-nummers die binnen het venster vallen worden weergegeven als een bepaalde grijswaarde. De gemiddelde waarde wordt het window level
7
genoemd. Variaties in de vensterbreedte bepalen het contrast. Hoe kleiner het venster wordt, hoe groter het contrast in het beeld zal zijn. Zachte weefsels die gekenmerkt zijn door de aanwezigheid van laag-contraststructuren kunnen op deze manier duidelijker gevisualiseerd worden [4, 5, 9].
1.2.4. Acquisitie van een CT-opname
Een gemotoriseerde tafel verplaatst de patiënt door de donutvormige gantry van de CT. De gantry bevat de X-stralenbuis en de detectoren. Bij een axiale opname beweegt de tafel niet tijdens een simultane rotatie van de X-stralenbuis en detectoren. Bij helical CT daarentegen beweegt de tafel zich op een continue manier door de gantry [15]. Hierdoor maakt de Xstralenbuis een schroefvormige beweging rond de patiënt (Figuur 6) [4].
Figuur 6: Helical CT wordt gekenmerkt door de continue manier waarop de X-stralenbuis en de detectoren rond de patiënt draaien terwijl de tafel een translatiebeweging maakt door de gantry [15].
Op dit ogenblik maken de meeste CT-toestellen gebruik van een brede waaiervormige bundel (fan beam), die tot stand wordt gebracht door verschillende collimatoren [12]. Een shaping filter of bowtie filter zorgt dat alle detectoren een constant signaal ontvangen. Immers, de patiënt is ellipsvormig waardoor deze centraal meer X-stralen zal attenueren dan aan de rand. De shaping filter zorgt voor een grotere intensiteit centraal in de bundel [5, 16]. De huidige CT-scanners hebben bovendien meerdere detectorrijen, waardoor ze in staat zijn meerdere sneden gelijktijdig te visualiseren (Figuur 7) [4]. 8
Figuur 7: (links) Schematische voorstelling van de CT-geometrie en belangrijke componenten van de CTscanner [12]. (rechts) Meer gedetailleerde weergave van de detector array. Door de aangrenzende detectorrijen kunnen meerdere sneden op hetzelfde moment gescand worden [6].
Het gekozen scanprotocol voor de CT-opname heeft een grote invloed op de beeldkwaliteit en patiëntendosis. Belangrijke parameters die moeten ingesteld worden zijn de buisspanning, buisstroom, opnametijd, pitch en reconstructiefilter.
De buisspanning, uitgedrukt in kVp, is het aangelegde hoogspanningsveld tussen de kathode en anode. Deze waarde geeft de maximale keV van het remstralingsspectrum weer en is dus de maximale energie van de fotonen (Figuur 2). Buisstroom en opnametijd worden vaak gecombineerd in één parameter: de mAs-waarde. Deze wordt bepaald met Vergelijking 2.
(2)
Ten slotte wordt de pitch bepaald door Vergelijking 3 [4].
(3)
1.3.
Beeldkwaliteit bij CT
1.3.1. Fysische beeldkwaliteit
Beeldkwaliteit bij CT wordt omgeschreven met behulp van fysische parameters, zoals spatiale resolutie, ruis, contrast-to-noise ratio (CNR) en laag-contrast resolutie. Deze fysische beeldkwaliteit kan bepaald worden met technische fantomen [17].
9
Spatiale resolutie is de mogelijkheid om kleine objecten die dicht bij elkaar liggen van elkaar te kunnen onderscheiden. Dit kan bepaald worden met behulp van een lijnparen fantoom. Afhankelijk van hoeveel lijnparen per cm er dan onderscheiden kunnen worden op het beeld, wordt de spatiale resolutie bepaald. Ook de modulation transfer function (MTF) kan aangewend worden om de spatiale resolutie te beschrijven [18].
Net als bij conventionele radiografie zal er ruis in het CT-beeld ontstaan doordat slechts een beperkt aantal fotonen bijdragen aan het beeld. Ruis ontstaat door willekeurige fluctuaties bij de detectormeting en is onvermijdelijk. Aanpassingen van de instellingen van het CT-toestel kunnen de ruis in het beeld verhogen of verlagen. Bijvoorbeeld: verhoging van de mAs zorgt voor een toename van het aantal fotonen, wat leidt tot een daling van de ruis. Bredere snedediktes zorgen ervoor dat meer fotonen invallen op de detector, wat dus eveneens leidt tot een lagere ruiswaarde. Een verhoging van de kVp zorgt dat er meer fotonen de patiënt penetreren en dus de detector bereiken. Echter, naast een daling van de ruis kan hier ook een daling van het contrast optreden [7].
De mate dat ruis zichtbaar is in het beeld kan beïnvloed worden door gebruik te maken van verschillende convolutiefilters. Een smooth filter zal de ruis in een beeld doen dalen door het waziger te maken. Dit gaat steeds gepaard met een daling van de spatiale resolutie. Een sharp filter zorgt dat randen beter zichtbaar zijn, maar gebruik van deze filter zal resulteren in een verhoogde zichtbaarheid van de ruis. Smooth filters worden vaak aangewend voor de visualisatie van zachte weefsels, terwijl sharp filters gebruikt worden voor visualisatie van structuren met randen en kleine details, zoals bijvoorbeeld beenderen [5, 7, 19, 20].
De laag-contrast resolutie is de mogelijkheid om objecten die slechts weinig van densiteit verschillen van elkaar te onderscheiden. Dit aspect van fysische beeldkwaliteit wordt sterk beïnvloed door de zichtbaarheid van ruis en de gebruikte vensterbreedte bij het bekijken van een beeld [18].
1.3.2. Klinische beeldkwaliteit
De beeldkwaliteit kan omschreven worden aan de hand van fysische parameters, maar kan eveneens beoordeeld worden door een radioloog. Dit wordt de klinische beeldkwaliteit genoemd. De klinische beeldkwaliteit kan bepaald worden met een visual grading analysis 10
(VGA) of een receiver operator characteristic (ROC) analyse. Bij VGA wordt er gekeken naar de zichtbaarheid van normale anatomische structuren, dit in tegenstelling tot ROC waarbij de aanwezigheid van pathologische structuren wordt beoordeeld [21].
Voor het bepalen van de klinische beeldkwaliteit heeft de Commission of the European Communities (CEC) enkele criteria opgesteld voor een aantal routine CT-opnames. Er bestaat een lijst met kwaliteitscriteria voor de schedel, het aangezicht en de nek, de wervelkolom, de thorax, het abdomen en het bekken en voor de beenderen en gewrichten. Deze richtlijnen geven weer welke anatomische structuren en details van deze structuren zichtbaar moeten zijn op een CT-opname. Indien een beeld voldoet aan deze richtlijnen kan er gesproken worden van een goede beeldkwaliteit [22]. Deze richtlijnen kunnen als een leidraad gebruikt worden bij het uitvoeren van een VGA.
1.4.
Dosis bij CT
1.4.1. Interactie van straling met materie
Bij een CT-opname wordt er gebruik gemaakt van ioniserende straling. Door interactie van de primaire stralingsbundel met het lichaam zullen er secundaire geladen deeltjes ontstaan. Het zijn deze deeltjes die door bepaalde interactiemechanismes ionisaties en excitaties in het lichaam zullen veroorzaken. Dit type straling wordt indirect ioniserende straling genoemd [6, 23].
De gevormde secundaire geladen deeltjes zijn in staat om hydroxyl radicalen te vormen die in nabijgelegen DNA-helices breuken kunnen induceren, maar ze kunnen ook rechtstreeks DNA-schade veroorzaken. Indien deze breuken niet correct hersteld worden door het lichaam kunnen ze aanleiding geven tot puntmutaties, chromosoomaberraties of translocaties. Al deze fenomenen kunnen leiden tot de inductie van kanker [15].
Door de technologische vooruitgang is het gebruik van CT in de medische wereld drastisch toegenomen [15, 24, 25]. Echter, in vergelijking met de conventionele radiografie is de dosis ten gevolge van een CT-opname aanzienlijk hoger. Bijvoorbeeld: een conventionele abdominale radiografie resulteert in een typische maagdosis van 0,25 mGy, terwijl een abdominale CT-opname voor een maagdosis zorgt die minstens 50 maal groter is [15]. In
11
België maken CT-onderzoeken slechts 14 % uit van de beeldvormingstudies, maar zijn ze verantwoordelijk voor 59 % van de opgelopen dosis in de medische beeldvorming [26].
Het toegenomen aantal CT-scans en het potentiële verband met carcinogenese heeft er voor gezorgd dat de aandacht nu vooral gevestigd wordt op de gebruikte dosis. De dosis moet steeds zo laag mogelijk gehouden worden, maar moet wel nog steeds een goede beeldkwaliteit opleveren. Dit staat bekend als het ALARA-principe, ‘as low as reasonably achievable’. Er bestaan verschillende methodes om de stralingsblootstelling bij een CT-scan te verminderen, onder andere het gebruik van iteratieve reconstructie, bijvoorbeeld SAFIRE [11]. Ook buisstroommodulatie en adaptieve collimatie kunnen voor een aanzienlijke dosisreductie zorgen [4].
1.4.2. Computed Tomography Dose Index en Dose Length Product
Computed Tomography Dose Index (CTDI) en Dose Length Product (DLP) zijn dosisgrootheden specifiek voor CT. De CTDI is de dosis binnen een bepaalde snede wanneer het volledige dosisprofiel van één axiale rotatie geconcentreerd zou zijn binnen een rechthoekig profiel met de nominale snededikte als breedte (Vergelijking 4). Dit wordt geïllustreerd in Figuur 8.
(4)
Met D(z) het dosisprofiel langs de z-as en h de nominale snededikte.
Figuur 8: Illustratie van de dosisgrootheid CTDI. Het dosisprofiel voor een snededikte van 10 mm wordt geconcentreerd in een rechthoek met de nominale snededikte h als breedte [23].
12
Praktisch wordt de CTDI bepaald met een potloodionisatiekamer over een lengte van 100 mm in een PMMA fantoom [23].
Voor een helicale CT-opname is de dosisgrootheid Volume Computed Tomography Dose Index (CTDIvol) gedefinieerd (Vergelijking 4).
(4)
Met CTDIPMMA,100,c de dosis gemeten met de potloodionisatiekamer centraal in een PMMA fantoom en CTDIPMMA,100,p het gemiddelde van de dosissen gemeten aan de rand van het fantoom [12]. CTDIvol is een lokale grootheid en houdt geen rekening met de omvang van de bestraalde regio. DLP werd gedefinieerd om een schatting te kunnen maken van de totale stralingsbelasting van de patiënt (Vergelijking 5).
(5)
Met L de totale scanlengte [23].
1.5. Sinds
Probleemstelling de
introductie
van
computed
tomography
(CT)
in
1972
heeft
deze
beeldvormingsmodaliteit een immense groei gekend. Door de vooruitgang van de technologie zijn CT-toestellen de laatste decennia geëvolueerd van trage, niet gebruiksvriendelijke scanners naar utiliteiten die in een fractie van een seconde een volledige regio van het menselijk lichaam in beeld kunnen brengen [6, 24, 27]. Deze technologische vooruitgang heeft ertoe geleid dat het gebruik van CT in de medische beeldvorming drastisch is toegenomen [15, 24]. Nochtans is de stralingsdosis geassocieerd met een CT-opname beduidend hoger dan de dosissen bij conventionele radiografie. Er moet bovendien steeds rekening gehouden worden met de mogelijke gezondheidseffecten van X-stralen op het menselijk lichaam [15].
Het toegenomen aantal CT-scans en het potentieel gezondheidsrisico dat er aan verbonden is, heeft geleid tot de implementatie van het ALARA-principe [25, 28]. Het is belangrijk dat 13
nagegaan wordt of de dosis die de patiënt krijgt zo laag mogelijk gehouden wordt, maar toch nog aanleiding geeft tot een aanvaardbare beeldkwaliteit. Dit kan onderzocht worden aan de hand van beeldkwaliteitstudies. Bij deze studies wordt het verband tussen dosis en beeldkwaliteit onderzocht [21, 29, 30].
Beeldkwaliteitstudies kunnen uitgevoerd worden op beelden van patiënten. Er kan hiervoor een grote populatie patiënten gebruikt worden die in kleinere groepen wordt opgedeeld. Elke groep wordt dan gescand met een bepaalde dosis en nadien kan de beeldkwaliteit beoordeeld worden. Er kan ook met een kleine groep mensen gewerkt worden die meerdere malen gescand worden. Echter, een grote populatie patiënten verkrijgen is moeilijk en iemand meerdere malen bestralen is ethisch niet verantwoord. Als alternatief kunnen er antropomorfe fantomen gebruikt worden [30]. Deze fantomen bootsen de menselijke anatomie na, maar zijn er nog steeds geen perfecte weergave van. Ten slotte kan er voor beeldkwaliteitstudies gebruik worden gemaakt van menselijke kadavers. Deze zijn een goede weerspiegeling van de klinische realiteit en kunnen meerdere malen gescand worden.
