Ekstern filtrering ved børnethorax

Transkript

1 Radiografuddannelsen, University College Lillebælt Ekstern filtrering ved børnethorax Bacheloropgave Navne: Jacob Nattestad, Lam K. Ha & Morten T. Ernst R07A Dato/år: 31/ Vejleder: Thomas Søndergaard Larsen Antal anslag: Opgaven må udlånes og anvendes til uddannelsesmæssige formål samt gøres tilgængelig på institutionens intranet, hjemmeside o.lign. såfremt den er bestået Underskrift:

2 Radiografuddannelsen, University College Lillebælt Undertegnede erklærer hermed at denne opgave er udarbejdet af undertegnede samt at der ikke er modtaget uretsmæssig hjælp til udarbejdelsen af denne opgave, herunder afskrift fra andre opgaver, bøger, artikler og lignende. Underskrift: Jacob Nattestad Lam K. Ha Morten T. Ernst

3 Abstract Titel: Title: Ekstern filtrering ved børnethorax. Use of External Filtration in Chest Radiography of Children. Formål: Denne opgave har til formål at undersøge, hvor meget dosis kan nedsættes på sygehus X ved en øget ekstern filtrering samtidig med billedkvaliteten opretholdes i forbindelse med børnethorax AP. Ligeledes undersøges radiografernes viden om denne eksterne filtrering. Metode: Til at måle dosis og billedkvalitet anvendes et eksperimentelt forsøg. Indgangsdosis og billedkvaliteten måles ved et plexiglasfantom svarende til et thorax på et 5-årigt barn, ved 4 forskellige filtreringsniveauer. Begge forsøg udføres på et Philips DX system med udgangspunkt i den eksisterende børnethorax protokol Child M på sygehus X hvor der anvendes faste parametre. Derudover benyttes et kvantitativt spørgeskema til at afdække radiografernes viden om ekstern filtrering. Resultater: Ud fra vores statistiske beregninger viser vores resultater, at man ved børnethorax protokol Child M på sygehus X, signifikant kan nedsætte indgangsdosis med 54 %, når man går fra ingen ekstern filtrering til 0,2 mm Cu + 1 mm Al filter. Ligeledes falder effektiv dosis med 27 % eller 34 % afhængig af hvilke vævsvægtningsfaktorer man anvender. Desuden er der ikke nogen statistisk signifikant forskel i billedkvaliteten ved anvendelse af en øget ekstern filtrering. På baggrund af vores spørgeskemaundersøgelse om radiografernes viden om ekstern filtrering på sygehus X, fremgik det at 2 ud af de 14 adspurgte kendte til bekendtgørelse 975 anbefaling om filtrering ved røntgenundersøgelser af børn. Derudover kendte 93 %, svarende til 13 ud af 14, ikke til filtreringsniveauet ved afdelingens eksisterende børneprotokol. Til gengæld kendte 50 % til den dosisnedsættende effekt denne filtrering har, hvorimod ingen af de adspurgte havde nævnt denne som en dosisnedsættende overvejelse i forbindelse med børnethorax af et 5-årigt barn. Konklusion: Anvendelsen af en øget ekstern filtrering kan nedsætte indgangsdosis og effektiv dosis samtidig med billedkvaliteten opretholdes ved et børnethorax AP af et 5-årigt barn. Derudover har de adspurgte på sygehus X et mindre kendskab til det lovmæssige omkring filtrering. 50 % kender til effekten af filtreringen, hvorimod ingen af de adspurgte nævner denne som et dosisnedsættende tiltag. 1

4 Indholdsfortegnelse Indledning... 4 Problemafsnit... 5 Problemafgrænsning... 8 Problemformulering... 9 Nøglebegreber... 9 Operationalisering... 9 Metodeafsnit Empiriske overvejelser Design Litteraturvalg Dokumentation for artikelsøgning Videnskabsteori Etiske overvejelser Teoriafsnit Filtrering Dosis DX og billedkvalitet Delanalyse Empiri afsnit Eksperimentelt forsøg CDRAD fantom Børnefantom Valg af dosismeter Monte Carlo Pilotforsøg Forsøgsguide til måling af dosis Forsøgsguide til måling af billedkvalitet Bias til eksperimentelt forsøg

5 Spørgeskema Udarbejdelse af spørgeskema Pilotforsøg Udførelse af spørgeskemaundersøgelse Bias til spørgeskema Statistik og resultater Resultater for eksperimentelt forsøg Resultater for spørgeskema Diskussion Konklusion Perspektivering Litteraturliste Bilagsfortegnelse

6 Indledning I løbet af vores uddannelse har vi erfaret, at røntgenundersøgelser af børn er et område, som generelt er præget af en vis usikkerhed blandt radiografer. Det er ligeledes en røntgenundersøgelse der stiller store krav til den enkelte radiograf i form af dosisnedsættende samt kommunikative overvejelser. Den mest alment forekommende røntgenundersøgelse af børn under 9 år, er røntgen af thorax (sst.dk RY). Det er vigtigt at sundhedspersonalet konstant er med til at højne kvaliteten gennem hele patientforløbet. Kvalitetsmål og arbejdsrutiner er ikke evigt gyldige, men skal hele tiden vurderes og justeres. Disse vurderinger og justeringer baseres på eventuel ny viden og kvalitetsmålinger (Kjærgaard et al 2006: 24-27). Kravet til at vi skal sikre og udvikle kvaliteten af vores profession møder vi primært 2 steder; i røntgenbekendtgørelse nr. 975 og i Den Danske Kvalitetsmodel (DDKM). Tanken bag DDKM startede i midten af 90 erne som følge af negativt fokus på sundhedsvæsenet fra mediernes side. Et af hovedformålene med modellen er at sikre en løbende kvalitetsudvikling, således man kontinuerligt kigger på ny forskning og erfaringer, som kan benyttes i den daglige praksis. Som direkte udløber af disse kvalitetskrav blev sundhedsuddannelserne også reformeret ved ikrafttrædelse af professionsbacheloruddannelserne i 2001, hvor der netop blev fokuseret på kvalitetssikring og akademiske kompetencer. På den måde højner man kvaliteten af vores arbejde, som bl.a. kan være at minimere patientrisiko (ikas.dk). Igennem vores praktikperioder forskellige steder i landet, har vi erfaret at røntgenundersøgelser af børnethorax ofte er forbundet med en vis usikkerhed hos radiografen. Vi har alle 3 oplevet en stor variation fra radiograf til radiograf i deres overvejelser omkring kommunikation samt dosisnedsættende tiltag. Nogle gik meget op i kommunikation, mens parametervalget fik mindre fokus og i andre tilfælde var det omvendt. For det meste bestod usikkerheden i valg af parametre; hvor meget kan dosis nedsættes samtidig med billedkvaliteten opretholdes. Ved et tilfælde blev vi bekendte med at Sygehus X ikke anvendte ekstern filtrering i deres protokoller for børnethorax. Vores opmærksomhed på dette emne blev vakt, da vi alle tre forinden havde deltaget i et kursus i Digital Radiografi. På dette kursus var der netop fokus på effekten af denne eksterne filtrering og vigtigheden af denne især ved røntgenundersøgelser af børn. I følge røntgenbekendtgørelse 975 kapitel anbefales: 4

7 Røntgenrørets totalfiltrering skal vælges så høj som mulig. Dette gælder især ved undersøgelser af børn En videnskabelig undersøgelse fra 2005 (Bilag1), viser ligeledes at man ved brugen af ekstern filtrering kan nedsætte dosis med op til 30 % samtidig med at den diagnostiske brugbarhed opretholdes. I denne undersøgelse anvendes der 0,3 mm kobber (Cu) (Hamer OW et al 2005 s. 691). Statens Institut for strålehygiejne (SIS) har lavet et projekt med det formål, at beregne referencedoser for røntgenundersøgelser af børn herunder thorax. I deres konklusion skriver de ligeledes at for røntgenundersøgelser af thorax, kan brugen af ekstern filtrering fortsat anbefales (sst.dk VPRB). Dosismæssigt er problematikken i forbindelse med røntgenundersøgelser af børn er, at de stadig er i udviklingsfasen hvilket gør dem 3-4 gange mere strålefølsomme end voksne. Dermed har de en øget risiko for udviklingen af stokastiske skader (drs.dk VVRP). På baggrund af denne viden samt vores egne erfaringer, har denne usikkerhed blandt radiograferne samt den manglende anvendelse af ekstern filtrering i forbindelse med børnethorax vakt vores interesse for at undersøge dette område nærmere. Problemafsnit En af vores vigtigste opgaver som radiografer er at beskytte patienterne mod unødige røntgenstråler, jf. ALARA 1 princippet, som også beskrives i røntgenbekendtgørelse nr. 975 kapitel 12 65: alle doser skal holdes så lave som det med rimelighed er muligt under hensyntagen til de ønskede diagnostiske resultater Ovenstående betyder, at radiografen har pligt til at holde dosis så lav som muligt, uden at det går ud over den diagnostiske brugbarhed af undersøgelsen. Hvis vi derfor kan beskytte patienten, uden det går ud over diagnosesikkerheden, lever vi op til lovgivningen. I de seneste år er udviklingen inden for digital radiografi gået stærkt. Først med CRsystemet og siden hen DX 2 -systemet. I forbindelse med denne udvikling indenfor DX, er det nu blevet muligt at nedsætte dosis grundet detektorpladens opbygning med et lysforstærkende 1 As low as reasonably achievable 2 DICOM benævnelsen for DR-systemer 5