In beeldkwaliteitstudies kan er, naast het gebruik van patiëntenpopulaties, gebruik worden gemaakt van menselijke kadavers. In de praktijk is dit moeilijk haalbaar. Technische fantomen zijn makkelijk beschikbaar en worden om deze reden frequent aangewend als alternatief.
Opnames
van
deze
fantomen
kunnen
een
idee
geven
over
de
beeldvormingprestaties van een CT-toestel, maar zijn moeilijk te correleren aan de klinische realiteit. Verschillende studies hebben voor de conventionele radiologie reeds een correlatie kunnen aantonen tussen de fysische en de klinische beeldkwaliteit [30-32]. Voor CT werd dit verband nog niet aangetoond.
Het gebruik van technische fantomen is een goede methode om de beeldkwaliteit te beoordelen, maar vraagt wel een manuele interventie. In een beeldvormingsunit wordt per dag een grote hoeveelheid beelddata gegenereerd en ook deze data zouden kunnen aangewend worden om de beeldkwaliteit die een CT-toestel levert verder te analyseren. Voor de beoordeling van de beeldkwaliteit van deze beelden zou dan best een automatische methode aangewend worden. Kortesniemi et al. hebben een automatische methode ontwikkeld die een image quality score (IQS) bepaalt [33].
14
Het doel van deze studie is om verder onderzoek te doen naar de bruikbaarheid van deze IQS. De IQS wordt bepaald van zowel beelden van fantomen als van menselijke kadavers. Het Catphan® fantoom wordt gebruikt bij kwaliteitscontroles van CT-toestellen en is een eenvoudig gestileerd fantoom. Het antropomorf RANDO® fantoom daarentegen sluit beter aan bij de klinische werkelijkheid. Fysische parameters zoals ruis, CNR en laag-contrast resolutie worden bepaald met behulp van het Catphan® fantoom en er wordt gezocht naar een correlatie tussen deze parameters en de IQS. Indien dit verband kan aangetoond worden, kan de IQS gebruikt worden bij evaluatie van de fysische beeldkwaliteit. Er wordt een vergelijking gemaakt tussen het verloop van de IQS in het RANDO® fantoom bij een buisstroom gemoduleerde opname en een opname met een vaste mAs. Ten slotte wordt de IQS ook bepaald van beelden van menselijke kadavers, meer bepaald van Thiel gebalsemde lichamen. De balsemingmethode van Thiel laat toe dat de bewegelijkheid en soepelheid van de kadavers bewaard blijven, wat een goede weerspiegeling is van de werkelijke patiënt [34]. De klinische beeldkwaliteit wordt bepaald met een VGA. Er wordt nagegaan of er een correlatie bestaat tussen de fysische beeldkwaliteit, uitgedrukt door de IQS, en de klinische beeldkwaliteit van de thoracale opnames van Thiel gebalsemde lichamen.
15
2. MATERIALEN EN METHODEN 2.1.
Materialen
2.1.1. Catphan® fantoom
Het Catphan® fantoom (Catphan® 600; The Phantom Laboratory, Salem, New York, VS) wordt gebruikt bij de bepaling van de beeldkwaliteit van het CT-toestel, zowel bij de acceptatie van het toestel als bij kwaliteitcontroles. Het fantoom is modulair opgebouwd en elke module heeft zijn specifieke functie. In deze studie wordt er gebruik gemaakt van module CTP 404 en CTP 515 (Figuur 9).
Figuur 9: (links) CTP 404 module. Centraal bevinden zich bollen acryl met een diameter van 10, 8, 6, 4 en 2 mm. De module heeft nog 4 gaten met daarin lucht of teflonstaven en draden die een hoek van 23° maken met de x- of y-as. Ten slotte bevat de module nog 8 materialen bestaande uit een flacon gevuld met water, polystyreen, low density polyethyleen (LDPE), polymethylpenteen (PMP), lucht, Teflon®, Delrin® en acryl. (rechts) Module CTP 515. Deze module bevat verschillende laag-contrastobjecten met een verschillend contrastniveau en diameter [35].
Het CTP 404-compartiment bevat verschillende objecten en materialen. In deze studie zijn alleen de 8 sensitometrie-objecten van belang. Bij kwaliteitcontroles worden ze aangewend om de lineariteit van de CT-nummers te verifiëren. De materialen hebben CT-nummers tussen -1000 en 1000 HU. Compartiment CTP 515 bevat verschillende cilindrische laagcontrastobjecten van verschillende diameters gerangschikt in een cirkel en wordt aangewend voor een contrast-detail analyse. De contrastniveaus zijn 0.3, 0.5 en 1 % en de diameters variëren tussen 2 en 15 mm. Afhankelijk van het aantal contrastobjecten dat te zien is, wordt de laag-contrast resolutie bepaald [35].
16
2.1.2. RANDO® fantoom
Het RANDO® fantoom (The Phantom Laboratory, Salem, New York, VS) wordt vaak gebruikt in de radiologie en radiotherapie omdat het fantoom toelaat een gedetailleerde dosisdistributie in het lichaam op te stellen. Er bestaat zowel een mannelijk als een vrouwelijk RANDO® fantoom. In deze studie wordt er gebruik gemaakt van het mannelijk fantoom (Figuur 10).
Figuur 10: RANDO® fantoom.
Dit antropomorfe fantoom bestaat uit een humaan skelet ingebed in een synthetische rubber. De samenstelling van dit materiaal is zodanig dat het radiologisch equivalent is aan zacht weefsel. De longen worden zodanig gemodelleerd dat ze in de ribbenkast passen en ze zijn eveneens opgebouwd uit een longequivalent materiaal [36].
2.1.3. Thiel gebalsemde lichamen
De Thiel gebalsemde lichamen worden voorzien door de dienst Anatomie, vakgroep Medische Basiswetenschappen van de Universiteit Gent.
Bij de conventionele balseming worden grote hoeveelheden formol gebruikt. Formol stopt de verdere afbraak van het lichaam en is verantwoordelijk voor de desinfectie en fixatie van de weefsels. Aan het gebruik van formol zijn echter enkele nadelen verbonden. Formol wordt vrijgesteld in de atmosfeer, wat toxisch is bij inhalatie en voor geurhinder zorgt. Daarnaast treden diepgaande veranderingen op in de consistentie van de weefsels en organen. In deze 17
studie wordt daarom de voorkeur gegeven aan lichamen gebalsemd met de methode van Thiel [37,
38].
Bij
deze
balsemingstechniek
wordt
gebruik
gemaakt
van
4-chloro-3-methyleenfenol en verschillende zouten voor fixatie van de weefsels. Boorzuur wordt toegevoegd aan de balsemingsvloeistof voor de desinfectie van de weefsels en ethyleenglycol voor het bewaren van de weefselplasticiteit. De balsemingsvloeistof wordt bereid aan de hand van twee stockoplossingen. De samenstellingen van de stockoplossingen worden in Tabel 1 weergegeven.
Tabel 1: Samenstelling stockoplossingen [34]. Stockoplossing 1 Boorzuur 3 %
Stockoplossing 2 1.9 kg
(mono-)ethyleenglycol 10 %
18.2 l
19 l
4-chloro-3-methylfenol 1 %
1.8 kg
(mono-)ethyleenglycol 30 % Ammoniumnitraat 20 %
12.6 kg
Kaliumnitraat 5 %
3.2 kg
Water
63.3 l
De balsemingsvloeistof komt tot stand door de twee stockoplossingen samen te voegen met nog enkele additionele producten. De samenstelling van de uiteindelijke balsemingsvloeistof wordt weergegeven in Tabel 2.
Tabel 2: Samenstelling balsemingsvloeistof [34]. Balsemingsvloeistof Stockoplossing 1
14.3 l
Stockoplossing 2
0.5 l
Formol
0.3 l
Natriumsulfiet
0.7 kg
De finale concentratie formol bedraagt slechts 0.5 %, waardoor de concentratie in de lucht onder de detectielimiet blijft. Naast de lage concentratie formol hebben Thiel gebalsemde lichamen als voordeel dat de consistentie, flexibiliteit en plasticiteit van de weefsels en organen goed bewaard blijven.
Perfusie van de lichamen gebeurt via de vena saphena magna. Indien dit niet mogelijk zou zijn, kan er ook gebruik worden gemaakt van de arteria femoralis of arteria carotis. De balsemingsvloeistof zal de plaats innemen van het bloed en andere lichaamsvochten. Ongeveer 12 l van de balsemingsvloeistof wordt in het lichaam gebracht en nadien worden de
18
lijken 4 tot 6 weken bewaard in een immersievloeistof. De samenstelling hiervan wordt weergegeven in Tabel 3. Tabel 3: Samenstelling immersievloeistof [34]. Immersievloeistof (mono-) ethyleenglycol 10 %
71.9 l
Formol 2 %
14.4 l
Stockoplossing 2 %
14.4 l
Boorzuur 3 %
21.6 kg
Ammoniumnitraat 10 %
71.9 kg
Kaliumnitraat 5 %
36 kg
Natriumsulfiet 7 %
50 kg
Water
720 l
Mits bescherming van de Thiel gebalsemde lichamen in vacuüm zakken bij een temperatuur van 4-6° C, kunnen de lijken tot een jaar bewaard worden [34, 39].
2.2.
Methoden
2.2.1. Scanprotocollen
De CT-opnames van zowel het Catphan® fantoom, het RANDO® fantoom als de Thiel gebalsemde lichamen worden genomen in het UZ Gent met een Siemens CT-scanner type Somatom® Definition Flash (Siemens Medical Systems, Erlangen, Duitsland).
2.2.1.1. Catphan® fantoom
Het Catphan® fantoom wordt volgens de richtlijnen in de handleiding gepositioneerd op de tafel van de CT [35]. Bij de start wordt een topogram opgenomen. Een topogram of scoutview is een planaire opname waarop de scanregio wordt aangeduid [12]. De geplande scanregio bevat het volledige Catphan® fantoom.
Per opname worden enkele scanparameters gevarieerd. Bij een eerste reeks opnames wordt enkel de effectieve mAs gewijzigd. De effectieve mAs wordt bepaald door Vergelijking 6.
(6)
19
De scanparameters van deze eerste reeks opnames wordt weergegeven in Tabel 4.
Snededikte (mm)
Tabel 4: Instellingen van de eerste reeks Catphan® opnames. Opnametijd Pitch kVp mAseff (ms) 12
Reconstructiefilter
34 3
330
0.9
120
67 103
B30 en B70 I30/1-2-3-4-5 I70/1-2-3-4-5
152 200
De opname aan 12 mAs wordt viermaal herhaald voor het testen van de reproduceerbaarheid van de IQS voor een beeld.
Nadien wordt een tweede reeks opnames genomen waar de buisspanning wordt gevarieerd (Tabel 5). Bij deze laatstgenoemde opnames wordt de CTDIvol constant gehouden op 5 mGy.
Snededikte (mm)
3
Tabel 5: Instellingen van de tweede reeks Catphan® opnames. Opnametijd Pitch kVp mAseff (ms) 500 0.85 80 256 330
0.85
100
121
330
0.9
120
74
330
0.85
140
51
Reconstructiefilter
B30 en B70 I30/1-3-5 I70/1-3-5
De ruwe data die bekomen worden bij elk van deze opnames wordt met verschillende filters gereconstrueerd. De gebruikte reconstructiealgoritmes zijn FBP en SAFIRE. B30 en B70 zijn klassieke FBP-filters. De getallen 30 en 70 wijzen op het soort filter, respectievelijk een medium smooth filter en een very sharp filter [20]. I30/X en I70/X zijn de SAFIRE iteratieve convolutiefilters. X duidt op de gebruikte filtersterkte en kan een waarde aannemen van 1 tot en met 5. Deze sterktes bepalen de mate van de ruisreductie. Reconstructie met filter I30/1 zal een beeld met meer ruis opleveren dan reconstructie met I30/5 [11].
2.2.1.2. RANDO® fantoom
Het RANDO® fantoom wordt op zijn rug in het isocentrum van de CT-scanner gepositioneerd en wordt craniocaudaal gescand. Met behulp van het topogram wordt de 20
gewenste scanregio aangeduid. De scanregio bevat snede 9 tot en met 23 van het RANDO® fantoom. Deze regio stemt overeen met de thorax van het fantoom.
Bij een eerste opname van het RANDO® fantoom wordt er gebruik gemaakt van buisstroommodulatie (CARE Dose4D™; Siemens Medical Systems, Erlangen, Duitsland). De buisstroom (mA) wordt tijdens de opname aangepast aan de patiëntattenuatie. Bij een gefixeerde buisstroom kunnen er namelijk, afhankelijk van de richting van de bundel, grote attenuatieverschillen in de patiënt optreden. Bij een gemoduleerde opname zal bij die regio’s waar de stralingsbundel sterk geattenueerd wordt, de buisstroom toenemen. Wordt de stralingsbundel weinig geattenueerd door de patiënt, dan zal de buisstroom afnemen. Op deze manier kan de dosis voor de patiënt sterk gereduceerd worden, terwijl de beeldkwaliteit bewaard blijft. De buisstroom kan aangepast worden afhankelijk van de positie in het rotationele vlak (angulaire modulatie) of langs de z-as (longitudinale modulatie) (Figuur 11) [4, 28, 40].
Figuur 11: (links) Angulaire modulatie: de buisstroom wordt aangepast afhankelijk van de positie in het rotationele vlak [4]. (rechts) Longitudinale modulatie: de buisstroom wordt aangepast afhankelijk van de positie langs de z-as [4, 28].
CARE Dose4D™ combineert angulaire en longitudinale modulatie. Aanvankelijk wordt de buisstroom aangepast op basis van het opgenomen topogram, maar tijdens de opname zelf gebeurt er ook real-time modulatie op basis van de gemeten attenuatiecoëfficiënten [41].
Er wordt eveneens een opname opgenomen zonder buisstroommodulatie. De instellingen van deze opname en de buisstroom gemoduleerde opname zijn terug te vinden in Tabel 6. B31 is een klassieke medium smooth filter.
21
Tabel 6: Instellingen van de RANDO® opnames. Snededikte (mm)
Opnametijd (ms)
Pitch
kVp
mAseff
Reconstructiefilter
Opname met CAREDose 4D™
3
330
0.9
120
automatisch
B31
Opname met vaste mAseff
3
330
0.9
120
75
B31
2.2.1.3. Thiel gebalsemde lichamen
Er worden opnames gemaakt van drie verschillende lichamen. Allen worden op hun rug in de CT-scanner gepositioneerd en craniocaudaal gescand. Voor het scannen wordt een topogram opgenomen om de geplande scanregio, namelijk de thorax, aan te duiden.
Bij buisstroommodulatie moet de operator een parameter instellen die het niveau van beeldkwaliteit bepaalt. Siemens heeft hiervoor de quality reference mAs (mAsref) gedefinieerd. Deze parameter representeert de beeldkwaliteit die bekomen zou worden bij een opname van een referentiepatiënt van 75-80 kg bij een gefixeerde buisstroom. Bijvoorbeeld: bij een buisstroom gemoduleerde opname aan 90 mAsref wordt een beeldkwaliteit bekomen die gelijkwaardig is aan een opname van een gemiddelde patiënt bij 90 mAseff [28]. De instellingen van de opnames van de 3 Thiel gebalsemde lichamen worden weergeven in Tabel 7.
Tabel 7: Instellingen opnames Thiel gebalsemde lichamen. Snededikte (mm)
Opnametijd (ms)
Pitch
kVp
mAsref
Reconstructiefilter
12 30 3
330
0.9
120
60 90
B30 en B70 I30/1-3-5 I70/1-3-5
120 150* *
De opname bij 150 mAsref ontbreekt bij het derde Thiel gebalsemde lichaam.
22
2.2.2. Beeldkwaliteitanalyse
Alle opgenomen scans worden doorgestuurd naar een picture archiving and communication system werkstation (Centricity, versie 2.0 CRS5 SP2; GE Healthcare, Barrington, Illinois, VS).
De
analyse
van
de
beeldkwaliteit
gebeurt
met
het
programma
ImageJ
(Versie 1.48d; National Institutes of Health, Bethesda, Maryland, VS) [42]. Het is gratis beschikbaar op de website http://imagej.nih.gov.
2.2.2.1. Image quality score
De methode om automatisch de beeldkwaliteit te beoordelen is gebaseerd op het artikel van Kortesniemi et al. [33]. Een edge-preserving mask-filtering algoritme berekent per beeld een image quality score (IQS). Met behulp van de richtlijnen in het artikel werd het algoritme in ImageJ geschreven (Appendix I).
Een CT-beeld bestaat uit een 512x512 matrix van pixels. Deze pixels hebben een bepaalde intensiteit, uitgedrukt in Hounsfield Units (HU). Het filteralgoritme is gebaseerd op de lokale standaarddeviatie van deze pixelintensiteiten. Het algoritme maakt gebruik van een 3x3 masker die de omgeving van een pixel afscant. Het masker wordt rond de pixel bewogen zoals weergeven in Figuur 12.
Figuur 12: De negen mogelijke posities van het 3x3 masker rond de beschouwde pixel x [33].
Voor elke positie wordt de standaarddeviatie van de pixelintensiteiten binnen het masker berekend. De kleinste standaarddeviatie van de negen mogelijke maskers wordt opgeslagen in een nieuwe matrix S, op dezelfde locatie als de beschouwde pixel. Eveneens wordt de 23
gemiddelde pixelintensiteit van dat masker bepaald en opgeslagen in een matrix M op dezelfde positie. De IQS zal berekend worden met behulp van de standaarddeviatiematrix S, maar eerst wordt met behulp van enkele criteria een keuze gemaakt van de pixels die mee worden genomen in de berekening. Een eerste selectie wordt doorgevoerd met behulp van matrix M. Pixels met waarden lager dan -500 HU worden uit de berekening weggelaten. Hierdoor wordt lucht geëlimineerd uit de analyse. Vervolgens worden enkel de pixels uit matrix S die binnen het 95ste percentiel van alle pixelwaarden vallen, meegenomen in de berekening. Op deze manier worden randen en regio’s met veel ruis verwijderd uit het beeld en zullen ze geen invloed hebben op de IQS. De IQS wordt ten slotte berekend volgens Vergelijking 7. (7)
Met nsel het aantal pixels die uiteindelijk worden beschouwd bij de berekening en Si,j de standaarddeviatie van de pixel op positie (i,j) die voldoet aan de criteria.
In deze studie wordt een correlatie gezocht tussen de ruis, CNR en laag-contrast resolutie en de IQS in het Catphan® fantoom. De laag-contrast resolutie wordt bepaald met behulp van module CTP 515. De IQS wordt bijgevolg eveneens bepaald op dezelfde snede in deze module om een correlatie aan te duiden. De ruis en CNR worden bepaald op een snede in module CTP 404. De IQS wordt dus berekend op dezelfde snede in deze module. CTP 404 bevat meer contrast dan CTP 515 en is bijgevolg meer “uitdagend” voor het algoritme voor de berekening van de IQS. In het RANDO® fantoom wordt de IQS berekend van elke snede van de opname met buisstroommodulatie en de opname met een vaste mAseff. Ten slotte wordt de IQS in de Thiel lichamen bepaald op dezelfde sneden als waarop de radiologen de kwaliteitscriteria beoordeeld hebben (Appendix II).
2.2.2.2. Ruis
De ruis is de standaarddeviatie van de grijswaarden in een uniform materiaal [7]. Voor de bepaling van de ruis in het Catphan® fantoom worden vijf regions of interest (ROI) aangeduid op een snede in module CTP 404 (Figuur 13). Voor elke ROI wordt de standaarddeviatie bepaald. Het gemiddelde van deze vijf waarden wordt berekend en is de ruis voor dat beeld. 24
Figuur 13: Voorbeeld keuze ROI’s voor bepaling van de ruis in module CTP 404.
De ruis wordt ook bepaald in het eerste Thiel gebalsemd lichaam. Er worden vijf ROI’s gedefinieerd op dezelfde sneden als de sneden gescoord door de radiologen (Appendix II). Per ROI wordt de standaarddeviatie bepaald en het gemiddelde van deze vijf waarden is de ruis voor dat beeld.
2.2.2.3. Contrast-to-noise ratio
De contrast-to-noise ratio (CNR) wordt berekend met Vergelijking 8.
(8)
Met SA en SB de gemiddelde pixelintensiteit, uitgedrukt in HU, in een bepaalde ROI en σ de ruis.
De CNR wordt bepaald in module CTP 404 op dezelfde sneden als bij de ruisanalyse. In de verschillende sensitometriematerialen wordt een ROI bepaald (Figuur 14). Per ROI wordt de gemiddelde intensiteit SA berekend. Er wordt eveneens een ROI bepaald in de uniforme achtergrond van de module. Hiervan wordt de gemiddelde intensiteit SB berekend en de standaarddeviatie σ. Nadien kan de CNR berekend worden.
25
Figuur 14: Voorbeeld keuze ROI’s voor bepaling van de CNR. Er worden acht ROI’s bepaald in de verschillende sensitometriematerialen en één ROI in de uniforme achtergrond van module CTP 404.
2.2.2.4. Contrast-detail analyse
De laag-contrast resolutie van de opnames van het Catphan® fantoom kan beoordeeld worden aan de hand van de zichtbaarheid van de contrastobjecten aanwezig in module CTP 515. De contrast-detail analyse van de eerste reeks opnames wordt uitgevoerd door zeven personen, de tweede reeks door vijf personen. Tijdens de analyse mogen de lezers de vensterbreedte en windowlevel aanpassen en het beeld bekijken op full resolution.
De laag-contrast resolutie wordt bepaald door het contrastniveau en de diameter van de contrastobjecten. Hoe lager en kleiner deze twee respectievelijk zijn, hoe beter de fysische beeldkwaliteit. De inverse image quality figure (IQFinv) laat een kwantitatieve vergelijking toe van de contrast-detail analyses van de verschillende beelden (Vergelijking 9). Deze formule is een aangepaste versie van de gebruikte formule voor de beoordeling van de resultaten van het CDRAD fantoom [43].
(9)
Met Di de kleinste diameter die nog bij een bepaalde contrastwaarde Ci kan gezien worden. Hoe hoger de IQFinv, hoe beter de fysische beeldkwaliteit. Indien er geen enkel contrastobject kan waargenomen worden bij een bepaald contrastniveau, wordt een diameter van 20 mm aangewend in de formule. 26
2.2.2.5. Visual grading analysis
De klinische beeldkwaliteit van de thoracale opnames van de Thiel gebalsemde lichamen wordt beoordeeld met een VGA uitgevoerd door vier radiologen waarvan één met meer dan twintig jaar ervaring en de andere drie met vijf jaar ervaring. De beelden worden bekeken op een 20-inch, 3-megapixel klinisch beeldscherm (model MFGD 3420; Barco, Kortrijk, België). De criteria gebruikt voor de VGA zijn gebaseerd op de richtlijnen van de CEC [22]. De criteria voor elk Thiel lichaam en de snede waarop ze gevisualiseerd worden, zijn weergegeven in Appendix II. De beelden worden willekeurig getoond en de radioloog zal de zichtbaarheid van de geselecteerde criteria afzonderlijk beoordelen en een score toekennen van 1 tot 4. De betekenis van deze scores wordt toegelicht in Tabel 8 [30]. De radiologen mochten de vensterbreedte en windowlevel aanpassen en de beelden bekijken op full resolution. Score 1 2 3 4
Tabel 8: Betekenis puntenscoring bij de VGA. Betekenis Criterium niet zichtbaar Criterium is zichtbaar, maar met een slechte beeldkwaliteit Criterium is zichtbaar, met een goede beeldkwaliteit (referentie) De beeldkwaliteit is zeer goed, beter dan bij normale klinische beelden
Een absolute VGA-score (VGAS) wordt berekend voor elke radioloog met behulp van Vergelijking 10. (10)
Met St,c de score voor een bepaald Thiel gebalsemd lichaam en een bepaald criterium. T en C zijn het aantal Thiel gebalsemde lichamen en het aantal criteria per lichaam. Hoe hoger de VGAS, hoe beter de klinische beeldkwaliteit [30].
2.2.3. Statistische analyse
Met behulp van Excel (Microsoft Office Excel 2007; Microsoft, Redmond, Washington, VS) worden trendlijnen opgesteld om de correlatie tussen de verschillende parameters aan te tonen. De bekomen trendlijnen worden gevalideerd met de functie ‘curve estimation’ in SPSS (SPSS Statistics 22; IBM, Armonk, New York, VS). De mate van correlatie wordt uitgedrukt met R². Hoe hoger deze waarde is, hoe sterker het gevonden verband. 27
3. RESULTATEN 3.1.
Catphan® fantoom
De IQS wordt bepaald van een snede in module CTP 515 en CTP 404. De resultaten tonen dat IQS berekend in module CTP 515 steeds hoger is dan de score in CTP 404 (Figuur 15). Het verschil wordt groter naarmate de effectieve mAs toeneemt. Gelijkaardige resultaten worden verkregen bij de medium smooth en very sharp filters van zowel FBP als SAFIRE. Deze grafieken werden opgenomen in Appendix III.
1.2 1
IQS
0.8 0.6
CTP 404
0.4
CTP 515
0.2 0 12
34
67
103
152
200
Effectieve mAs Figuur 15: Vergelijking tussen de IQS berekend voor een snede in module CTP 404 en CTP 515 van het Catphan® fantoom voor verschillende mAseff-waarden. Reconstructie van het beeld werd uitgevoerd met een B30-filter.