8 scintilatorlag (Bushong SC s. 404). Dette system giver ligeledes radiografen flere muligheder i den efterfølgende billedbearbejdning. Dog skal radiografen være opmærksom på at systemet har nogle faldgrupper. Systemet kan bl.a. kompensere for over- og undereksponerede billeder således at man ikke umiddelbart kan se dette på billedet. Her stiller det krav til radiografens viden om eksponeringsværdier, hvilket nemt kan overses i dagligdagen (Willis C s. 267)(Bilag 2). I artiklen fraråder de ligeledes brugen af 1-punktsteknik ved børneundersøgelser. Børns manglende evne til at stå stille og deres størrelse, gør det svært at få den relevante anatomi til at dække målekammerene. Ydermere nævner artiklen, at da børn er så små, vil brugen af raster ikke kunne forsvares da dosis bliver meget højere end reduktionen af den spredte stråling (Willis C s ). Når man taler om røntgen af børnethorax, er der flere instanser, som har lavet anbefalinger om protokolopbygning. Disse instanser er European Commission, SIS og National Radiological Protection Board (NRPB). Anbefalingerne indeholder alle sammen oplysninger om, hvad de hver især mener thoraxundersøgelser AP skal leve op til, herunder referencedoser givet som indgangsdosis (ID) og filtrering. Figuren herunder viser anbefalingerne fra de tre instanser. Indgangsdosis (µgy) Cu-filtrering (mm) SIS 80 0,2 European Guidelines 100 0,2 NRPB 70 - Figur 1 Oversigt over indgangsdosis og Cu-filtrering. Vævsvægtningsfaktorer Væv/organ Gamle W T Nye W T Rød knoglemarv, tyktarm, lunger, mavesæk 0,12 0,12 Gonader 0,20 0,08 Bryst 0,05 0,12 Urinblære, spiserør, lever, thyreoidea 0,04 0,04 Knogleoverflader, hjerne, spytkirtler, hud 0,01 0,01 Figur 2. Vævsvægtningsfaktorer. Kilde: SIS Ser vi på de bestrålede organer og væv ved røntgen af thorax, understreger følgende vævsvægtningsfaktorer (Figur 2), samt børns tidligere nævnte strålefølsomhed, vigtigheden i radiografens dosisnedsættende tiltag ved røntgenundersøgelser af børn. 6

9 Som det fremgår af ovenstående figur, har lungerne en vævsvægtningsfaktor på 0,12, hvilket gør dem til et af de mest strålefølsomme organer. Sammenholder vi dette med vores viden om børns strålefølsomhed, kan man sige at radiografens dosisnedsættende overvejelser er meget vigtige. Sammenholder vi ovenstående problemstillinger med bekendtgørelsens krav om anvendelse af så høj en ekstern filtrering som mulig ved røntgenundersøgelser af børn, fandt vi det interessant at indhente (Bilag 3) protokoller for børnethorax fra sygehus X. Som det fremgår af nedenstående figurer over disse protokoller, er det bemærkelsesværdigt, at der her ikke anvendes ekstern filtrering ved deres børnethorax protokoller da denne anvendes ved almindelig thorax. Ydermere finder vi det bemærkelsesværdigt, at alle børnethorax protokoller er sat op til at køre med raster da vi ved bekendtgørelse 975 fraråder brugen af dette ved børn (se dosis afsnit s. 22). Protokol KV mas Sek (ms) Fokus FFA (cm) Raster Speed Egen filtrering Ekstern filtrering Child S 109 0,63 1,05 Grov :1-2,5mm Al - Child M Grov : ,5mm Al - Child L Grov : ,5mm Al - Alm. Thorax Grov : ,5mm Al 1mmAl + 0,1mmCu Figur 3A Protokoller fra sygehus X rum A Protokol KV mas Sek (ms) Fokus FFA (cm) Raster Speed Egen filtrering Ekstern filtrering Child S ,44 Grov :1-2,5mm Al - Child M Grov : ,5mm Al - Child L Grov : ,5mm Al - Alm. Thorax Grov : ,5mm Al 1mmAl + 0,1mmCu Figur 3B Protokoller fra sygehus X rum B Ovenstående figurer viser ligeledes at der er en betydelig intern variation af samme børneprotokol fordelt på 2 stuer. I protokollen for Child S varierer KV med 44 og mas værdien med hele 3,37. 7

10 Problemafgrænsning På baggrund af ovenstående problemfelt, har vi valgt at kigge nærmere på anvendelsen af en øget ekstern filtrering. Her kunne det være interessant at undersøge, hvor meget vi kan nedsætte dosis samtidig med billedkvaliteten opretholdes. Ydermere vil vi undersøge radiografens overvejelser og viden om denne eksterne filtrering. Vi finder denne kombination yderst interessant, da vi mener at det er vigtig at få afklaret, om radiograferne har den fornødne viden, til at efterleve de krav som bekendtgørelsen stiller på området, jf. ALARA princippet samt kravet til anvendelse af ekstern filtrering ved børneundersøgelser. Ydermere vil netop sådan en undersøgelse sætte fokus på røntgenundersøgelser af børn, samt afdelingens eksisterende børneprotokoller. Grunden til vi finder det interessant at undersøge dosis og billedkvalitet ved en øget ekstern filtrering er, at vi selv har erfaret at sygehus X i deres børneprotokoller for thorax ikke anvender denne filtrering. Sammenholder vi denne erfaring med tidligere nævnte artikler der viste en betydelig dosisnedsættelse efter anvendelsen af en øget filtrering, virker denne problemstilling særdeles relevant. Vi har valgt at fokusere på thoraxundersøgelser af børn, da de som tidligere nævnt er den patientgruppe der er mest strålefølsomme overfor røntgenstråler. Ligeledes siger vores egne erfaringer, at der er et manglende fokus på netop dette område. Dette understreger vigtigheden i en optimering af røntgenundersøgelser af børn, således at disse undersøgelser opretholder billedkvaliteten med lavest mulig patientdosis. Da børn er meget varierende i størrelse, har vi valgt at fokusere på thorax af 5-årige børn. Grunden til dette er, at det er en alder vi gentagende gange støder på i både artikler, eksisterende referencedoser for børnethorax samt Monte Carlo programmet som vi senere vil benytte til udregning af effektiv dosis. Da rum A er det primære thoraxrum, vil vores fokus i opgaven udelukkende ligge her. Desuden har vi observeret at tidligere thoraxundersøgelser af børn i aldersgruppen vi beskæftiger os med, alle er taget med Child M protokollen. Det er dermed denne protokol vi vælger at fokusere på. Vi er derfor kommet frem til følgende problemformulering. 8

11 Problemformulering Hvor meget kan en øget ekstern filtrering nedsætte dosis samtidig med billedkvaliteten opretholdes i forbindelse med røntgen af børnethorax AP på sygehus X, samt hvilken viden har radiograferne om ekstern filtrering? Nøglebegreber Ekstern filtrering: Her menes Al og Cu filtre som fysisk kan tillægges rørets egenfiltrering. Dosis: Indgangsdosis målt i µgy samt en beregnet effektiv dosis målt i msv. Billedkvalitet: Her menes lavkontrastopløsning (LKO) og rumlig opløsning (RO). Børnethorax AP: Røntgenundersøgelse af thorax AP af et 5-årigt barn på Philips DX-system. Operationalisering Med vores operationalisering (Bilag 4) vil vi sikre os at opgaven giver svar på vores problemformulering. Problemformuleringen inddeles i kategorier og begreber, hvorefter vi udarbejder nogle forskningsspørgsmål. Arbejdet gøres derved lettere ved at specificere teorien og strukturere opgaven, således at opgavens indhold og formål tydeliggøres. Forskningsspørgsmål Kategori A: Hvad er filtrering? (Teori) Hvad er ekstern filtrering? (Teori) Hvilke slags ekstern filtrering findes der? (Teori) Hvorfor anvendes ekstern filtrering og hvilke fordele og ulempe er der ved denne anvendelse? (Teori) Hvilken indflydelse har anvendelsen af en øget ekstern filtrering på indgangs- og effektiv dosis? (Empiri) Hvilken indflydelse har anvendelsen af en øget ekstern filtrering på billedkvaliteten? (Empiri) 9

12 Kategori B: Hvad er definitionen på effektiv dosis, ækvivalent dosis samt vævsvægtningsfaktorer? (Teori) Hvad er indgangsdosis? (Teori) Hvad er dosis areal produkt?(teori) Hvad er stokastiske skader? (Teori) Hvad siger bekendtgørelse nr. 975 om strålebeskyttelse af patienter? (Teori) Kategori C: Hvad er lavkontrast opløsning? (Teori) Hvad er rumlig opløsning? (Teori) Hvad er et CDRAD-fantom og IQFinv-værdi? (Empiri) Kategori D: Hvilke parametre anvendes ved røntgen af thorax AP af et 5-årigt barn? (Empiri) Hvordan er DX-receptoren opbygget? (Teori) Hvad er EI-værdien på et Philips DX-system udtryk for? (Teori) Kategori E: Hvorledes er radiograferne bekendt med den lovgivning der findes med hensyn til brugen af ekstern filtrering? (Empiri) Er radiograferne bekendt med anvendelsen af ekstern filtrering ved afdelingens eksisterende protokoller til børnethorax? (Empiri) I hvilken udstrækning er radiograferne bekendt med effekten af ekstern filtrering på dosis? (Empiri) Metodeafsnit I det følgende afsnit vil vi gennemgå vores empiriske overvejelser samt opgavens opbygning, således det bliver klart hvor i opgaven vores forskningsspørgsmål vil blive besvaret. Vi vil ligeledes argumentere for vores valg af teori og metode i opgaven. 10

13 Empiriske overvejelser For at besvare vores problemformulering har vi valgt at opdele vores empiri afsnit i to dele. Først har vi valgt at udføre et eksperimentelt forsøg, for derigennem at afdække hvor meget vi kan nedsætte dosis samtidig med billedkvaliteten opretholdes ved Child M protokollen på sygehus X. Baggrunden for at vi har valgt at arbejde med en eksperimentel metode, er at vi mener det er den mest oplagte metode til at afdække denne del af problemformuleringen på. Ydermere har vi mulighed for at udføre vores eksperimentelle forsøg på sygehus X, hvorigennem vi vil få nogle mere retningsgivende data for netop deres protokoller. Dernæst vil vi benytte et kvantitativt spørgeskema for at afdække radiografernes viden på sygehus X om ekstern filtrering og anvendelsen af denne ved røntgenundersøgelser af børnethorax. Denne metode har vi valgt, da vi på denne måde kan udspørge et relativt stort antal personer om et begrænset antal variable på et relativt overfladisk niveau. Ydermere vil denne metode betyde at vi kan nå ud til flere respondenter i forhold til fx interviewmetoden. Dette betyder også at vi vil få et mere realistisk billede af virkeligheden afhængig af besvarelsesprocenten. En ulempe ved denne metode er dog, at man ikke kan få så uddybende besvarelser som hvis man interviewede radiograferne. Design På baggrund af vores problemstilling vil vi i opgaven tage udgangspunkt i det naturvidenskabelige paradigme herunder positivismen, hvilket vi vil komme nærmere ind på i afsnittet videnskabsteori. For at få belyst vores problemformulering ud fra stillede forskningsspørgsmål, har vi valgt at starte vores teoriafsnit med en gennemgang af teorien bag filtrering af røntgenstråler. Her vil vi beskrive hvilke typer af filtrering der benyttes, samt fysikken bag. Dette har vi valgt at gøre, da denne viden er grundlæggende for hele problemstillingen, vi beskæftiger os med i denne opgave. Efterfølgende vil vi kigge nærmere på begrebet dosis. Ud fra forskningsspørgsmålene vil vi gennemgå effektiv dosis, indgangsdosis samt stokastiske skader. I dette afsnit vil vi ligeledes komme ind på relevante paragraffer fra røntgenbekendtgørelse 975 i forhold til vores opgave. Dette afsnit danner grundlag for vurdering af dosismålingerne i vores eksperimentelle forsøg. Dernæst vil vi afklare området billedkvalitet, herunder begreberne lavkontrast- og rumlig opløsning. Afsnittet indeholder ligeledes en beskrivelse DX-receptorens opbygning og 11