3.1.1. Variatie in de beeldkwaliteitscores
De reproduceerbaarheid van de IQS van een beeld wordt nagegaan door een opname viermaal te herhalen met dezelfde scanparameters in het Catphan® fantoom. Uit de bekomen scores wordt de gemiddelde IQS per filter en de standaarddeviatie (SD) berekend. Vervolgens wordt de relatieve standaarddeviatie (%RSD) bepaald door de standaarddeviatie te delen door het gemiddelde en uit te drukken in % . Dit getal is een maat voor de reproduceerbaarheid van de resultaten. De resultaten voor de medium smooth filters van beide reconstructiemethoden (FBP en SAFIRE) zijn weergegeven in Tabel 9 en de resultaten voor de very sharp filters in Tabel 10.
28
Tabel 9: Reproduceerbaarheid van de IQS voor de medium smooth filters (120 kVp, 330 ms, 12 mAseff, snededikte 3mm en pitch 0.9). Module CTP 404 Medium smooth filters
IQS
SD
Module CTP 515
%RSD
0.3101 B30
I30/1
I30/3
I30/5
0.3094 0.3083
IQS
0.0009
0.2863
0.3179 0.3184 0.3185
0.3308
0.3412
0.3287
0.0010
0.3130
0.3393 0.3401
0.3290
0.3403
0.3873
0.4035
0.3864 0.3858
0.0009
0.232
0.4006 0.4011
0.3852
0.4017
0.4902
0.5207
0.4882
%RSD
0.0006
0.1960
0.0008
0.2294
0.0013
0.3151
0.0014
0.2616
0.3194
0.3083 0.3286
SD
0.0011
0.2352
0.4878 0.4878
0.5177 0.5180 0.5191
Tabel 10: Reproduceerbaarheid van de IQS voor de very sharp filters (120 kVp, 330 ms, 12 mAseff, snededikte 3mm en pitch 0.9). Module CTP 404 Very sharp filters
IQS
SD
%RSD
0.1224 B70
I70/1
I70/3
I70/5
0.1224 0.1224
Module CTP 515 IQS
0.0002
0.1635
0.1252 0.1250 0.1252
0.1272
0.1303
0.1272
0.0003
0.1967
0.1302 0.1301
0.1267
0.1302
0.1524
0.1562
0.1519 0.1518
0.0005
0.2970
0.1560 0.1559
0.1513
0.1563
0.1955
0.2031
0.1946 0.1940 0.1940
%RSD
0.0001
0.0799
0.0001
0.0627
0.0002
0.1170
0.0003
0.1273
0.1252
0.1220 0.1272
SD
0.0007
0.3644
0.2029 0.2025 0.2027
29
Zowel de medium smooth als de very sharp filters vertonen een heel lage %RSD, wat wijst op een goede reproduceerbaarheid.
Tabel 11 toont gedeeltelijk de resultaten van de contrast-detail analyse uitgevoerd op de eerste reeks Catphan® opnames. De individuele scores van de zeven lezers worden weergegeven voor verschillende reconstructiefilters, samen met de SD en %RSD.
Tabel 11: Individuele scores van de contrast-detail analyse (120 kVp, 330ms, 67 mAseff, snededikte 3 mm, pitch 0.9). Medium smooth filters
B30
IQFinv
SD
%RSD
Very sharp filters
9.35
3.23
10.10
3.23
11.24
3.23
5.71
2.40
26.60
B70
I30/3
I30/5
2.78
10.31
4.88
5.56
3.23
10.99
3.51
8.77
4.44
8.93
6.90
6.06
1.78
20.18
I70/1
2.78
10.64
4.65
6.90
3.23
10.64 9.90
5.13
8.40
6.90
10.10
4.76
6.90
%RSD
0.67
15.68
1.49
34.88
1.03
22.15
1.24
21.69
4.44
3.41
35.27
I70/3
4.00
15.15
4.44
4.88
4.00
12.35
4.00
12.35
6.90
8.93
7.41
12.82
4.44
14.71
SD
2.78
9.80 I30/1
IQFinv
2.07
17.82
I70/5
4.44
12.35
5.71
9.17
4.65
10.99
6.45
De %RSD voor de verschillende filters varieert tussen 15.68 % en 35.27 %. 30
3.1.2. Variatie effectieve mAs en kVp
Onderstaande figuren tonen het gedrag van de IQS wanneer de effectieve mAs toeneemt bij een constante buisspanning van 120 kVp. De resultaten van de medium smooth filters van FBP en SAFIRE worden weergegeven in Figuur 16. De resultaten van de very sharp filters van beide reconstructiemethoden worden getoond in Figuur 17.
B30
I30/1
I30/2
I30/3
I30/4
I30/5
2.5 2
IQS
1.5 1 0.5 0 0
25
50
75
100
125
150
175
200
225
Effectieve mAs Figuur 16: Verloop IQS in functie van de effectieve mAs voor de medium smooth filters van FBP en SAFIRE.
B70
I70/1
I70/2
I70/3
I70/4
I70/5
0.45 0.4 0.35
IQS
0.3 0.25 0.2 0.15 0.1 0.05 0 0
25
50
75
100
125
150
175
200
225
Effectieve mAs Figuur 17: Verloop IQS in functie van de effectieve mAs voor de very sharp filters van FBP en SAFIRE.
31
De IQS bij de medium smooth filters zijn hoger in vergelijking met de very sharp filters. Toenemende filtersterktes resulteren eveneens in hogere IQS bij een reconstructie met SAFIRE.
Er wordt ook gekeken naar het gedrag van de IQS wanneer de kVp-waarde gevarieerd wordt (Figuur 18). Bij dit experiment wordt de dosis constant gehouden op 5 mGy. Voor eenzelfde reconstructiefilter verandert de IQS weinig in functie van de kVp. Er kan wel opgemerkt worden dat de score enigszins lager is voor 80 kVp in vergelijking met de andere kVpwaarden. Dit verschil wordt groter naarmate de IQS toeneemt.
B30
I30/1
I30/3
I30/5
B70
I70/1
I70/3
I70/5
1 0.9 0.8 0.7 IQS
0.6 0.5 0.4 0.3 0.2 0.1 0 70
80
90
100
110
120
130
140
150
kVp Figuur 18: Verloop IQS in functie van de kVp voor de medium smooth en very sharp filters van FBP en SAFIRE.
3.1.3. Ruisanalyse
In Figuur 19 wordt de ruis uitgezet ten opzichte van de IQS bepaald op dezelfde snede. Elk individueel punt op deze grafiek is gekoppeld aan een specifieke mAseff-waarde (12, 34, 67, 103, 152 of 200 mAseff) en aan een welbepaalde filter (B30, B70, I30/1-2-3-4-5 of I70/1-2-34-5).
Deze figuur toont een duidelijke correlatie tussen de IQS en de ruis (R² = 0.98). Een daling van de ruis houdt een stijging van de IQS in.
32
2.5 2
IQS
1.5 1
y = 2.8361x-0.696 R² = 0.9806
0.5 0 0
20
40
60
80
100
120
140
Ruis [HU] Figuur 19: Correlatie tussen de gemiddelde ruis en IQS voor verschillende mAseff-waarden bij 120 kVp.
Voor de verschillende kVp-waarden wordt eveneens de ruis uitgezet ten opzichte van de IQS. Ook hier is elk individueel punt gekoppeld aan een specifieke kVp (80, 100, 120 of 140 kVp) en aan een welbepaalde filter (B30, B70, I30/1-3-5 of I70/1-3-5) (Figuur 20).
1 0.8 0.6 IQS
y = 1.9675x-0.63 R² = 0.9967
0.4 0.2 0 0
10
20
30
40
50
60
Ruis [HU] Figuur 20: Correlatie tussen de gemiddelde ruis en IQS voor verschillende kVp-waarden bij een constante CTDIvol van 5 mGy.
Bij de verschillende kVp-waarden is er een duidelijke correlatie tussen de ruis en de IQS (R² = 0.99). Bij een daling van de ruis treedt er een stijging op van de IQS.
33
3.1.4. Contrast-to-noise ratio
De CNR wordt bepaald met behulp van de acht sensitometrie-objecten in module CTP 404. Bij het bekijken van de beelden werd duidelijk dat de module in het gebruikte Catphan® fantoom geen flacon met water bevat (ROI 5 op Figuur 14). Daarom wordt enkel de CNR van de zeven resterende objecten bepaald. De CNR wordt zowel berekend op de opnames met de verschillende mAseff-waarden en constante kVp, als op de opnames met de verschillende kVp-waarden.
In Figuur 21 wordt de correlatie tussen de CNR, bepaald met het contrastobject Teflon®, en de IQS, berekend op dezelfde snede, weergegeven voor de verschillende mAseff-waarden (120 kVp). Net zoals bij de ruisanalyse is elk punt in deze grafiek gekoppeld aan een specifieke mAseff-waarde en een filter. Er is een duidelijke correlatie aanwezig tussen de CNR en IQS (R² = 0.96). Gelijkaardige resultaten worden gevonden bij de andere contrastobjecten in de CTP 404-module. Deze grafieken werden opgenomen in Appendix IV.
2.5 2 1.5 IQS
y = 0.0052x + 0.0974 R² = 0.9637
1 0.5 0 0
50
100
150
200
250
300
350
400
CNR Figuur 21: Correlatie tussen de CNR, bepaald met behulp van het contrastobject Teflon®, en de IQS voor verschillende mAs-waarden bij 120 kVp.
Figuur 22 toont de data voor de verschillende kVp-waarden en een constante dosis van 5 mGy. Ook hier wordt een sterke correlatie gevonden tussen de CNR, bepaald in Teflon®, en de IQS (R² = 0.94). De grafieken waar de correlatie wordt aangetoond tussen de IQS en CNR van de andere contrastobjecten zijn opgenomen in Appendix V. 34
1.2 1
IQS
0.8 0.6
y = 0.0024x + 0.1687 R² = 0.94
0.4 0.2 0 0
50
100
150
200
250
300
350
400
CNR Figuur 22: Correlatie tussen de CNR, bepaald met behulp van het contrastobject Teflon®, en de IQS voor verschillende kVp-waarden bij een constante CTDIvol van 5 mGy.
3.1.5. Contrast-detail analyse
De resultaten van de contrast-detail analyse uitgevoerd op de opnames van het Catphan® fantoom met de verschillenden effectieve mAs-waarden en constante kVp worden grafisch voorgesteld in Figuur 23 en 24. Deze figuren tonen de correlatie tussen de gemiddelde IQFinv van de verschillende lezers en de IQS. Figuur 23 geeft deze correlatie weer voor de medium smooth filters en Figuur 24 voor de very sharp filters. De foutenbalken laten de standaarddeviatie zien van de IQFinv van de verschillende lezers. Voor beide filtertypes bestaat er een duidelijke correlatie tussen de IQFinv en de IQS (R² = 0.85 en R² = 0.80).
35
4 3.5 3
y = 0.3379e0.0989x R² = 0.8519
IQS
2.5 2 1.5 1 0.5 0 0
5
10
15
20
25
30
Gemiddelde IQFinv Figuur 23: Correlatie tussen de gemiddelde IQFinv en de IQS voor de medium smooth filters.
0.5 0.4
y = 0.1077e0.1375x R² = 0.8049
IQS
0.3 0.2 0.1 0 0
2
4
6
8
10
12
Gemiddelde IQFinv Figuur 24: Correlatie tussen de gemiddelde IQFinv en de IQS voor de very sharp filters.
Figuur 25 en 26 geven de resultaten weer van de contrast-detail analyse uitgevoerd op de Catphan®
opnames
bij
de
verschillende
kVp-waarden
en
een
constante
dosis
(scanparameters: zie Tabel 5). Er kan een exponentiële trendlijn opgesteld worden voor zowel de medium smooth als de very sharp filters. Een correlatie wordt aangetoond tussen de IQS en de gemiddelde IQFinv (R² = 0.73 en R² = 0.80).
36
1.1 1
y = 0.2716e0.0979x R² = 0.7379
0.9
IQS
0.8 0.7 0.6 0.5 0.4 0.3 0.2 0
2
4
6
8
10
12
14
16
18
Gemiddelde IQFinv Figuur 25: Correlatie tussen de gemiddelde IQFinv en de IQS voor de medium smooth filters.
0.4 y = 0.083e0.2307x R² = 0.8097
0.35
IQS
0.3 0.25 0.2 0.15 0.1 0
1
2
3
4
5
6
7
8
9
IQFinv Figuur 26: Correlatie tussen de gemiddelde IQFinv en de IQS voor de very sharp filters.
3.2.
RANDO® fantoom
Figuur 27 geeft grafisch het verloop van de IQS weer per snede in het RANDO® fantoom. Dit verloop wordt weergegeven voor zowel een opname uitgevoerd met buisstroommodulatie als een opname met een gefixeerde buisstroom van 75 mAseff. Deze figuur toont aan dat het verloop van de IQS voor beide opnames heel gelijkaardig is. Bovendien kan er opgemerkt worden dat de IQS-curve voor buisstroommodulatie boven de IQS-curve van 75 mAseff ligt wanneer de buisstroom bij de gemoduleerde opname boven 75 mAseff gaat. De variatie tussen de IQS gedurende een opname bedraagt 19.7 % en 23.0 % voor respectievelijk de buisstroom gemoduleerde opname en de opname aan 75 mAseff. 37
IQS bij buisstroommodulatie
IQS bij gefixeerde buisstroom (75 mAs_eff)
mAs_eff gedurende buisstroommodulatie
75 mAs_eff
0.34
120
110
0.32
100 0.3
IQS
0.28 80 0.26
Effectieve mAs
90
70 0.24 60
0.22
50
0.2
40 0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
110
120
CT-snede Figuur 27: Verloop IQS in het RANDO® fantoom per snede voor een opname uitgevoerd met buisstroommodulatie en een opname uitgevoerd met 75 mAseff.
38
3.3.
Thiel gebalsemde lichamen
Er wordt een verband gezocht tussen de ruis bepaald in het eerste Thiel gebalsemde lichaam en de IQS. De ruis en IQS worden bepaald op dezelfde sneden als diegene die gescoord zijn door de radioloog (Appendix II). Figuur 28 toont de correlatie tussen de ruis en de IQS. Elk punt in de grafiek komt overeen met de IQS en ruis bepaald in een specifieke snede (snede 18, 37, 39, 40, 41 of 47), gekoppeld aan een bepaalde referentie mAs-waarde (12, 30, 60, 90, 120 of 150 mAsref) en een bepaalde filter (B30, B70, I30/3 of I70/3). Net zoals bij het Catphan® fantoom kan er een macht-trendlijn opgesteld worden. De ruis en IQS zijn sterk gecorreleerd (R² = 0.98).
0.4 0.35 y = 1,2635x-0,521 R² = 0,9767
0.3
IQS
0.25 0.2 0.15 0.1 0.05 0 0
50
100
150
200
250
300
Ruis [HU] Figuur 28: Correlatie tussen de ruis en de IQS voor het eerste Thiel gebalsemd lichaam voor verschillende mAsref-waarden.
De resultaten van de VGA zijn weergegeven in Figuur 29 en 30. Aangezien de VGAS de gemiddelde score is van de VGA uitgevoerd op 3 verschillende Thiel lichamen en op verschillende sneden, zal de IQS eveneens een gemiddelde zijn van de IQS bepaald op die sneden in elk Thiel lichaam. De foutenbalken die de standaarddeviatie van deze scores laten zien worden niet weergegeven om de grafieken overzichtelijk te houden.
De gemiddelde VGAS van de vier radiologen wordt uitgezet ten opzichte van de gemiddelde IQS voor de verschillende medium smooth filters (Figuur 29).
39
B30
Gemiddelde VGAS
3.5
I30/1
I30/3
I30/5
y = 0.4348e6.8091x R² = 0.7841 y = 0.3986e6.6587x R² = 0.8436 y = 0.2566e8.2682x R² = 0.8782 y = 0.1316e9.5158x R² = 0.8908
3 2.5 2 1.5 1 0
0.05
0.1
0.15
0.2
0.25
0.3
0.35
Gemiddelde IQS Figuur 29: Correlatie tussen de gemiddelde VGAS en de gemiddelde IQS voor de medium smooth filters.
Voor alle medium smooth filters wordt een correlatie gevonden tussen de gemiddelde VGAS en de gemiddelde IQS (R² = 0.78, R² = 0.84, R² = 0.88, R² = 0.89, voor respectievelijk de B30, I30/1, I30/3 en I30/5 filter). Figuur 32 toont de correlatie aan tussen de gemiddelde VGAS en de gemiddelde IQS voor de very sharp filters. B70
Gemiddelde VGAS
3
I70/1
I70/3
I70/5
0.1
0.12
y = 0.3095e15.018x R² = 0.9513 y = 0.3244e14.012x R² = 0.9725 y = 0.3397e12.57x R² = 0.9638 y = 0.3429e10.424x R² = 0.9622
2.5 2 1.5 1 0.5 0
0.02
0.04
0.06
0.08
0.14
0.16
0.18
0.2
Gemiddelde IQS Figuur 30: Correlatie tussen de gemiddelde VGAS en de gemiddelde IQS voor de very sharp filters.
Voor alle very sharp filters wordt een duidelijke correlatie gevonden tussen de gemiddelde VGAS en de gemiddelde IQS (R² = 0.95, R² = 0.97, R² = 0.96 en R² = 0.96 voor respectievelijk de B70, I70/1, I70/3 en I70/5 filter).
40
4. BESPREKING De vorderingen die gemaakt zijn op vlak van CT-technologie heeft ertoe geleid dat de laatste jaren het aantal CT-opnames enorm is toegenomen [15, 24, 25, 28, 44]. Daarenboven is de stralingsdosis geassocieerd met een CT-opname aanzienlijk hoger dan bij conventionele radiologie [24]. Een toenemend bewustzijn van de impact van straling op de menselijke gezondheid heeft geleid tot de implementatie van het ALARA-principe, de invoering van verschillende diagnostische referentieniveaus en de ontwikkeling van verschillende technieken om de dosis bij een CT-scan te reduceren [6]. De dosis moet enerzijds zo laag mogelijk gehouden worden, maar anderzijds moet deze toch nog aanleiding geven tot een goede beeldkwaliteit. Fabrikanten zoals Siemens, Philips en GE brachten verschillende technologieën op de markt die als doel hebben de stralingsdosis naar beneden te halen [11, 28]. Zulke dosisreductietools garanderen een lagere dosis met behoud van de beeldkwaliteit. Het is belangrijk dat deze tools gevalideerd worden. Ze zijn dan ook vaak het onderwerp van wetenschappelijke studies. Dergelijke tools worden onder andere getest aan de hand van beeldkwaliteitstudies, waarbij het verband tussen dosis en beeldkwaliteit onderzocht wordt.
Het doel van dit onderzoek is de implementatie van de image quality score (IQS) voor beeldkwaliteitanalyse bij CT. Op basis van de resultaten van Kortesniemi et al. wordt een algoritme geschreven dat toelaat de IQS op een automatische manier te bepalen [33]. In beeldkwaliteitstudies wordt een variëteit van methodes gebruikt om de fysische beeldkwaliteit te beoordelen. Parameters zoals ruis, signal-to-noise ratio (SNR), contrast-to-noise ratio (CNR), … worden frequent aangewend voor de beeldkwaliteitbeoordeling [32, 45]. Echter, het gebruik van verschillende parameters heeft als nadeel dat de resultaten van dergelijke studies moeilijk onderling met elkaar kunnen vergeleken worden. Algemeen gebruik van de IQS zou resulteren in één enkele parameter voor fysische beeldkwaliteit, waardoor vergelijking tussen verschillende studies mogelijk wordt. In de medische beeldvorming is voornamelijk de klinische beeldkwaliteit van belang. De kwaliteit van een beeld moet zodanig zijn dat een correcte diagnose kan gesteld worden [46]. Dit onderzoek heeft dan ook als doel na te gaan of de IQS kan aangewend worden om een uitspraak te doen over de klinische beeldkwaliteit. Alvorens deze hypothese na te gaan wordt de IQS gevalideerd aan de hand van technische fantomen.
41
Het technisch Catphan® fantoom bestaat uit verschillende modules en de IQS wordt bepaald op een snede in module CTP 515 en CTP 404. Figuur 15 toont voor verschillende mAseffwaarden dat de IQS bepaald in CTP 515 steeds hoger is dan de score in CTP 404 voor eenzelfde opname. Module CTP 515 is een homogene module, dit in tegenstelling tot CTP 404, die meer contrast bevat. De IQS wordt bepaald aan de hand van standaarddeviaties van naburige pixels (zie 2.2.2.1). Hoe hoger de standaarddeviaties, hoe lager de IQS. De berekende standaarddeviaties in module CTP 404 zullen hoger zijn dan diegene in module CTP 515. Hierdoor is de IQS in module CTP 404 lager dan in module CTP 515.
In dit onderzoek wordt nagegaan of de bepaling van de IQS reproduceerbaar is. Een opname wordt viermaal herhaald bij dezelfde scaninstellingen en zoals blijkt uit Tabel 9 en 10 is de variatie tussen de verschillende scores voor 1 beeld minimaal. Deze kleine verschillen worden veroorzaakt door de ruis in het beeld. Ruis wordt veroorzaakt door willekeurige fluctuaties van de individuele pixelwaarden of CT-nummers [24]. De fluctuaties zijn hierbij heel klein. De ruis zal dus voor elk beeld anders zijn, zelfs indien zij met dezelfde instellingen opgenomen zijn. De bekomen IQS is grotendeels afhankelijk van de aanwezige ruis in het beeld, wat de kleine variaties van de IQS verklaart [33].
In deze masterproef worden verschillende scores bepaald die een parameter zijn voor de beeldkwaliteit, zoals bijvoorbeeld de IQFinv. Tabel 11 toont de individuele IQFinv-scores van de uitgevoerde contrast-detail analyse. De hoge %RSD wijst hier op een grote variatie tussen de scores onderling. Dit kan eenvoudig verklaard worden doordat verschillende lezers de contrast-detail analyse uitvoerden. De ene persoon kan heel streng zijn en slechts een bol meetellen wanneer hij overduidelijk aanwezig is in het beeld, terwijl iemand anders hier veel losser in is en makkelijker een bol meetelt. Een rechtstreekse vergelijking tussen de %RSD van de IQS en IQFinv is niet mogelijk. Dit komt doordat de %RSD van de IQS afkomstig is van verschillende opnames. Dit terwijl de %RSD van de IQFinv afgeleid wordt uit de individuele scores van een contrast-detail analyse, uitgevoerd door verschillende personen, maar verricht op eenzelfde opname. Deze gegevens worden voorgesteld om aan te tonen hoe robuust de IQS is in vergelijking met andere beeldkwaliteitscores.
Figuur 16 en 17 tonen dat wanneer de effectieve mAs stijgt, ook de IQS zal stijgen. Dit geldt voor zowel de klassieke FBP-reconstructie als voor de iteratieve SAFIRE-reconstructie. Wanneer de mAs toeneemt stijgt het aantal fotonen dat gebruikt wordt om het beeld te 42
reconstrueren [47]. Zoals eerder aangehaald is de IQS afhankelijk van lokale standaarddeviaties [33]. Wanneer de ruis in een beeld hoog is, zal de IQS laag zijn. Aangezien de ruis toeneemt wanneer er minder fotonen gedetecteerd worden, zal een daling van de mAs zorgen voor een lagere IQS. De vaststelling dat de IQS stijgt bij een stijgende mAs werd eveneens aangetoond door Kortesniemi et al. [33].
Reconstructie met een medium smooth filter zorgt voor een hogere IQS dan reconstructie met een very sharp filter. Een medium smooth filter heeft als doel de ruis in het beeld te doen dalen, wat leidt tot een hogere IQS. Very sharp filters daarentegen gaan de ruis in een beeld accentueren, waardoor de IQS lager zal zijn in vergelijking met medium smooth filters [7].
Toenemende filtersterkte bij de SAFIRE-reconstructie zorgt voor een hogere IQS bij eenzelfde mAseff-waarde. SAFIRE wordt gekenmerkt door iteraties in zowel het raw data domain als in het image data domain (zie 1.2.2.). Elke iteratie in het raw data domain wordt gekenmerkt door een model-gebaseerde ruisreductie [48]. De parameters van dit model bepalen de filtersterkte [11]. Het onderliggend ruismodel van bijvoorbeeld de filter I30/1 zorgt voor een geringere ruisreductie dan het model van de filter I30/5. Hierdoor zal een beeld gereconstrueerd met een I30/1 filter een beeld met meer ruis opleveren en dus ook tot een lagere IQS leiden.
Figuur 18 toont het verloop van de IQS wanneer de kVp stijgt, maar de dosis constant blijft. De IQS blijft voor eenzelfde filter bij benadering constant bij een stijgende kVp. Alleen bij 80 kVp zijn de IQS lager en dit verschil wordt groter bij hogere filtersterktes. Dit kan verklaard worden doordat bij 80 kVp het contrast hoger is [4, 23]. De aanwezige ruis wordt daardoor meer geaccentueerd, wat een invloed zal hebben op de lokale standaarddeviaties en dus ook op de IQS.