14 Philips systemets eksponeringsindeks-værdi. Dette afsnit vil blive afsluttet med en delanalyse, hvori de vigtigste aspekter fremhæves. Efter præsentationen af vores teori vil dette lede os hen til vores empiriafsnit. I dette afsnit vil vi komme med en udførlig beskrivelse af vores forsøgsovervejelser samt vores forsøgsopstillinger. Efterfølgende kommer et afsnit omhandlende vores spørgeskemametode. I dette afsnit gennemgås såvel teorien samt vores egne overvejelser i forbindelse med denne metode. Herefter gennemgås vores resultater, som dels vil blive præsenteret deskriptivt samt analyseret og bearbejdet ud fra statistiske beregninger. Disse resultater vil danne grundlag for besvarelse på nogle af vores forskningsspørgsmål. Slutteligt vil vi sammendrage teorien og empirien i et diskussionsafsnit, hvor de vigtigste aspekter fremhæves og holdes op imod hinanden. Dette fører os frem til vores konklusion, som er et svar på vores problemformulering, efterfulgt af en perspektivering. Litteraturvalg Til besvarelse af forskningsspørgsmålene omhandlende filtrering har vi valgt at anvende kompendiet Lærebog i røntgenfysik for radiografstuderende. Kompendiet er skrevet af Jørn Erik Andersen og Jens Munk, begge fysikere, som på grundlag af erfaringer fra undervisningen i røntgenfysik, har udarbejdet dette kompendium. Selvom kompendiet ikke er udgivet, men kun sælges på skolen, anser vi dette stadig for værende valid, idet det er blevet anvendt i forbindelse med undervisningen i røntgenfysik for radiografstuderende. Seneste udgave af kompendiet er fra 1981, hvor det er blevet redigeret for at gøre teksten klar og sammenhængende. I og med at det stadig beskriver grundlæggende røntgenfysik, som vi forudsætter for at være det samme uanset tiden, anser vi dette til ikke at være problematisk i forhold til validiteten. Som supplerende litteratur har vi anvendt bogen Principles of Radiographic Imaging ( Udgave) af Richard R.Carlton. Carlton er assisterende professor i radiologisk naturvidenskab ved Grand Valley State University i Grand Rapids, MI, USA. Bogen beskriver emnerne som røntgenfysik og røntgenteknik. Herunder har Carlton skrevet et afsnit omhandlende filtrering hvor han kommer ind på definitionen på filtrering og hvilken indflydelse filtreringen har i forbindelse med anvendelse af denne ved røntgenundersøgelser. Carlton har været involveret i uddannelser indenfor radiologisk teknologi i mere end 20 år. Derudover har han været medvirkende til en lang række lærebøger og projekter. Ligeledes er han også forfatter og stifter af Journal of the Association of Educators in Radiological Sciences, "Radiologic Sciences and Education" hvor han er kendt for sin hengivenhed og støtte til 12

15 uddannelsesmæssig bestræbelser på radiologiske videnskaber. Vi anser bogen som værende af højt fagligt niveau og derfor velegnet til brug i vores opgave ( For at afdække forskningsspørgsmålene omhandlende dosis benyttes Vejledning vedrørende radiologiske procedurer ( udgave) fra Dansk Radiologisk Selskab, da de har et godt og dybdegående afsnit om dosis, samtidigt er det dem der udskriver de overordnede retningslinjer for radiologiske procedurer. Ligeledes inddrages Radiologic Science for Technologists Physics, Biology and Protection ( Udgave) af Stewart C. Bushong. Bushong er professor i radiologisk naturvidenskab ved Baylor College of Medicine i Houston, Texas, USA, og har i denne bog et dybdegående afsnit omhandlende stråledosis og strålebiologi. Som supplerende litteratur har vi brugt Bekendtgørelse om dosisgrænser for ioniserende stråling (nr. 823) og Børnedoser ved radiologi. Dette er valide og relevante kilde da det er lovgivning udgivet af Sundhedsstyrelsen. Til at besvare forskningsspørgsmålene om DX-receptorens opbygning og billedkvalitet benyttes 8. og 9. udgave af Radiologic Science for Technologists Physics, Biology and Protection af Stewart C. Bushong. For at få afklaret Philips systemets eksponeringsværdi bruges An Exposure Indicator for Digital Radiography som er en rapport udarbejdet af The American Association of Physicists in Medicine (AAPM). Rapporten gennemgår forskellige systemers eksponeringsværdier og giver således et godt indblik i teknikken bag. AAPM er en amerikansk non-profit organisation som søger at fremme fysik inden for det medicinske område( Dokumentation for artikelsøgning Til at understøtte vores problemformulering, har vi søgt efter relevante artikler på Science Direct, som er en videnskabelig database med artikler fra mere end 2500 tidsskrifter. Disse tidsskrifter er alle peer-reviewed, hvilket vil sige artiklerne i dem, er blevet bedømt af forskere før de publiceres ( Det sikrer at artiklerne er videnskabelige, og har en sådan kvalitet, at vi kan bruge dem i vores opgave. I databasen søgte vi efter følgende ord: digital radiography of children. (Bilag 5). Herefter kom adskillige artikler frem, hvorfor vi valgte at begrænse søgeresultatet ved at fravælge artikler fra før år Efter en gennemgang af abstracts valgte vi følgende artikel: Optimizing digital radiography of children fra 2009 (Bilag 2). Denne artikel tog netop problemstillingen op omkring optimering af røntgenundersøgelser af børn. Artikler bruger vi indledningsvis til at understrege relevansen af vores problemstilling. Vi søgte også efter artikler på Pubmed.org. Pubmed er ligeledes en videnskabelig database med flere tusinde artikler 13

16 der ligesom sciencedirect også er peer-reviewed. Her søgte vi efter ordene: Chest radiography copper filtration. (Bilag 5). Her valgte vi artiklen: Chest Radiography with a Flat-Panel Detector: Image Quality with Dose Reduction after Copper Filtration fra 2005 (Bilag 1). Denne artikel tager også vores problemstilling op og undersøger billedkvalitet og dosis ved ekstern kobber filtrering. Artiklen bruger vi dels indledningsvis, men også i vores diskussionsafsnit hvor vi her sammenholder deres resultater med vores resultater fra sygehus X. Videnskabsteori Inden for radiografien, bevæger vi os hovedsageligt inden for to forskellige videnskabsområder; naturvidenskab og humanvidenskab. Til hvert af disse områder, knytter der sig en bestemt videnskabsteoretisk indgangsvinkel. Positivismen hører til naturvidenskaben, mens hermeneutik og fænomenologi tilhører humanvidenskaben. I denne opgave arbejder vi med naturvidenskaben og dermed positivismen, hvor bl.a. systematik, kvantitative data og målbarhed er nøgleord. I hermeneutikken og fænomenologien derimod er det kvalitative data man arbejder med. Man undersøger fænomener og prøver at komme frem til en forståelse gennem fortolkning. Herved arbejder man med kvalitative data (Birkler s , og ). I positivismen forholder man sig objektivt til det som man kan se, det positive, og måden hvorpå man skal komme frem til et svar er ved hjælp af matematik, fysik og logik. Det betyder der findes kun ét svar, kun én sandhed (Birkler s.52-57). Princippet med at der kun findes ét svar, og at man skal bruge matematik og fysik, stemmer godt overens med vores problemfelt. I denne opgave har vi fokus på en målbar ID, effektiv dosis samt billedkvalitet i form computeranalyseret IQFinv-værdi, som alle er målbare fysiske størrelser. Derfor gælder der en række positivistiske videnskabelighedskriterier, som vores metode skal leve op til. Herunder følger disse kriterier, som alle bliver fulgt op af vores egne overvejelser i forhold til opgaven. Systematik: En planmæssig, ordnet fremgangsmåde hvor der ikke forekommer tilfældigheder. Systematik er vigtig i alle faser af en empirisk undersøgelse lige fra planlægningen til præsentation af resultater (Kruuse s.29). I vores opgave gør dette sig gældende ved vores systematiske gennemgang af forsøgsovervejelser, materialevalg samt forsøgsopstilling. Systematikken er et overordnet begreb der gennemspejler hele processen. 14

17 Kontrol: Formålet med kontrol er at sikre, at der ikke kan rejses tvivl om, at det udelukkende er den uafhængige variabel, der er ansvarlige for et givet resultat. Desuden er målet med kontrol at reducere risikoen for bias så meget så muligt (Kruuse s.29-30). For at efterleve dette kriterium har vi overvejet hvilke parametre der har indflydelse på vores forsøg. Ud fra den eksisterende protokol fra sygehus X, har vi låst disse parametre fast for derved at reducere bias. Ligeledes udførte vi et pilotforsøg, for derigennem at afdække eventuelle oversete fejl og mangler samt at afprøve teoretiske beregninger (se pilotforsøg s. 29). Præcision: Handler om nøjagtige beskrivelser af forsøgs-/kontrolpersonerne, metodetypen, designet, målingerne, databehandling, fortolkning af resultaterne og rapportering skal være præcist formuleret (Kruuse s.30). Dette opnås ved at udarbejde en detaljeret forsøgsguide, hvormed forsøget kan reproduceres. Derudover argumenteres for valg af statistiske beregninger. Objektivitet: Her menes at observationerne er uafhængige af observatøren. Dette opnås ved at bruge apparatur og måleresultater i stedet for fortolkninger (Kruuse s.30-31). Dette opnås ved at vi bruger apparatur, fantom og måleudstyr hvor dosis måles digitalt, så vi derved ikke selv skal ind og fortolke det målte data. Billedkvaliteten er ligeledes en objektiv observation da IQFinv-værdien som tidligere nævnt analyseres på en computer. Kvantificerbarhed: Her menes at resultaterne fra forsøget kan udtrykkes i tal (Kruuse s.37). De indsamlede måledata angives i tal. Dosis svarende til mgy og billedkvalitet svarende til en IQFinv-værdi. Herefter vil måledatene blive bearbejdet og anført i en tabel og indgå i de statistiske beregninger. Repræsentativitet: Det vil sige der udvælges en repræsentativ stikprøve ud fra en given population (Kruuse s.42-43). 15