Deze studie toont aan dat een daling van de ruis gepaard gaat met een stijging van de IQS. Zowel voor verschillende mAseff-waarden (Figuur 19) als voor verschillende kVp-waarden (Figuur 20) wordt een sterke correlatie aangetoond. Het verband tussen ruis en IQS wordt eveneens teruggevonden in een Thiel gebalsemd lichaam (Figuur 28). De correlatie kan verklaard worden door de natuur van de IQS-berekening. Deze is namelijk afhankelijk van de lokale standaarddeviaties. Hoe hoger de lokale standaarddeviaties en dus hoe hoger de ruis in een beeld, hoe lager de IQS. Er is dus een rechtstreekse relatie tussen IQS en ruis. 43
Een mogelijke verklaring voor de machtsfunctie als trendlijn kan gevonden worden in de formule voor de IQS-bepaling. De IQS is omgekeerd evenredig met de vierkantswortel van de gesommeerde standaarddeviaties (Vergelijking 7). Met andere woorden: de IQS is evenredig met de gesommeerde standaarddeviaties verheven tot de macht - ½. Wanneer een trendlijn geforceerd wordt door de data met als vergelijking y = a·x-0.5 wordt eveneens een goede correlatie gevonden (y = 2.11 · x-0.5 met R² = 0.84, y = 1.55 · x-0.5 met R² = 0.95 en y = 1.18 · x-0.5 met R² = 0.95 voor respectievelijk de data in Figuur 19, 20 en 28). De variabele x in deze vergelijkingen is de ruis, bepaald zoals uitgelegd in 2.2.2.2. Deze ruis is de globale ruis in het beeld en is dus niet gelijk aan de standaarddeviatie uit Vergelijking 7. Dit kan de reden zijn waarom de gevonden trendlijn afwijkt van de vergelijking y = a · x-0.5.
Voor de zeven sensitometrie-objecten aanwezig in module CTP 404 wordt een sterke correlatie gevonden tussen de IQS en CNR. Dit kan verklaard worden doordat een hoge ruis leidt tot een lage CNR. Wanneer er veel ruis aanwezig is, zal dit leiden tot een lage IQS en tot een lage CNR.
De contrast-detail analyse toont dat er een verband is tussen de laag-contrast resolutie en de IQS. De laag-contrast resolutie is afhankelijk van verschillende factoren. De instellingen van de vensterbreedte bij het bekijken van het beeld en de aanwezige ruis kunnen de mogelijkheid om laag-contrastobjecten te zien sterk beïnvloeden [18, 48]. Tijdens de analyse waren de lezers vrij om de vensterbreedte aan te passen, waardoor de laag-contrast resolutie voornamelijk afhankelijk is van de ruis. Weinig ruis in het beeld zorgt voor een hoge IQS en zal de zichtbaarheid van laag-contrastobjecten verhogen. Een hogere zichtbaarheid van de objecten leidt tot een hogere IQFinv. Er wordt een sterke correlatie gevonden tussen de IQS en alle fysische parameters bepaald in deze studie. Bijkomend kan er onderzocht worden of deze correlatie kan teruggevonden worden met andere fysische parameters zoals bijvoorbeeld de modulation transfer function (MTF).
De bruikbaarheid van de IQS wordt verder getest in het antropomorf RANDO® fantoom. In tegenstelling tot het Catphan® fantoom heeft dit fantoom een menselijke vorm en is daardoor een betere benadering van de reële anatomie. Buisstroommodulatie belooft een constante beeldkwaliteit over de hele scanrange [40]. Het verloop van de IQS bij een opname met 44
buisstroommodulatie wordt vergeleken met een opname met een vaste mAs. De variatie van de IQS gedurende de opname met buisstroommodulatie bedraagt 19.7 %. Dit is zeer gelijkaardig aan de variatie die de IQS vertoont bij de vaste buisstroom opname (23.0 %). Deze resultaten wijken af van de vaststellingen van Kortesniemi et al. waar de variatie van de IQS met buisstroommodulatie merkbaar lager lag dan de variatie bij de vaste mAs. Daar bedroeg de variatie van de IQS bij de gemoduleerde opname 10.6 % en bij de opname aan een vaste mAs 25.3 %. Deze uiteenlopende resultaten kunnen veroorzaakt zijn doordat de resultaten verkregen zijn met een andere CT-scanner en een verschillende software voor buisstroommodulatie. Er werd eveneens een verschillend antropomorf fantoom aangewend, waardoor het gebruikte scanprotocol afwijkend is. De resultaten van Kortesniemi et al. zijn meer in overeenstemming met het doel van buisstroommodulatie om gedurende de volledige scan een constant ruisniveau te bewaren [33, 40]. De IQS wordt zowel bij Kortesniemi et al. als bij deze studie bepaald op slechts een beperkt aantal opnames. Om het verloop van de IQS gedurende één scanrange verder te onderzoeken zijn meer scans nodig, opgenomen met verschillende instellingen.
Methoden zoals de VGA en ROC-analyse zijn goed ingeburgerde manieren om de diagnostische waarde van beelden te beoordelen. Voor optimalisatiedoeleinden is het echter moeilijk om deze methodes te gebruiken, wegens een verhoogde werklast voor de radiologen [30, 46, 49]. Reeds vele studies hebben geprobeerd om aan de hand van fysische metingen een uitspraak te doen over de klinische beeldkwaliteit [30-32, 45]. De Crop et al. hebben reeds dit verband kunnen aantonen voor een thoraxradiografie. Met behulp van een contrastdetail studie, uitgevoerd met een contrast-detail fantoom (CDRAD 2.0; Artinis Medical Systems, Zetten, Nederland), en een VGA, uitgevoerd op thoracale radiografische opnames van Thiel gebalsemde lichamen, werd deze correlatie aangetoond. [30]. Sandborg et al. toonden een correlatie aan tussen de fysische en klinische beeldkwaliteit bij analoge film radiografie van de thorax en de lumbale wervelkolom en bij digitale thorax- en pelvisradiografie [31, 32]. Moore et al. hebben statistisch significante correlaties aangetoond tussen de fysische parameters CNR en effective dose efficiency (eDE) en de VGAS, afkomstig van thoraxbeelden opgenomen met een computed radiography (CR) beeldvormingssysteem [45]. Dergelijke correlatie werd voor CT in de literatuur nog niet teruggevonden.
De resultaten van deze studie tonen een goede correlatie tussen de fysische beeldkwaliteit, voorgesteld als de IQS, en de klinische beeldkwaliteit van thoracale CT-opnames van Thiel 45
gebalsemde lichamen. Uitgaande van de gevonden correlaties kunnen medische stralingsfysici op basis van gemeten fysische parameters een uitspraak doen over de klinische beeldkwaliteit die een CT-toestel levert. Ondanks deze resultaten moet er toch voorzichtig omgesprongen worden met de IQS als parameter voor de klinische beeldkwaliteit. Wanneer bepaalde CTparameters aangepast worden, zal dit een effect hebben op de IQS en op de klinische beeldkwaliteit. Dit effect hoeft echter niet noodzakelijk hetzelfde te zijn. Wanneer bijvoorbeeld filtersterkte 5 gebruikt wordt bij een SAFIRE-reconstructie zal dit zorgen voor een stijging van de IQS. Ruis wordt dan meer onderdrukt in het beeld, maar ook kleine anatomische details kunnen verloren gaan. Door het verlies aan anatomische informatie kan de klinische beeldkwaliteit dalen [33]. Deze bemerking moet in het achterhoofd gehouden worden wanneer de IQS gebruikt wordt als parameter voor klinische beeldkwaliteit.
De resultaten van deze studie tonen aan dat de IQS kan gebruikt worden om op een automatische manier de fysische beeldkwaliteit te bepalen en een schatting te maken van de klinische beeldkwaliteit. De automatisering van de beeldkwaliteitanalyse heeft als voordeel dat de enorme hoeveelheden beelddata die een beeldvormingsunit dagelijks oplevert, geanalyseerd kunnen
worden. Op deze manier kan de beeldkwaliteit die een
beeldvormingsmodaliteit levert, gecontroleerd worden en kunnen plotse veranderingen in de kwaliteit snel opgemerkt worden [50].
Kortesniemi et al. stellen in hun artikel een methode voor om de IQS te normaliseren voor klinische beelden. Normalisatie van de scores heeft als voordeel dat de IQS een betekenis krijgt. Een perfect beeld zal een score krijgen die dicht bij de waarde 1 ligt, terwijl een heel slecht beeld een IQS zal hebben die 0 benadert. De formule voor de normalisatie van de IQS wordt weergegeven in Vergelijking 11.
(11)
Met nIQS de genormaliseerde IQS en m en r modaliteit- en onderzoekspecifieke parameters. De parameters m en r kunnen worden afgeleid uit klinische beelden. Een referentiebeeld wordt een nIQS van 0.5 gegeven en een beeld waarmee nog net een diagnose kan gesteld worden krijgt een nIQS van 0.1. Met deze gegevens kunnen dan de parameters m en r bepaald worden voor een gegeven onderzoek en modaliteit [33]. De normalisatie wordt in deze studie 46
niet toegepast omdat het op de basis van de uitgevoerde VGA moeilijk was om de benodigde beelden te selecteren. De klinische beeldkwaliteit wordt hier beoordeeld op basis van 10 kwaliteitscriteria die elke een score (1, 2, 3 of 4) krijgen. Wanneer alle kwaliteitscriteria een score van 3 meekrijgen, kan er gesproken worden van een referentiebeeld. Een beeld dat net de diagnostische voorwaarden haalt, is geassocieerd met een score van 2 voor elk kwaliteitscriterium. Op basis van de gevonden resultaten van de VGA is het zeer moeilijk om zulke beelden te vinden. Appendix VI toont een gedeelte van de resultaten om dit te verduidelijken. Een normalisatie van de IQS voor klinische beelden is echter wenselijk, dus verder onderzoek is hier noodzakelijk. De VGA kan herhaald worden, maar met een meer uitgebreide puntenscoring, bijvoorbeeld van 1 tot en met 10. Op deze manier kan er een duidelijker onderscheid gemaakt worden tussen een referentiebeeld en een beeld waar de klinische beeldkwaliteit net voldoende is.
In deze studie wordt een eenvoudige fysische parameter, namelijk de IQS, aangewend om de klinische beeldkwaliteit te voorspellen, maar in de literatuur worden ook andere methoden gevonden om op een objectieve manier een uitspraak te doen over de klinische beeldkwaliteit. Een veel onderzocht onderzoeksdomein is de bepaling van een fysische parameter die gebaseerd is op eigenschappen van the human visual system (HVS) [46]. De radioloog zal om een diagnose te stellen informatie halen uit slechts enkele regio’s van het beeld en door de incorporatie van het HVS in een parameter wordt hier rekening mee gehouden. Een studie uitgevoerd door Lin et al. focuste zich op 10 regio’s in een thoracaal radiografiebeeld. Deze 10 regio’s bevatten belangrijke kenmerken of structuren die voor de radioloog essentieel waren om de beeldkwaliteit van de thoracale opname te beoordelen. Deze regio’s worden gekoppeld aan fysische parameters die met behulp van een algoritme automatisch kunnen bepaald worden [49, 51]. De IQS wordt bepaald van een volledig beeld. In de toekomst kan onderzocht worden of het mogelijk en voldoende is om de IQS ook slechts te bepalen in gebieden die belangrijk zijn voor de radioloog. Op deze manier kan een meer accurate schatting gemaakt worden van de klinische beeldkwaliteit De resultaten van deze studie zijn een aanzet om uiteindelijk tot een drempelwaarde te komen die correspondeert met een minimale klinische beeldkwaliteit die nog leidt tot een correcte diagnose. Aangezien de IQS op een automatische manier bepaald kan worden, kan er snel opgemerkt worden wanneer de IQS de drempelwaarde stelselmatig overschrijdt. Dit kan een aanwijzing zijn om de dosis nog verder te reduceren, volgens het ALARA-principe. 47
5. ALGEMEEN BESLUIT Dosisreductie bij CT is de laatste jaren een veel bestudeerd onderzoeksdomein aangezien CT enorm bijdraagt aan de stralingsbelasting van de bevolking. De dosis kan echter niet onbeperkt dalen. De beeldkwaliteit moet nog steeds voldoende zijn om een correcte diagnose te stellen. De enorme hoeveelheden beelddata die dagelijks gegenereerd worden in een beeldvormingscentrum kunnen aangewend worden om het verband tussen dosis en beeldkwaliteit voor een specifiek onderzoek verder te analyseren.
Er wordt een goede correlatie gevonden tussen de IQS en de fysische parameters ruis, CNR en IQFinv. De IQS kan dus in principe deze parameters vervangen in beeldkwaliteitstudies. Het gebruik van één parameter heeft als voordeel dat resultaten van dergelijke studies eenvoudig kunnen vergeleken worden. Bovendien kan de IQS op een automatische manier bepaald worden, waardoor de beeldkwaliteit van een groot aantal beelden snel geanalyseerd kan worden.
Hoewel buisstroommodulatie een constante beeldkwaliteit belooft over een hele scanrange, wordt dit in deze studie niet teruggevonden. Het verloop van de IQS voor een buisstroom gemoduleerde opname en een opname aan een vaste mAs is zeer gelijkaardig. Verder onderzoek is hier zeker noodzakelijk. Meerdere opnames aan verschillende instellingen zijn nodig om het verloop van de IQS bij buisstroommodulatie verder te onderzoeken.
Er wordt een sterke correlatie gevonden tussen de IQS en de klinische beeldkwaliteit bij Thiel gebalsemde lichamen. Ondanks deze sterke correlatie moet er voorzichtig omgesprongen worden met de IQS als parameter voor klinische beeldkwaliteit, aangezien een stijging van de IQS kan gepaard gaan met een verlies aan anatomische informatie.
Er kan geconcludeerd worden dat de IQS op een automatische manier de fysische beeldkwaliteit van een CT-beeld kan beoordelen en een uitspraak kan doen over de klinische beeldkwaliteit. Er is meer onderzoek nodig om het verband tussen de IQS en andere fysische parameters te onderzoeken. Normalisatie van de IQS is noodzakelijk om de IQS een betekenis te geven bij de beoordeling van klinische beelden.
48
6. REFERENTIELIJST 1. 2. 3. 4. 5. 6. 7. 8. 9. 10. 11. 12. 13. 14. 15. 16. 17.
18. 19. 20.
21. 22. 23. 24. 25. 26. 27. 28. 29. 30.
P. SPRAWLS. Physical principles of medical imaging. Beschikbaar op: www.sprawls.org. J.T. BUSHBERG, J.A. SEIBERT, E.M. LEIDHOLDT & J.M. BOONE (2002). The Essential Physics of Medical Imaging (2nd ed.). Lippincott Williams & Wilkins. M. MANSFIELD & C. O'SULLIVAN (2010). Understanding Physics (2nd ed.). Wiley. K. BACHER (2013-2014). Cursus medische beeldvorming. Universiteit Gent. L.W. GOLDMAN (2007). Principles of CT and CT technology. Journal of Nuclear Medicine Technology 35(3): p. 115-128. J. HSIEH (2009). Computed tomography; principles, design, artefacts, and recent advances (2nd ed.). SPIE Press. L.W. GOLDMAN (2007). Principles of CT: radiation dose and image quality. Journal of Nuclear Medicine Technology 35(4): p. 213-225. M. MAHESH. CT Physics. M. SANDBORG (1995). Computed tomography: Physical principles and biohazards. Report 81. Linköping University, Department of Radiation Physics, Faculty of Health Sciences. Zweden. S.W. SMITH (2007). The scientist and engineer's guide to digital signal processing. California Technical Publishing. K. GRANT & R. RAUPACH (2012). Safire: sinogram affirmed iterative reconstruction. Siemens Healthcare, gepubliceerd op www.usa.siemens.com/healthcare. International Atomic Energy Agency (2012). Quality assurance programme for computed tomography: diagnostic and therapy applications. IAEA Human Health Series 19. K. GRANT & T. FLOHR (2010). Iterative reconstruction in image space (IRIS). Siemens Healthcare, gepubliceerd op www.usa.siemens.com/healthcare. M. BEISTER, D. KOLDITZ & W.A. KALENDER (2012). Iterative reconstruction methods in X-ray CT. Physica Medica 28(2): p. 94-108. D.J. BRENNER & E.J. HALL (2007). Computed tomography - an increasing source of radiation exposure. New England Journal of Medicine 357(22): p. 2277-2284. N. KEAT. X-Ray CT. Beschikbaar op: http://www.impactscan.org. M.J. TAPIOVAARA (2006). Relationships between physical measurements and user evaluation of image quality in medical radiology: a review. Report STUK-A219. Radiation and Nuclear Safety Authority. Helsinki, Finland. L. ROMANS (2013). CT Image Quality. Beschikbaar op: www.CEwebsource.com. E. NICOL, J. STIRRUP, A.D. KELION & S.P.G. PADLEY (2011). Cardiovascular Computed Tomography. Oxford University press. J. KEUN JO, K. DAE CHEOL, L. JONG-WOONG, C. JIWON, G. EUN-HOE, D. KYUNG-RAE, L. JAE-SEUNG & J. GYE HWAN (2011). Measurement of image quality in CT images reconstructed with different kernels. Journal of the Korean Physical Society 58(2): p. 334-342. F. ZARB, L. RAINFORD & M.F. MCENTEE (2010). Image quality assessment tools for optimization of CT images. Radiography 16(2): p. 147-153. Commission of the European Communities (1999). European guidlines on quality criteria for computed tomography (EUR 16262 EN). H. THIERENS (2012-2013). Cursus stralingsdosimetrie en radioprotectie. Universiteit Gent. W. HUDA, J.G. RAVENEL & E.M. SCALZETTI (2002). How do radiographic techniques affect image quality and patient doses in CT? Seminars in Ultrasound, CT and MRI 23(5): p. 411-422. J.T. PAYNE (2005). CT radiation dose and image quality. Radiologic Clinics of North America 43(6): p. 953-962. H. VANMARCKE, H. BOSMANS, G. EGGERMONT & J. BROUWERS (2007). Milieurapport Vlaanderen: MIRA, Achtergronddocument ioniserende straling. Vlaamse milieumaatschappij. D. FLEISCHMANN & F.E. BOAS (2011). Computed tomography - old ideas and new technology. European Radiology 21(3): p. 510-517. C.H. MCCOLLOUGH, A.N. PRIMAK, N. BRAUN, J. KOFLER, L. YU & J. CHRISTNER (2009). Strategies for reducing radiation dose in CT. Radiologic Clinics of North America 47(1): p. 27-40. C.J. MARTIN, P.F. SHARP & D.G. SUTTON (1999). Measurement of image quality in diagnostic radiology. Applied Radiation and Isotopes 50(1): p. 21-38. A. DE CROP, K. BACHER, T. VAN HOOF, P.V. SMEETS, B.S. SMET, M. VERGAUWEN, U. KIENDYS, P. DUYCK, K. VERSTRAETE, K. D’HERDE & H. THIERENS (2012). Correlation of Contrast-Detail Analysis and Clinical Image Quality Assessment in Chest Radiography with a Human Cadaver Study. Radiology 262(1): p. 298-304.
49
31.
32.
33. 34. 35. 36. 37. 38. 39.
40.
41. 42. 43. 44. 45.
46.
47. 48.
49.
50.
51.
M. SANDBORG, A. TINGBERG, D.R. DANCE, B. LANHEDE, A. ALMÉN, G. MCVEY, P. SUND, S. KHEDDACHE, J. BESJAKOV, S. MATTSSON, L.G. MÅNSSON & G. ALM CARLSSON (2001). Demonstration of correlations between clinical and physical image quality measures in chest and lumbar spine screen–film radiography. British Journal of Radiology 74(882): p. 520-528. M. SANDBORG, A. TINGBERG, G. ULLMAN, D.R. DANCE & G.A. CARLSSON (2006). Comparison of clinical and physical measures of image quality in chest and pelvis computed radiography at different tube voltages. Medical Physics 33(11): p. 4169-4175. M. KORTESNIEMI, Y. SCHENKEL & E. SALLI (2008). Automatic Image Quality Quantification and Mapping with an Edge-Preserving Mask-Filtering Algorithm. Acta Radiologica 49(1): p. 45-55. I. KERCKAERT, T. VAN HOOF, P. PATTYN & K. D'HERDE (2008). Endogent: Centre for Anatomy and Invasive Techniques. Anatomy 2: p. 28-33. The Phantom Laboratory (2012). Catphan ® 500 and 600 manual. Salem, New York, VS. The Phantom Laboratory. Beschikbaar op: http://www.phantomlab.com. W. THIEL (1992). Die Konservierung ganzer Leichen in natürlichen Farben. Annals of Anatomy Anatomischer Anzeiger 174(3): p. 185-195. W. THIEL (2002). Ergänzung für die Konservierung ganzer Leichen nach W. Thiel. Annals of Anatomy - Anatomischer Anzeiger 184(3): p. 267-269. P. GROSCURTH, P. EGGLI, J. KAPFHAMMER, G. RAGER, J.P. HORNUNG & J.D.H. FASEL (2001). Gross anatomy in the surgical curriculum in Switzerland: Improved cadaver preservation, anatomical models, and course development. The Anatomical Record 265(6): p. 254-256. M.K. KALRA, M.M. MAHER, T.L. TOTH, B. SCHMIDT, B.L. WESTERMAN, H.T. MORGAN & S. SAINI (2004). Techniques and applications of automatic tube current modulation for CT. Radiology 233(3): p. 649-57. T. FLOHR (2011). CARE Dose4D. Siemens Healthcare, gepubliceerd op www.usa.siemens.com/healthcare. ImageJ. Beschikbaar op: http://rsb.info.nih.gov/ij/. Artinis Medical Systems (2009). Manual CDRAD 2.0 phantom and analyser software version 2.1. Zetten, Nederland. M.J. CALLAHAN (2011). CT dose reduction in practice. Pediatric Radiology 41(2): p. 488-492. C.S. MOORE, T.J. WOOD, A.W. BEAVIS & J.R. SAUNDERSON (2013). Correlation of the clinical and physical image quality in chest radiography for average adults with a computed radiography imaging system. The British Journal of Radiology 86(1027). C. CAVARO-MENARD, L. ZHANG & P. LE CALLET (2010). Diagnostic quality assessment of medical images: Challenges and trends. 2nd European Workshop on Visual Information Processing (EUVIP). Parijs, Frankrijk. P.F. JUDY (2003). Multidetector-row CT image quality and radiation dose: Imaging the lung. Seminars in Roentgenology 38(2): p. 186-192. C. VON FALCK, V. BRATANOVA, T. RODT, B. MEYER, S. WALDECK, F. WACKER & H. SHIN (2013). Influence of sinogram affirmed iterative reconstruction of CT data on image noise characteristics and low-contrast detectability: an objective approach. Public Library of Science one 8(2). Y. LIN, H. LUO, J.T. DOBBINS, H. PAGE MCADAMS, X. WANG, W.J. SEHNERT, L. BARSKI, D.H. FOOS & E. SAMEI (2012). An image-based technique to assess the perceptual quality of clinical chest radiographs. Medical Physics 39(11): p. 7019-7031. W. ZHOU, A.C. BOVIK, H.R. SHEIKH & E.P. SIMONCELLI (2004). Image quality assessment: from error visibility to structural similarity. Institute of Electrical and Electronics Engineers (IEEE) Transactions on Image Processing 13(4): p. 600-612. Y. LIN, K.R. CHOUDHURY, H.P. MCADAMS, D.H. FOOS & E. SAMEI (2014). Validation of an image-based technique to assess the perceptual quality of clinical chest radiographs with an observer study. Medical Imaging 2014: Physics of Medical Imaging. San Diego, California, VS.
50
APPENDIX I Filteralgoritme geschreven in ImageJ.
// pixel(i,j)
setBatchMode(true); setOption ("ExpandableArrays",true);
mask = newArray(9); stat = newArray(2); gem = newArray(9); std = newArray(9); sel_M = newArray; sel_S = newArray; sor_S = newArray; def_S = newArray;
beeld = getImageID();
newImage("S", "16-bit", 512, 512, 1); beeld_S = getImageID(); newImage("M", "16-bit", 512, 512, 1); beeld_M = getImageID();
for (i=3;i<510;i++) { for(j=3;j<510;j++) {
selectImage(beeld); a=i-2; b=j-2; z=0;
for (m=0;m<3;m++) { for(n=0;n<3;n++) {
c=a+m; d=b+n;
mask[0] = getPixel(c,d); mask[1] = getPixel(c,d+1); mask[2] = getPixel(c,d+2); mask[3] = getPixel(c+1,d); mask[4] = getPixel(c+1,d+1); mask[5] = getPixel(c+1,d+2); mask[6] = getPixel(c+2,d); mask[7] = getPixel(c+2,d+1); mask[8] = getPixel(c+2,d+2);
Array.getStatistics(mask, min, max, mean, stdDev); gem[z] = mean; std[z] = stdDev; z=z+1; } } Array.getStatistics(std, min); positie = indexOfArray(std, min);
selectImage(beeld_M); setPixel(i, j, gem[positie[0]]);
selectImage(beeld_S); setPixel(i, j, min); } } selectImage(beeld_M); g = 0;
for (e=3;e<510;e++) { for (f=3;f<510;f++) {
if (getPixel(e,f) > 524) { sel_M[g] = getPixel(e,f); selectImage(beeld_S); sel_S[g] = getPixel(e,f); g = g+1; selectImage(beeld_M); } }
}
sor_S = Array.sort(sel_S); rank = 0.95 * (g-1) + 1; k = floor(rank); d = rank - k;
if (k == 0) perc = sor_S[0]; else if (k == g) perc = sor_S[g-1]; else perc = sor_S[k-1] + d * ( sor_S[k]-sor_S[k-1] );
l=0; for (h=0;h
for (q=0; q
IQs = l / som; print("IQs = " + IQs);
function indexOfArray(array, value) { count=0; for (a=0; a
0) { indices=newArray(count); count=0;
for (a=0; a
setBatchMode("exit & display");
APPENDIX II Criteria bij het uitvoeren van de VGA.