18 Af etiske årsager har vi valgt at anvende et plexiglas samt CD-RAD fantom til vores forsøg. (Se afsnittet om Etiske overvejelser s. 17). Fantomet repræsenterer tykkelsen af thorax på et 5-årigt barn på 111 cm 19 kg og 13 i diameter (paediatri.dk). Gentagelse/reproducerbarhed: En undersøgelse skal kunne gentages så man kan kontrollere om resultaterne beror på tilfældigheder. Dette kræver derfor at der er præcise beskrivelser af definitioner, design samt målemetoder (Kruuse s.55-56). På baggrund af vores udførlige og gennemsigtige forsøgsguide, vil det være muligt at reproducere forsøget samt de statistiske beregninger. Reliabilitet: Er den præcision hvormed de målte resultater er opnået. Dette er således et resultat af kontrollen og gennemsigtigheden i forsøget (Kruuse s.56). Ved dataindsamlingen er vi 3 personer til at aflæse den målte data. Desuden vil vores overvejelser omkring kontrol og gennemsigtighed være med til at styrke forsøgets reliabilitet. Validitet: Validitet betyder sandhed, troværdighed, gyldigheden og styrke. Dette er vigtigt for enhver videnskabelig empirisk undersøgelse, da den er med til at afgøre om en hypotese er rigtig eller forkert (Kruuse s.60). På baggrund af vores argumentation for metodevalg, teori samt empiri gør vi forsøget mere gennemsigtigt og troværdigt. Først udfører vi 10 eksponeringer til måling af ID ved en given ekstern filtrering, dernæst 8 eksponeringer til måling af billedkvalitet (se afsnittet CDRAD fantom s. 25). Dette gøres for at minimere tilfældigheder og derigennem styrke validiteten i opgaven. Ligeledes laver vi statiske beregninger på vores forsøgsresultater for derigennem at validere disse. Generaliserbarhed: Generaliserbarhed betyder, at man kan drage slutninger ud fra enkelte eller nogle få tilfælde til samtlige tilfælde (Kruuse s.65). Da vi har valgt at bruge et plexiglas/cdrad fantom i forsøget kan vi kun tilnærmelsesvis generalisere vores data til 5-årige børn der gennemgår røntgenundersøgelse af børnethorax. Desuden vil vores forsøg kun kunne 16

19 generaliseres til røntgenafdelingen på sygehus X, da vi netop anvender deres børneprotokol og røntgenudstyr til at udføre vores målinger. For at få svar på vores problemformulering skal vi indsamle noget empiri. Til dette bruger vi en kvantitativ eksperimentel metode, hvilket betyder, at de data vi kommer frem til i forbindelse med dosismålinger og billedkvalitet kan tælles. I sådan et eksperiment har man parametre, uafhængige variabler og afhængige variabler. Parametrene er de forhold som holdes konstant sådan at de ikke har indflydelse på den virkning vi undersøger. I vores tilfælde er parametrene bl.a. kv, CDRAD-fantomets placering, kollimering m.m. Den uafhængige variabel i forsøget er den eksterne filtrering, dvs. det er den udløsende faktor, som giver den reaktion eller virkning, vi kigger på. I vores forsøg vil det sige dosismålinger og IQFinv-værdier efter analysering af CDRAD-fantomet (Kruuse s ). Udover vores kvantitative eksperimentelle forsøg inddrager vi også en spørgeskemaundersøgelse, for at belyse den del af problemformuleringen, som omhandler radiografens viden om ekstern filtrering. Vi har brugt de ovenstående positivistiske videnskabelighedskriterier som et arbejdsredskab i overvejelserne om eksperimentets opbygning og spørgeskemaundersøgelsen. Etiske overvejelser I forbindelse med vores eksperimentelle forsøg har vi valgt at inddrage 4 grundlæggende etiske aspekter som er udarbejdet af The Northern Nurses Federation (NNF). Grunden til vi har valgt at inddrage disse etiske principper og ikke Etik for radiografer i Danmark, er fordi vi synes de er bedre integreret i vores problemstillinger og etiske overvejelser. De 4 grundlæggende etiske aspekter består af følgende (ssn-nnf.org s. 5-8): Princippet om autonomi Respekten for det enkelte individs værdighed, integritet og sårbarhed. Individets mulighed for at udvikle sig i overensstemmelse med sine personlige anlæg. Princippet om at gøre godt At forskningen skal være til gavn for det enkelte individ og for samfundet. Princippet om ikke at gøre skade At sikre der ikke forvoldes skadelige påvirkninger på personer som deltager i forskningen. 17

20 Princippet om retfærdighed At drage omsorg over for sårbare grupper og beskytte dem. Da røntgenundersøgelser indebærer en vis risiko for udvikling af stokastiske skader, finder vi det uetisk at udføre vores forsøg på patienter. Ligeledes siger Bekendtgørelse at patienter ikke må udsættes for unødig stråler. Vi har hermed taget hensyn til det etiske princip om ikke at gøre skade. Som et oplagt valg vælger vi derfor at anvende plexiglas og CDRAD fantom. Vi sikrer hermed princippet om autonomi, idet vi ikke inddrager mennesker i vores forsøg. Da vi anvender plexiglas samt CDRAD fantom i vores eksperimentelle forsøg og ikke patienter, betyder det at vi undgår at tage hensyn bestemte patientgrupper. Her tager vi hensyn til princippet om retfærdighed. Princippet om at gøre godt er tanken ved hele forsøget, da vi har en formodning om at en øget ekstern filtrering vil være til gavn for børn, der får taget røntgen af børnethorax. Teoriafsnit I de følgende teoriafsnit vil vi fremstille den teori, vi har fundet relevant for at kunne besvare vores fremsatte forskningsspørgsmål. Dele af denne teori vil ligeledes blive inddraget i diskussionsafsnittet sammen med empirien. Filtrering I dette afsnit besvares følgende forskningsspørgsmål: Hvad er filtrering? Hvad er ekstern filtrering? Hvilke slags ekstern filtrering findes der? Hvorfor anvendes ekstern filtrering og hvilke fordele og ulempe er der ved denne anvendelse? Når polyenergisk røntgenstråler bliver svækket af en absorber, vil dette resultere i en ændring af røntgenfotonernes energifordeling. Denne effekt, der skyldes forskellige svækkelse af fotoner med forskellig energi, kaldes filtrering (Andersen et al s.119). Formålet med filtrering er primært at frasortere de lavenergiske røntgenfotoner, da disse ellers vil blive absorberet i 18

21 patienten og dermed øge patientdosis uden at bidrage til billeddannelsen. (Carlton RR s.173). Derudover vil filtrering medvirke til en øget kvalitet af røntgenstrålingen, som kan måles vha. halveværdilag (HVL). HVL er et udtryk for tykkelsen af absorberen, der skal til for at reducere røntgenstrålings intensitet til det halve. Fx. vil en hård røntgenstråling, som er mere gennemtrængende have en højere HVL (Bushong SC s ). Ved røntgenundersøgelser findes der to former for filtrering: 1) Den interne filtrering, som foregår inde i selve røntgenrøret pga. rørets glasvæg, olien i rørkappen og Bakelit vinduet. 2) Den eksterne filtrering, hvor et absorbermateriale placeres i strålegangen uden for røret. (Carlton RR s.174). Fotoner med energi som er mindre end KeV vil blive effektivt fjernet af den interne filtrering. Ved den eksterne filtrering placeres et metalfilter mellem røret og patienten. Derved fjernes endnu flere af de lavenergiske røntgenfotoner, mens fotoner med højere energi kun i ringe grad reduceres i intensitet. Dette er tit ønskeligt ved røntgenundersøgelser af patienter, da de lavenergiske fotoner, ellers vil blive absorberet totalt i patienten (Andersen et al s.120). Typisk vil man se Al eller Cu blive anvendt som ekstern filtrering ved røntgenundersøgelser. Af figur 4 fremgår det at man ved anvendelse af ekstern filtrering, med 1-3 mm Al eller 0,125 mm Cu, fjerner de lavenergiske fotoner uden at påvirke intensiteten af den mere gennemtrængende stråling (Andersen et al s.122). Al er, grundet dens Figur 4 Effekt af ekstern filtrering. lave atomnummer på 13, effektivt til at filtrere de lavenergiske fotoner gennem fotoelektrisk effekt (Bushong SC s.160). Men faktisk er et Cu-filter på 0,125 mm bedre end et Al-filter på 3 mm, idet det endnu mere selektivt fjerner de lavenergiske fotoner. Grunden til dette er Cu høje atomnummer på 29 i forhold til Al på 13. Som det også fremgår af figur 4, vil en øget filtrering bevirke at den samlede intensitet af røntgenstrålingen falder, mens røntgenstrålingens 19