Thiel 1 Snede Criterium 18
Duidelijke reproductie in de linkerlong van het bloedvat in de matglas zone
37
Duidelijke reproductie in de linkerlong van het ventrale deel van de parasagittale streng Duidelijke reproductie in de linkerlong van het dorsale deel van de parasagittale streng Duidelijke reproductie in de linkerlong van de perifere bronchiale arterie in de lingula Duidelijke reproductie in de linkerlong van de endobronchiale wand parasagittaal Duidelijke reproductie in de linkerlong van de endobronchiale wand coronaal
39
Duidelijke reproductie in de linkerlong van de pleura
40
Duidelijke reproductie van de dwarse doorsnede door de perifere bronchus
41
Duidelijke reproductie in de linker long van de subpleurale micronodule
48
Duidelijke reproductie in de linkerlong van de schuine fissuur
Thiel 2 Snede Criterium 56
Duidelijke reproductie van de pleurale micronodulaire verdikking in de rechterlong Duidelijke reproductie van de perihilaire overlangse bronchus in de rechter long Duidelijke reproductie van de luchtbelletjes in het rechter atriuim
59
Duidelijke reproductie van de 2 parallelle lineaire densiteiten loodrecht op de pleura ventraal in de rechterlong Duidelijke reproductie van het ventrale deel van de parasagittale streng in de rechter long Duidelijke reproductie van de aflijning van de wand van de luchthoudende structuur in de rechterlong
60
Duidelijke reproductie van de met lucht gevulde alveoli in het intersitieel vocht Duidelijke reproductie van de pleurale dikte in de rechter long Duidelijke reproductie van de endobronchiale wand ventraal in de rechterlong Duidelijke reproductie van het interlobulair septum loodrecht op de pleura in de rechterlong
Thiel 3 Snede Criterium 51
Duidelijke reproductie van de bifurcatie van de kleine bronchus Duidelijke reproductie van de laterale wand van de bronchus Duidelijke reproductie van de "fissuur" Duidelijke reproductie van de drie micronodulaire structuren (subpleuraal anterolateraal rechts)
73
Duidelijke reproductie van het coronaal intralobulair septum ventraal in de rechterlong Duidelijke reproductie van het viceraal pericard (fijne lijn diep van het pariëtaal pericard) Duidelijke reproductie van de luchthoudende structuur in de consolidatiezone in de onderkwab Duidelijke reproductie van het intralobulair septum anterobasaal in de onderkwab Duidelijke reproductie van het interlobulair septum anterolateraal in de middenkwab Duidelijke reproductie van de rechter anterieure wand van de aorta
APPENDIX III
B70 0.3 0.25 IQS
0.2 0.15
CTP 404
0.1
CTP 515
0.05 0 12
34
67
103
152
200
Effectieve mAs
I30/1 1.2 1 IQS
0.8 0.6
CTP 404
0.4
CTP 515
0.2 0 1
2
3
4
5
6
Effectieve mAs
I30/2 1.4 1.2
IQS
1 0.8 0.6
CTP 404
0.4
CTP 515
0.2 0 12
34
67
103
Effectieve mAs
152
200
I30/3 2
IQS
1.5 1
CTP 404 CTP 515
0.5 0 12
34
67
103
152
200
Effectieve mAs
I30/4 2.5
IQS
2 1.5 CTP 404
1
CTP 515
0.5 0 12
34
67
103
152
200
Effectieve mAs
IQS
I30/5 4 3.5 3 2.5 2 1.5 1 0.5 0
CTP 404 CTP 515
12
34
67
103
Effectieve mAs
152
200
I70/1 0.3 0.25 IQS
0.2 0.15
CTP 404
0.1
CTP 515
0.05 0 12
34
67
103
152
200
Effectieve mAs
I70/2 0.3 0.25 IQS
0.2 0.15
CTP 404
0.1
CTP 515
0.05 0 12
34
67
103
152
200
Effectieve mAs
I70/3 0.35 0.3
IQS
0.25 0.2 0.15
CTP 404
0.1
CTP 515
0.05 0 12
34
67
103
Effectieve mAs
152
200
IQS
I70/4 0.4 0.35 0.3 0.25 0.2 0.15 0.1 0.05 0
CTP 404 CTP 515
12
34
67
103
152
200
Effectieve mAs
I70/5 0.5
IQS
0.4 0.3 CTP 404
0.2
CTP 515
0.1 0 12
34
67
103
Effectieve mAs
152
200
APPENDIX IV Onderstaande figuren tonen de correlatie tussen de CNR en de IQS voor de 6 resterende contractobjecten in module CTP 404 voor de eerste reeks Catphan® opnames.
ROI 1: Lucht 2.5 2 1.5 IQS
y = 0.0039x + 0.0984 R² = 0.9642
1 0.5 0 0
100
200
300
400
500
600
CNR
ROI 3: Delrin® 2.5 2 1.5 IQS
y = 0.017x + 0.097 R² = 0.9642
1 0.5 0 0
20
40
60 CNR
80
100
120
ROI 4: Acryl 2.5 2 1.5 IQS
y = 0.1344x + 0.1054 R² = 0.9563
1 0.5 0 0
2
4
6
8
10
12
14
16
CNR
ROI 6: Polystyreen 2.5 2
IQS
1.5 y = 0.0322x + 0.0983 R² = 0.9661
1 0.5 0 0
10
20
30
40 CNR
50
60
70
ROI 7: LDPE 2.5 2 1.5 IQS
y = 0.0222x + 0.0991 R² = 0.9637
1 0.5 0 0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
CNR
ROI 8: PMP 2.5 2 1.5 IQS
y = 0.0152x + 0.0984 R² = 0.9641
1 0.5 0 0
20
40
60
80 CNR
100
120
140
APPENDIX V Onderstaande figuren tonen de correlatie tussen de CNR en de IQS voor de 6 resterende contractobjecten in module CTP 404 voor de tweede reeks Catphan® opnames.
ROI 1: lucht 1.2
y = 0.0019x + 0.1637 R² = 0.9632
1
IQS
0.8 0.6 0.4 0.2 0 0
50
100
150
200
250
300
350
400
450
500
CNR
ROI 3: Delrin® 1.2
y = 0.0083x + 0.166 R² = 0.9493
1
IQS
0.8 0.6 0.4 0.2 0 0
20
40
60 CNR
80
100
120
ROI 4: Acryl 1.2
y = 0.0855x + 0.17 R² = 0.875
1
IQS
0.8 0.6 0.4 0.2 0 0
2
4
6
8
10
12
CNR
ROI 6: Polystyreen 1.2
y = 0.0154x + 0.1677 R² = 0.9536
1
IQS
0.8 0.6 0.4 0.2 0 0
10
20
30 CNR
40
50
60
ROI 7: LDPE 1.2
y = 0.011x + 0.1677 R² = 0.952
1
IQS
0.8 0.6 0.4 0.2 0 0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
CNR
ROI 8: PMP 1.2
y = 0.0075x + 0.1662 R² = 0.9563
1
IQS
0.8 0.6 0.4 0.2 0 0
20
40
60 CNR
80
100
120
APPENDIX VI Onderstaande tabellen tonen gedeeltelijk de resultaten van de uitgevoerde VGA. Elke tabel geeft de scoring weer van de 4 radiologen voor de verschillende mAsref-waarden. Het gescoorde beeld is gereconstrueerd met de B30-filter. De resterende scanparameters zijn 120 kVp, een opnametijd van 330 ms, een snededikte van 3 mm en een pitch van 0.9.
12 mAsref LEZER LEZER LEZER LEZER 1 2 3 4 1 1 2 2
1 Bloedvat in de matglas zone (snede 18) 2 Ventrale deel van de parasagittale streng (snede 37)
1
1
2
2
3 Dorsale deel van de parasagittale streng (snede 37)
2
2
2
2
4 Perifere bronchiale arterie in de lingula (snede 37)
2
1
2
2
5 Endobronchiale wand parasagittaal (snede 37)
3
3
2
2
6 Endobronchiale wand coronaal (snede 37)
2
2
2
2
7 De pleura (snede 39)
1
1
1
1
8 Dwarse doorsnede door de perifere bronchus (snede 40)
2
1
1
1
9 De subpleurale micronodule (snede 41)
1
2
2
2
10 De schuine fissuur (snede 48)
1
1
1
1
30 mAsref
1 Bloedvat in de matglas zone (snede 18)
LEZER LEZER LEZER LEZER 1 2 3 4 1 1 1 1
2 Ventrale deel van de parasagittale streng (snede 37)
2
1
1
2
3 Dorsale deel van de parasagittale streng (snede 37)
3
2
3
2
4 Perifere bronchiale arterie in de lingula (snede 37)
2
1
1
2
5 Endobronchiale wand parasagittaal (snede 37)
3
2
3
2
6 Endobronchiale wand coronaal (snede 37)
2
1
2
2
7 De pleura (snede 39)
2
2
2
3
8 Dwarse doorsnede door de perifere bronchus (snede 40)
2
2
2
2
9 De subpleurale micronodule (snede 41)
2
1
2
2
10 De schuine fissuur (snede 48)
3
1
2
2
60 mAsref LEZER LEZER LEZER LEZER 1 2 3 4 1 2 3 4
1 Bloedvat in de matglas zone (snede 18) 2 Ventrale deel van de parasagittale streng (snede 37)
2
2
2
3
3 Dorsale deel van de parasagittale streng (snede 37)
3
3
3
2
4 Perifere bronchiale arterie in de lingula (snede 37)
3
2
2
2
5 Endobronchiale wand parasagittaal (snede 37)
3
3
3
2
6 Endobronchiale wand coronaal (snede 37)
3
2
2
2
7 De pleura (snede 39)
3
3
3
3
8 Dwarse doorsnede door de perifere bronchus (snede 40)
3
2
3
3
9 De subpleurale micronodule (snede 41)
3
2
2
2
10 De schuine fissuur (snede 48)
3
2
3
4
90 mAsref
1 Bloedvat in de matglas zone (snede 18)
LEZER LEZER LEZER LEZER 1 2 3 4 2 2 3 2
2 Ventrale deel van de parasagittale streng (snede 37)
3
2
2
3
3 Dorsale deel van de parasagittale streng (snede 37)
3
2
3
2
4 Perifere bronchiale arterie in de lingula (snede 37)
3
2
3
4
5 Endobronchiale wand parasagittaal (snede 37)
3
3
2
2
6 Endobronchiale wand coronaal (snede 37)
2
2
2
2
7 De pleura (snede 39)
3
3
2
3
8 Dwarse doorsnede door de perifere bronchus (snede 40)
2
2
3
4
9 De subpleurale micronodule (snede 41)
2
2
3
2
10 De schuine fissuur (snede 48)
3
2
2
3
120 mAsref LEZER LEZER LEZER LEZER 1 2 3 4 2 2 3 3
1 Bloedvat in de matglas zone (snede 18) 2 Ventrale deel van de parasagittale streng (snede 37)
2
2
2
2
3 Dorsale deel van de parasagittale streng (snede 37)
3
3
3
2
4 Perifere bronchiale arterie in de lingula (snede 37)
3
3
2
2
5 Endobronchiale wand parasagittaal (snede 37)
3
3
3
2
6 Endobronchiale wand coronaal (snede 37)
3
2
3
2
7 De pleura (snede 39)
3
4
3
2
8 Dwarse doorsnede door de perifere bronchus (snede 40)
2
4
3
3
9 De subpleurale micronodule (snede 41)
2
3
3
2
10 De schuine fissuur (snede 48)
2
2
3
3
150 mAsref
1 Bloedvat in de matglas zone (snede 18)
LEZER LEZER LEZER LEZER 1 2 3 4 3 3 3 4
2 Ventrale deel van de parasagittale streng (snede 37)
3
3
3
4
3 Dorsale deel van de parasagittale streng (snede 37)
3
3
3
2
4 Perifere bronchiale arterie in de lingula (snede 37)
3
4
4
4
5 Endobronchiale wand parasagittaal (snede 37)
3
4
3
2
6 Endobronchiale wand coronaal (snede 37)
3
3
2
2
7 De pleura (snede 39)
3
4
3
3
8 Dwarse doorsnede door de perifere bronchus (snede 40)
3
3
4
4
9 De subpleurale micronodule (snede 41)
3
3
4
2
10 De schuine fissuur (snede 48)
3
3
4
3