22 gennemtrængningsevne øges, idet middelfotonenergien er blevet større. Ligeledes betyder det at røntgenstrålingens HVL øges med stigende filtrering (Andersen et al s.122). Man skal dog også være opmærksom på at brugen af ekstern filtrering nedsætter kontrasten på røntgenbillederne pga. beam hardening der bevirker at vævenes indbyrdes svækkelseskoefficienter udlignes. Dosis I dette afsnit vil følgende forskningsspørgsmål omhandlende dosis blive besvaret: Hvad er definitionen på effektiv dosis, ækvivalent dosis samt vævsvægtningsfaktorer? Hvad er indgangsdosis? Hvad er dosis areal produkt? Hvad er stokastiske skader? Hvad siger bekendtgørelse nr. 975 om strålebeskyttelse af patienter? Der fastsættes ikke dosisgrænse for medicinske undersøgelser af pt., idet man forudsætter at det udbytte pt. vil få af en korrekt udført undersøgelse, overstiger den risiko som man udsætter pt. for. En begrænsning af doser vil medføre, at man ikke opnår den nødvendige information. Problemet med ioniserende stråling er, at den er i stand til at påvirke cellernes arvemateriale (DNA) i det væv den passerer. Hvis strålerne har påvirket cellerne for meget kan disse mutere. Denne mutation kan få cellerne til at vokse uden kontrol og formål i unormale former og hermed er forstadiet til kræft begyndt (drs.dk VVRP s. 3, Bushong 2004 s ). Effektiv dosis har SI-enheden sievert (Sv), og er et udtryk for helkropspåvirkningen ved stråleudsættelse af kun en del af kroppen. Fordelen for at angive effektiv dosis er, at man kan sammenligne vidt forskellige røntgenundersøgelser og dermed bedømme risikoen ved de forskellige undersøgelser (drs.dk VVRP s. 3-4). For at beregne effektive doser skal man have ækvivalent dosis og vævsvægtningsfaktor (W T ). Ækvivalent dosis er den absorberede dosis i et organ eller væv vægtet for type og kvalitet af strålingen. Vævsvægtningsfaktoren er en faktor, som benyttes til at vægte dosis i et organ eller væv og derved dets strålefølsomhed (se Figur 2 s. 6). Jo højere W T et organ har, jo mere strålefølsomt er det (drs.dk 823 s ). Huddosis angiver indgangsdosis på hudoverfladen og har SI-enheden gray (Gy). Denne værdi er retningsgivende for omfanget af organdoserne (Wenzel 2005 s. 45). En måde hvorpå man kan beregne huddosis er ved hjælp af et dosis-areal-produkt (DAP), som er en værdi stort set alle røntgenrør kommer med efter en eksponering. Værdien, som for det meste angives i mgy cm 2, måles af et lille dosimeter inde i 20

23 røntgenrøret lige efter blænderne, og er et udtryk for den dosis røret udsender over kollimeringens areal oppe ved røret (Bushong 2004 s. 570). ID kan via DAP værdien beregnes ud fra følgende: Arealet på indgangssiden af fantomet. FOA FFA 2 2 blændeareal 2 cm Hvor FOA er film objekt afstand og FFA er film fokus afstand. Nu divideres DAP aflæsningen med arealet på indgangssiden af fantomet, og dosis i et punkt fås og dermed huddosis. mgy cm 2 cm 2 1,4 mgy Her ganges med en faktor 1,40 (backscatter)for den spredte stråling som opstår på indgangssiden af fantomet/patienten (Andersen 1981 s ). Stokastiske skader er senskader såsom cancer, og karakteriseres ved ikke at have nogen tærskelværdi for deres opståen. Sandsynligheden for deres opståen stiger med dosis, men skadens sværhedsgrad afhænger ikke af dosis. Det kan være svært at dokumentere disse stokastiske skader i form af dødelig cancer, da de stråleinducerede cancerformer er identiske med de naturligt forekommende cancerformer. Eksempelvis dør 25 % af den danske befolkning af cancer, hvormed de få stråleinducerede tilfælde drukner i den naturlige variation. Tiden fra stråleudsættelsen til canceren opstår, varierer fra få år til flere årtier. Desuden varierer risikoen for stråleinduceret cancer med alderen. Eksempelvis er risikoen for børn ca. 3 gange så stor som den øvrige befolkning. Risikoen for ældre mennesker nærmer sig nul (drs.dk VVRP s.4-6). Fra bekendtgørelse 975 om medicinske røntgenanlæg til undersøgelse af patienter, har vi her medtaget de for vores opgave relevante paragraffer omhandlende strålebeskyttelse af patienter. Kapitel 12 65: alle doser skal holdes så lave som det med rimelighed er muligt under hensyntagen til de ønskede diagnostiske resultater 21

24 Kapitel 13 76: Røntgenrørets totalfiltrering skal vælges så høj som mulig. Dette gælder især ved undersøgelser af børn Kapitel Stk. 2: Undersøgelser af børn skal i så stor udstrækning som muligt foregå uden raster DX og billedkvalitet I det følgende vil nedstående forskningsspørgsmål blive besvaret. Hvordan er DX-receptoren opbygget? Hvad er lavkontrast opløsning? Hvad er rumlig opløsning? Hvad er EI-værdien på et Philips DX-system udtryk for? Billedpladen i DX-systemer findes i to forskellige udgaver; direkte og indirekte DX. Begge typer bygger på samme princip, hvor røntgenfotonerne omdannes til et elektrisk signal og de kaldes Flat Panel Systems. Her vil vi nævne den form, som er mest udbredt, og samtidig er det system der anvendes på sygehus X, nemlig indirekte DX, dvs. hvor røntgenfotoner omdannes til lys og derefter et elektrisk signal. Ved direkte DX omdannes røntgenfotoner direkte til et elektrisk signal (Bushong SC s ). Ved indirekte DX består øverste lag af billedpladen af CsI 3 og fosfor. Dette lag fungerer som et lysforstærkende scintillatorlag, dvs. det er i stand til at omdanne ioniserende stråling til lys. CsI er en krystalart, og har en meget fin nålestruktur, som står vinkelret på laget nedenunder. Strukturen bevirker at lyset, som dannes fra røntgenstrålingen, bliver ledt ned på et lag bestående af amorf 4 silikone (a-si), der er en fotodiode, hvilket betyder, den kan omdanne lys til en elektrisk spænding. Denne elektriske spænding er proportionel med den indkomne røntgenstråling og detekteres for hver pixel (Bushong SC s Figur 5. Fill factor er den del af pixeloverfladen, der er billeddannende. 3 Cæsium-Iodid 4 Stoffets opbygning er uordnet eller uregelmæssig 22

25 405) (Carlton RR s ). Indtil videre består hver pixel altså af et lag CsI med fosfor og et lag a-si. Hver pixel består også af en thin-film-transistor (TFT) og en storage capacitor(sc), som ligger i samme lag som a-si. Dette lag kaldes for et active-matrix-array (AMA). De to elektroniske komponenter (TFT og SC), har til sammen den funktion, at de gemmer på den spænding fotodioden har produceret, for derefter at sende signalet videre, når billedet aflæses. Gråtonen for hver pixel svarer altså til den producerede spænding, som svarer til den røntgenstråling som pixelen har modtaget. Da man bliver nødt til at have disse komponenter inden for hvert pixel, kommer de til at fylde i stedet for at være billeddannende. Dette kalder man for fill-factor (se figur 5), som i dag ligger på ca. 80. Det vil sige at ca. 80 % af en pixel er billeddannende (Bushong SC s ) (Carlton RR s ). Lavkontrast opløsning er evnen til at skelne mellem to væv med næsten samme absorption, hvilket vil sige at de to væv vil have næsten samme gråtone. Lavkontrast er især afhængig af signal-støj-forholdet (SNR) og da støjen er konstant vil et højere signal resultere i en højere lavkontrastopløsning. Signalet hænger sammen med mas-produktet og da vi gerne vil have en så lav mas som muligt, kan man kigge på en anden faktor, som har stor indflydelse på støjen og dermed lavkontrasten: detective quantum efficiency (DQE). DQE er et udtryk for detektormaterialets evne til at udnytte de røntgenfotoner den for tilbudt, så jo højere DQE desto højere signal ved en lavere mas. DQE er højere ved DX-receptorer end ved CR (Bushong SC s ). Rumlig opløsning er evnen til at skelne små strukturer med individuel stor kontrastforskel og måles i liniepar pr. mm (lp/mm). Ved DX er pixelstørrelsen meget lille, hvilket resulterer i en høj rumlig opløsning. Det vil sige man kan se mange lp/mm. Systemer i dag har en høj matrix og en pixelstørrelse ned til 0,10 mm, hvilket svarer til 5 lp/mm. Fill factor forringer den rumlige opløsning, idet man ikke udnytter hele pixelstørrelsen, på grund af at elektronikken ikke er billeddannende (Bushong SC s ). Når man ved et konventionel digital røntgensystem foretager en eksponering, får man altid oplyst en eksponeringsværdi. Dette tal varierer fra producent til producent, men generelt kan man sige, at tallet er et udtryk for hvor meget dosis receptoren har modtaget. Dette betyder at tallet også kan være en indikator for kvaliteten af billedet, eftersom en lav dosis til receptoren vil betyde mere støj i billedet. Men som sagt varierer dette tal fra system til system, så man kan ikke generelt sige at tallet skal være højt eller lavt. 23

26 I denne opgave beskæftiger vi os med et Philips DigitalDiagnost system, og deres eksponeringsværdi hedder Exposure Index (EI). EI-værdien er udledt af den gennemsnitlige indgangsdosis til receptoren. Denne indgangsdosis er så igen afledt af en gennemsnitlig pixelværdi som er karakteristisk for den valgte anatomi. Den gennemsnitlige pixelværdi bliver beregnet på to forskellige måder alt efter eksponeringsteknik. Ved brug af 1-punkts teknik er det signalet i målekammerne der bruges til beregningerne, og ved 2- og 3-punktsteknik er det den centrale del af det kollimerede felt der bruges. EI-værdien bliver afrundet således at dosis til detektoren skal stige eller falde 25 % for at få en anden værdi. Denne afrunding gør, at man ved 1-punktsteknik kan bruge den traditionelle speed -betegnelse. Det betyder, når detektoren eksempelvis har modtaget 2,5 µgy, svarer det til en EI-værdi på 400 (AAPM 2009 s ). Delanalyse I det foregående afsnit har vi erfaret at brugen af ekstern filtrering vil frasortere de lavenergiske røntgenfotoner, som ellers vil absorberes i patienten og derved øge patientdosis. Flere forskellige instanser, som SIS og European Commission har udarbejdet vejledninger, der anbefaler at der anvendes ekstern filtrering ved røntgenundersøgelser. Dette gælder især ved undersøgelser af børn, da de er ca. 3 gange mere strålefølsomme i forhold til voksne. Dette faktum sammenholdt med 76 i Bekendtgørelse 975 understreger vigtigheden af den eksterne filtrering ved børneundersøgelser. Det problematiske ved at udsætte børn for unødig ioniserende stråling er, at den er i stand til at påvirke cellernes arvemateriale (DNA) i det væv den passerer og sætte gang i en mutation, som senere hen kan vise sig i form af stokastiske skader. Udregning af den effektive dosis giver os således muligheden for at sammenligne forskellige røntgenundersøgelser. Brugen af ekstern filtrering vil givetvis nedsætte dosis til patienten. Ydermere vil vi formode, at DX-systemets lysforstærkende scintilatorlag samt DX-receptorens højere DQE værdi frem for CR systemer, vil være med til at nedsætte patientdosis yderligere og dermed give os en ID der ligger lavere end SISs referencedoser. Til at bedømme DX-systemets billedkvalitet ved forskellige filtreringer, vil vi tage udgangspunkt i LKO og RO. Da vi anvender et CDRAD fantom (se empiriafsnit) som er udviklet til at bedømme LKO og RO, vil det derfor være oplagt at undersøge, om disse parametre kan opretholdes ved brugen af ekstern filtrering. Denne viden fører os videre til opgavens empiriske afsnit, idet den har øget vores interesse for at undersøge hvor meget brugen af ekstern filtrering kan nedsætte dosis på sygehus X, 24

27 samtidig med at billedkvaliteten opretholdes. Ligeledes ønsker vi at afdække radiografernes viden om ekstern filtrering på sygehus X. Empiri afsnit I dette afsnit vil vi beskrive vores empiriske overvejelser omkring vores eksperimentelle forsøg samt spørgeskemaundersøgelse. Efterfølgende har vi et afsnit omhandlende statistik, som bliver fulgt op af en præsentation af vores forsøgsresultater. Disse resultater vil blive analyseret i vores diskussionsafsnit. Eksperimentelt forsøg I dette afsnit vil vi beskrive de materialer vi anvender til vores eksperimentelle forsøg, herunder CDRAD fantomet, børnefantomet, Unfors dosimeter og Monto Carlo programmet. Afsnittet vil også indeholde vores pilotforsøg, samt de to forsøgsopstillinger der præcis beskriver hvordan vi har opnået vores data. CDRAD fantom Hvad er et CDRAD-fantom og IQFinv-værdi? I forbindelse med vurdering af billedkvaliteten i vores eksperimentelle forsøg, har vi haft flere overvejelser omkring, hvilket fantom vi kunne benytte til forsøget. Vi har læst videnskabelige artikler og spurgt en radiograflærer til råds, hvorefter vi fandt frem til at der findes flere forskellige fantomtyper, afhængig hvad man ønsker at undersøge. Idet vi gerne vil bedømme billedkvaliteten i form af den rumlige opløsning og lavkontrastopløsningen, er vi kommet frem til et Artinis CDRAD 2.0 contrast detail fantom, der er det mest optimale fantom til brug i vores forsøg. CDRAD fantomet kan anvendes for alle typer af røntgenundersøgelser og er bl.a. udviklet til at vurdere indflydelsen af filtrering ved en øget tykkelse af filtre. Heraf bedømmes to vigtige parametre nemlig; RO og LKO (M.A.O 2006 s. 3, 6). Ligeledes vil dette fantom også indgå som en del af børnefantomet i vores eksperimentelle forsøg. CDRAD fantomet består af en plexiglasplade med en kvadratisk feltstørrelse, som måler 26,5 cm x 26,5 cm og med en tykkelse på 1 cm. I fantomet er der indgraveret et linjemønster, som er behandlet med blyholdig maling, således at fantomet består af 15 rækker og 15 koloner der dermed danner 225 kvadranter. Disse kvadranter indeholder cylindriske huller i forskellige diameter og dybde med en nøjagtighed på 0,03 mm. I hver kvadrant er der enten et eller to huller. 25

28 Figur 6 CDRAD fantom. De første 3 rækker indeholder kun et hul, mens de resterende rækker indeholder to identiske huller. Et af disse er placeret i midten, mens det andet er placeret i et tilfældigt hjørne. Dette er gjort for at undgå at man gætter sig frem til hvor hullet er, i tilfælde af at man ønsker at aflæse resultaterne manuelt i stedet for anvendelse af et analyseringsprorgram (M.A.O 2006 s. 4). Diameteren og dybden i hullerne varierer således at der inden for en række er en konstant diameter samt en eksponentiel stigende huldybde, begyndende fra 0,3 mm og dermed også det sværeste hul at skelne i forhold til CDRAD fantomet. Det sidste hul har en dybde på 8 mm, hvilket betyder at dette hul vil fremtræde tydeligt. Man vil ud fra en række kunne vurdere LKO. Inden for en kolonne er huldybden konstant og diameteren eksponentiel stigende fra 0,3 mm til 8,0 mm. Ud fra en kolonne kan RO vurderes. Figur 6 viser hvorledes hullerne er placeret i fantomets forskellige rækker og kolonner (M.A.O 2006 s. 4). Til evaluering af billedkvaliteten i CDRAD fantomet følger analyseringsprogrammet Artinis CDRAD Analyser 1.1 med i. Her aflæses billederne digitalt frem for man selv skal hen og aflæse manuelt. Vælger man at aflæse manuelt, kræver det ikke nogle former for diagnostiske ekspertise for at kunne vurderer billedkvaliteten (M.A.O 2006 s. 7). Denne metode er dog forbundet med en del bias, da det er en subjektiv og individuel bedømmelse af CDRAD fantomet, idet man selv afgør hvilke huller der er synlige. Idet vi i vores eksperimentelle forsøg har mange eksponeringer med forskellige filtreringer, vil det være en alt for tidskrævende proces. Da vi ligeledes ønsker at forholde os så objektive som muligt til vores indsamlede data, finder vi det oplagt at anvende det digitale analyseringsprogram. 26

29 CDRAD Analyser benytter sig af statistiske metoder, for at afgøre om de 225 kontrast- og detaljekombination er detekteret signifikant eller ej. Den statistiske metode anvender det gennemsnitlige pixelsignal og standarddeviationen, for både kontrast- og detaljekombinationerne samt baggrundspixelerne. For at analyseringsprogrammet kan anvende disse variabler korrekt, skal programmet lokalisere de 225 forskellige kontrast- og detaljekombinationerne på fantomet. Programmet kan automatisk detektere fantomets position, dvs. finde de 4 hjørner af fantomet. Hvis programmet ikke automatisk detekterer fantomets position, kan man selv manuelt markere de 4 hjørne i fantomet (R.J.M 2006 s. 7). Når CDRAD fantomet er analyseret vil programmet udforme et diagram over hvilke felter kontrast- og detaljekombinationerne der er detekteret. Dette afbildes i diagrammet som en Kontrast-detalje kurve. Derudover vil CDRAD Analyser også udregne en værdi kaldet den inverse Image Quality Figure (IQFinv), som er et samlet udtryk for kontrast- og detaljeopløsningen og skelner derfor ikke mellem LKO og RO. Den fremkomne IQFinv-værdi vil være stigende ved en korrekt øget antal detekteret huller, dvs. jo højere IQFinv-værdi desto bedre billedkvalitet i form af LKO og RO (R.J.M 2006 s. 9-10). Det skal her bemærkes at programmet kun tillader at analysere 8 billeder ad gangen, hvorfor vi kun tager 8 billeder for hvert filtreringsniveau ved billedkvalitetsforsøget. Børnefantom Til udførelsen af vores eksperimentelle forsøg ønsker vi at benytte et fantom, der indeholdende CDRAD plexiglasfantomet til måling af billedkvalitet, tilnærmelsesvis har samme absorption som thorax af et 5-årigt barn. Da det ikke har været muligt for os at skaffe et børnefantom, og det af etiske årsager ikke kan forsvares at måle indgangs- og udgangsdosis på et barn, vil vi i stedet selv beregne os frem til et. Vi vælger at tage udgangspunkt i plexiglas, da det er dette materiale CDRAD fantomet er opbygget af. Tidligere lignende forsøg har anvendt vand som fantom, og har derfor været nødsaget til at eksponere med vertikal strålegang. Dermed har de ikke kunne opnå en tilstrækkelig FFA hvorfor vi har valgt ikke at anvende vand. Al røntgenstråling er polyenergisk, hvilket i vores forsøg vil sige, at den udsendte stråling ligger i spektret kv. Dette gør det besværligt at anvende i fysiske beregninger, hvorfor vi i de følgende beregninger går ud fra at strålingen er monoenergisk med en konstant værdi på 125 kv. Røntgenstrålingens svækkelse i et givent stof kan forklares ved følgende formel: 27

30 Hvor er den primære strålings intensitet. I er den svækkede intensitet efter passage i et givent stof. µ er den lineære svækkelseskoefficient og x er tykkelsen af stoffet (Andersen 1981 s. 91). Den gennemsnitlige thoraxtykkelse AP på et 5-årigt barn er 13,4cm (Hart et al s. 7). Ud fra ovenstående ligning, har vi beregnet os frem til tykkelsen af vores plexiglasfantom, således at det tilnærmelsesvis svarer til thorax AP på et 5-årigt barn. Dette valgte vi at efterprøve ved et pilotforsøg, hvori vi afprøvede svækkelsen af den polyernergiske røntgenstråling. Ved denne praktiske efterprøvning, var det ligeledes muligt at tage højde for CDRAD fantomets opbygning. (Bilag 6). Som tidligere nævnt er vores beregninger baseret på en monoenergisk stråling, hvorimod det i praksis er polyenergisk. Vi er derfor kommet frem til, at vi benytter os af 3 cm plexiglas og 1 cm CDRAD fantom. Valg af dosismeter I forbindelse med måling af ID i vores eksperimentelle forsøg, har vi overvejet brugen af ThermoLuminescensDosimetri-tabletter (TLD) samt et digitalt Unfors Patient Skin Dosismeter (PSD). Vi har i vores forsøg valgt at anvende det digitale Unfors PSD dosimeter med 2 målehoveder (Bilag 7). Et af de afgørende punkter der gjorde, at vi valgte det digitale Unfors dosismeter var især den præcision hvormed vi kunne måle dosis. Dette dosimeter er specielt fremstillet til netop måling af ID. Ligeledes muliggør dette dosimeter, at aflæsningen sker umiddelbart efter hver eksponering. Herved skal vi ikke holde styr på hvilke TLD tabletter der hører til hvilken eksponering og eventuelle bias forbundet med transporten til og fra sygehus X elimineres. Brugen af TLD-tabletter er ydermere forbundet med flere fejlkilder. Heraf kan nævnes en manglende nødvendig kalibrering af udstyret samt nogle ustabile tabletter. Der er også en hvis usikkerhed forbundet med mobiltelefoners og loftlampers indvirkning på dosisaflæsningen, hvilket ikke er helt klarlagt på nuværende tidspunkt (Zoeteleif, J. et al. 2000). Monte Carlo I vores forsøg måler vi en række indgangsdoser ved forskellige grader af ekstern filtrering. Men for at komme frem til et tal, som er nemmere at forholde sig til, beregner vi også en effektiv dosis ved de samme grader af ekstern filtrering og samme parametervalg som i vores eksperimentelle forsøg. Måden hvorpå vi beregner den effektive dosis, er ved brugen af programmet PCXMC Dose Calculation der er udviklet af STUK som er Finlands svar på SIS. I programmet indtaster man alle relevante data såsom kv, kollimering, filtrering, projektion, alder 28

31 osv. hvorefter programmet udfører en Monte Carlo simulering baseret på de oplysninger man har indtastet. Ved en Monte Carlo simulering kender programmet sandsynligheden for, hvad der sker med hver enkel foton i et givet spektrum, og beregner på den måde, hvor mange fotoner der bliver spredt, og hvor mange der bliver absorberet. På den måde kan programmet både beregne den absorberede dosis i hvert organ, samt en effektiv dosis for en hel eksponering. Dog skal det bemærkes, at man også skal angive en dosis for den eksponering man ønsker beregnet. Dette kan gøres ved eksempelvis at indtaste en mas-værdi eller dosis-areal-produkt. Da alle beregninger er statistisk baseret vil resultaterne fra programmet være behæftet med en vis usikkerhed, men denne usikkerhed kan mindskes ved at øge antallet af fotoner der beregnes på (Tapiovaara 2008 s. 2-3, 15). Grundet CDRAD fantomets opbygning, er vi i dosisforsøget nødsaget til at eksponere med en kollimering på 30 x 30 cm. I vores Monte Carlo beregninger af effektiv dosis, vil vi dog bruge en mere tilsvarende indblænding til et 5-årigt barn på 21(lat) x 23(sup./inf.) cm. Dette gør vi, da programmet med en kollimering på 30 x 30 cm vil beregne en højere organdosis til en række organer som f.eks. hepar og splen. Målene på 21 x 23 cm har vi fra arbejdsstationen på sygehus X, hvor vi opmålte thorax taget af et 5-årigt barn. Disse mål blev ligeledes afprøvet i Monte Carlo programmet der efterfølgende præsenterede et billede af det eksponerede område ved denne udblænding, hvilket stemte helt over ens med en thoraxoptagelse. Pilotforsøg Inden vi gik i gang med vores planlagte forsøg, lavede vi et pilotforsøg med samme opstilling (se nedenstående afsnit). Herigennem kunne vi bl.a. synliggøre og justere eventuelle oversete fejl og mangler, samt øge forsøgenes kontrol og dermed styrke reliabiliteten i henhold til vores afsnit om Videnskabsteori omhandlende positivismen. Heri efterprøvede vi bl.a. tykkelsen af plexiglasfantomet (Bilag 6), hvoraf det fremgik, at de 4 cm plexiglas tilnærmelsesvis svarer til et børnethorax på 13,4 cm. Vi fandt det ligeledes interessant at undersøge den procentvise forskel i ID mellem vores fantom på 4 cm. og børnethorax tykkelsen på 13,4cm, for herigennem at tag højde for afstandskvadratloven. Dette gjorde vi ud fra en beregnet ID på baggrund af DAP-værdien. Nedenstående tabel viser ID for både børnethorax og plexiglasfantommet. Som man også kan se, er den procentmæssige afvigelse på ca. 9 %, hvilket uddybes i Bias afsnittet. Alle ID er beregnet ud fra DAP værdien jf. dosisafsnittet s

32 Måling DAP Beregnet ID ved 13,4 cm Beregnet ID ved 4 cm Forskel 1 13,35 mgy 23,83 µgy 21,62 µgy 9,4 % 2 13,25 mgy 23,68 µgy 21,46 µgy 9,4 % 3 13,35 mgy 23,86 µgy 21,62 µgy 9,4 % 4 13,35 mgy 23,86 µgy 21,62 µgy 9,4 % 5 13,04 mgy 23,30 µgy 21,12 µgy 9,4 % Gennemsnit 9,4 % Figur 7 Procentvis forskel i ID Forsøgsguide til måling af dosis Hvilke parametre anvendes ved røntgen af thorax AP af et 5-årige barn? I det følgende vil vi beskrive vores forsøgsopstilling i detaljer, jf. de positivistiske videnskabelighedskriterier, samt bruge billeder således det bliver klart og illustrativt, hvordan vi kommer frem til vores forsøgsresultater. Herigennem øger vi gennemsigtigheden af vores forsøg, sådan at andre kan gentage forsøget og komme frem til lignende resultater. Før vi gik i gang med forsøget sikrede vi os at der for nyligt var lavet konstanstest på Philips-systemet. Dette gjorde vi ved at forhøre os hos superbrugeren, samt gennemse arbejdsstationens kvalitetsdokument. Vi opretter en patient i RIS/PACS Inde i røntgenrummet placerer vi røret 2 m. fra detektoren. Dette måles efter med et målebånd Protokol Thorax Child M vælges på arbejdsstationen: Protokol KV mas Sek (ms) Fokus FFA (cm) Raster Speed Egen filtrering Child M Grov : ,5mm AL Vi tjekker at raster er sat i Filtreringsniveauet tjekkes (tjekkes for hvert filtreringsniveau) CDRAD fantomet og plexiglas fantomet placeres op ad detektoren ovenpå en skumpude på et bord Blænderne indstilles således at hele CDRAD fantomet er med. Mål 30x 30 cm Unfors PSD dosimeter fastgøres til forsiden af plexiglas fantomet Vi eksponerer 10 gange ved hvert filtreringsniveau 30

33 Mellem hver eksponering aflæses dosimeteret, dosis noteres og dosimeteret nulstilles, så det er klar til næste eksponering Figur 8 Forsøgsopstilling til dosismåling Forsøgsguide til måling af billedkvalitet Vi opretter en patient i RIS/PACS Inde i røntgenrummet placerer vi røret 2 m fra detektoren. Dette måles efter med et målebånd Protokol Thorax Child M vælges på arbejdsstationen Protokol KV mas Sek (ms) Fokus FFA (cm) Raster Speed Egen filtrering Child M Grov : ,5mm AL Vi tjekker at raster er sat i Filtreringsniveauet tjekkes (tjekkes for hvert filtreringsniveau) CDRAD fantomet og plexiglas fantomet placeres op ad detektoren ovenpå en skumpude på et bord Blænderne indstilles således at hele CDRAD fantomet er med. Mål 30 x 30 cm Vi eksponerer 8 gange ved hvert filtreringsniveau Mellem hver eksponering noterer vi på billedet hvilket filtreringsniveau der er anvendt samt billede nr. 31

34 Billederne brændes ned på en brændbar cd i DICOM format hvorefter de analyseres i CDRAD Analyser Figur 9 forsøgsopstilling til billedkvalitetsmåling Bias til eksperimentelt forsøg I forbindelse med vores eksperimentelle forsøg er vores plexiglas fantom et bias, da vi af etiske grunde ikke kunne udføre forsøget på et barn. Vi har forsøgt med beregninger samt pilotforsøg (Bilag 6) at nærme os den lineære svækkelseskoefficient på thorax af et 5-årigt barn. Heri er vi gået ud fra den lineære svækkelseskoefficient for lungevæv, og har dermed ikke medtaget muskler, fedt og knogler, hvorfor vi kun kan udtale os om et tilnærmelsesvist forhold. Ydermere er alle vores målinger foretaget på fantomets overflade 4 cm fra detektoren og ikke i afstanden 13,4 cm som et gennemsnitlig børnethorax. Det fremgår af figur 7 s. 30, at denne usikkerhed er beregnet til ca. 9 %. Da det hovedsageligt er den procentvise forskel i ID ved forskellige filtreringsniveauer vi er interesseret i, anser vi denne forskel for acceptabel men har den med i vores overvejelser. Vores blændefelt er grundet CDRAD fantomet nødsaget til at være på 30 x 30 cm, hvorimod thorax på et 5-årigt barn er målt til 21 x 23 cm på arbejdsstationen på sygehus X samt i dosisprogrammet Monte Carlo. Der vil altid være forbundet en hvis usikkerhed ved anvendelse af dosimeter til vores dosismålingsforsøg. Ifølge brugervejledningen for vores valgte Unfors PSD dosismeter, er der en måleusikkerhed på % ved dosismåling af undersøgelse fra kv (Bilag 7). Det kan være svært at udtale sig om generatorens stabilitet, men inden vores forsøg var der udført konstanskontrol 32

35 på systemet uden nogle variationer eller afvigelser fra tidligere test. Derudover blev vi ved udførelsen af vores forsøg ikke mødt med noget uventet, da disse overraskelser var blevet afdækket og rettet til under vores afprøvning af de planlagte forsøg. Spørgeskema Som tidligere nævnt bruger vi et kvantitativt spørgeskema til at få svar på den sidste del af vores problemformulering. I det følgende afsnit vil vi beskrive hvorledes vi har udarbejdet dette spørgeskema. Afsnittet startes med teorien bag spørgeskemametoden, hvorefter der kommer et afsnit omkring vores egne overvejelser i forbindelse med udarbejdelsen. Definitionen på et stikprøvebaseret spørgeskema er: en systematisk udspørgen af et større antal personer, som udgør et repræsentativt udsnit af den relevante population (Kruuse 2007 s. 271). I forbindelse med vores udarbejdelse af et validt kvantitativt spørgeskema er der en række forhold og krav, der skal overvejes. Før selve spørgeskemaet udarbejdes skal der tages stilling til følgende: formålet med undersøgelsen skal formuleres, populationen og stikprøven skal identificeres og der vælges emner således at formålet opnås. Stikprøven skal have en vis størrelse i forhold til populationen for at denne er repræsentativ. Er populationen på 30 personer, skal stikprøven udgøre hele 28, hvorimod hvis populationen er på personer skal stikprøven blot udgøre 384. Til udvælgelse af stikprøver er der overordnet 2 metoder, nemlig tilfældig og ikke tilfældig udvælgelse. Ved en tilfældig udvælgelse, er der lige stor chance for at en person i populationen bliver udvalgt, og man får på denne måde lettest repræsentative grupper. Desuden behøves man heller ikke at kende til populationens sammensætning. Selvom man har valgt sin stikprøve på en sådan måde at den vil være repræsentativ, skal man være opmærksom på at repræsentativiteten er et gennemsnit af en række individuelle forskelle. Man kan derfor kun udtale sig om hvordan tingene ser ud på overfladen. Ikke tilfældig stikprøve er skæve stikprøver. Fordelen ved denne stikprøvetype er at den er billig, og det er nemt at nå ud til deltagerne. Ulempen er dog at det er vanskeligt at anvende statistik på resultaterne, da stikprøven ikke er tilfældig og ofte er de ikke repræsentative for populationen. Der findes 3 former for denne type stikprøve; kvota stikprøver, disponible stikprøver og snebold stikprøver. I vores opgave har vi valgt, af praktiske og tidsmæssige årsager, at anvende et disponibelt udsnit af populationen, hvilket vil sige at vi har valgt at lave en stikprøve på et udsnit af en gruppe, som er til rådighed ved en given lejlighed. Denne stikprøvetype har vi valgt på baggrund af, at vi regner med at der er lige stor sandsynlighed for, at hver enkelt medarbejder er på arbejde netop den dag vi kommer med vores spørgeskema. 33

36 Et af de første krav ved udarbejdelse af et spørgeskema, det er at det skal være kortfattet og præcis, således at spørgsmålene kun giver de nødvendige svar, der skal til for at afdække undersøgelsens formål. Spørgsmålene skal være tilpasset målgruppen således at de er forståelige og opfattes på samme måde af alle respondenter. Ligeledes skal spørgsmålene være neutrale, for ikke at påvirke respondentens svarafgivelse. Endelig skal man sikre sig, at spørgeskemaet er etisk forsvarlig ved ikke at overskride respondenternes grænser og ved at anonymisere besvarelserne (Kjærgaard et al 2006 s ). Spørgsmålene kan både være åbne eller lukkede. De åbne spørgsmål, er spørgsmål som respondenten kan besvare på sin egen måde og derigennem har mulighed for at uddybe. Disse spørgsmål kan være svære at kategorisere og analysere. Et lukket spørgsmål, er et spørgsmål hvor respondenten kun kan vælge et svar blandt flere svarmuligheder, hvilket gør disse spørgeskemaer mere kvantitative. Disse anvendes især når man har en ide om, hvilke svarmuligheder der foreligger, dog skal man sikre sig at svarene tilsammen dækker formålet med undersøgelsen. Lukkede spørgsmål har endvidere den fordel, at der er større chance for at få svar end på de åbne, da nogle er uvillige til at udtrykke sig frit. Det er en hovedregel, at kvantitative spørgeskemaundersøgelser er bygget på lukkede spørgsmål. Dette betyder at besvarelserne er nemmere at kategorisere, afkode og analysere. Derudover kan spørgsmålene være af forskellige typer alt efter formålet med undersøgelsen. Vi vil her uddybe de to typer der er relevante for vores undersøgelse. Den første type er faktuelle spørgsmål. Disse omhandler faktiske forhold som f.eks. fødselsår, køn erhverv osv. Den anden type er kognitive spørgsmål. Her berører man respondenternes kundskaber og paratviden om et givet emne (Kruuse 2007 s ). Layoutet af spørgeskemaet er ligeledes af stor betydning. Her er længden samt overskueligheden af skemaet en vigtig faktor, der har stor indflydelse på respondenternes motivation til at svare (Kruuse 2007 s ). For at evaluere og validere spørgeskemaet, er det vigtigt at afprøve det på nogle personer der svare til målgruppen. Herigennem vil det fremgå om enkelte spørgsmål er uklare eller irrelevante (Kjærgaard et al 2006 s ). Udarbejdelse af spørgeskema På baggrund af ovenstående teoriafsnit omkring udarbejdelsen af et spørgeskema, har vi gjort os en del overvejelser. Formålet med vores spørgeskemaundersøgelse er at få afdækket radiografernes viden om den eksterne filtrering på sygehus X. Vores population er derfor afgrænset til alle radiografer og studerende på sygehus X, der kan komme ud for at skulle foretage røntgen af børnethorax. Vores population består derfor i alt af 33 personer. I den forbindelse udarbejdede vi 34

37 nogle spørgsmål på baggrund af vores udledte forskningsspørgsmål omhandlende dette emne. Vi bestræbte os på at spørgsmålene skulle være neutrale, kortfattet og præcise. På denne måde prøvede vi at undgå at præge svarafgivelserne samt at sikre at alle respondenter har den samme forståelse af spørgsmålene. Vi har tilpasset vores spørgsmål til populationen således at vi anvender nogle fagtermer der er almen kendte inden for radiografien. For at udføre spørgeskemaundersøgelsen på en etisk forsvarlig måde, valgte vi at møde op på sygehus X, hvor vi informerede om at svarafgivelserne ville blive anonymiseret. Ligeledes har vi bestræbt os på at formulere spørgsmålene således at de ikke overskrider nogens grænser. I og med at vi arbejder med en kvantitativt spørgeskemaundersøgelse har vi formuleret alle spørgsmål således at de indkommende svar kan kategoriseres og kvantificeres. Indledningsvis starter vi med et faktuelt spørgsmål omhandlende respondentens erfaring. Herigennem kan vi senere kategorisere vores svar og se om erfaringen har en indflydelse på deres viden om ekstern filtrering. De efterfølgende spørgsmål er alle kognitive spørgsmål omhandlende respondentens viden på området, herunder effekten og anvendelsen af denne samt lovgivningen på området. Vi har valgt at anvende programmet defgo 5 i forbindelse med vores spørgeskema. Dette har vi bl.a. valgt, da dette program giver os mulighed for at konstruere et spørgeskema hvor det efterfølgende ikke er muligt for respondenten at gå tilbage til tidligere besvaret spørgsmål. Denne mulighed er yderst vigtig for os, da vi netop på denne måde vil undersøge om respondenterne i spørgsmål 2 selv nævner ekstern filtrering, som et dosisnedsættende tiltag, inden vi sætter fokus på emnet efterfølgende. Ydermere har defgo et brugervenligt design, hvilket gør det overskueligt for respondenten dels at besvare spørgsmålene samt at overskue længden af spørgeskemaet. Denne brugervenlighed kombineret med vores få spørgsmål, kan være med til at højne besvarelsesprocent. Pilotforsøg Inden vi sendte vores spørgeskema ud til vores population på sygehus X, udførte vi et pilotforsøg for derigennem at revidere og validere vores spørgeskema. Det første udkast blev testet af 6 medstuderende på 7. semester, der efterfølgende kom med deres kommentarer hertil. Disse medstuderende anser vi for at have den fornødne viden samt at være repræsentative for den endelige population. Herigennem fik vi en god konstruktiv kritik på vores udkast. Vi fik bl.a. nogle nye svar vi ikke havde forudset, hvorfor vi tilføjede svarmuligheden ved ikke på enkelte spørgsmål. 5 defgo er et webbaseret system til spørgeskemaundersøgelser og fuldautomatiserede grafikrapporter i bl.a. Microsoft Excel og Word. 35

38 Ydermere blev et enkelt spørgsmål omformuleret for derigennem at gøre det mere præcist og ligeledes mindske risikoen for misforståelser. Dette pilotforsøg endte hermed ud i vores endelige spørgeskema (Bilag 8). Udførelse af spørgeskemaundersøgelse Efter godkendelse af spørgeskemaet fra sygehus X (Bilag 9), valgte vi den først kommende dag, at møde op til morgenmødet. Her informerede vi personalet om vores bachelorprojekt samt forestående spørgeskemaundersøgelse vi ønskede deres deltagelse i. Til de fremmødte radiografer og studerende uddelte vi 18 koder til defgo. I håbet om at højne vores svarprocent, havde vi slik med som tak for ulejligheden, og gjorde det ligeledes klart, at det kun drejede sig om 5 spørgsmål samt at alle besvarelser ville blive behandlet anonymt. Efterfølgende var det meningen vi ville blive på afdelingen 1times tid, for derigennem at sikre at ingen havde problemer med deres login til defgo samt at sikre en højere svarprocent. Dette var dog ikke muligt, da vores kontaktperson havde glemt at informere os om, at der var planlagt møde fra morgenstunden. Ud af de 18 uddelte spørgeskemaer modtog vi 12 besvarelser. På baggrund af denne lave besvarelsesprocent valgte vi derfor at møde op en ekstra dag for at uddele flere spørgeskemaer til de fremmødte radiografer der ikke tidligere havde modtaget et. Vi nåede dermed i alt op på 24 uddelte spørgeskemaer og 14 besvarelser. Bias til spørgeskema I forbindelse med vores spørgeskemametode er der flere bias. Hertil skal nævnes, at da vi ikke selv var på afdelingen, havde vi dermed ikke mulighed for at kontrollere om respondenterne diskuterede spørgsmålene indbyrdes eller kontrollerede børneprotokollen på arbejdsstationen. Ligeledes ved vi, at en af respondenterne på forhånd kendte til vores problemstilling i opgaven, da vi på et tidligt tidspunkt inden vores overvejelser omkring spørgeskema diskuterede dette emne med personen. Da vi på baggrund af vores lave besvarelsesprocent følte os nødsaget til at møde op en ekstra gang, var der ligeledes risiko for at respondenterne kendte til vores problemstilling. Ydermere er vores lave svarprocent i forhold til populationen en væsentlig bias der vanskeliggør en generalisering til resten af afdelingen. Statistik og resultater I dette statistikafsnit vil vi behandle vores indsamlede data til videre fortolkning og analysering. Først vil vi fastslå hvilken type data vi har med at gøre, for på den måde at afgøre 36

39 hvilken statistisk test vi skal benytte os af for at validere vores måleresultater. Herefter kan sandsynligheden beregnes for, at det er ukendte faktorer der er skyld i den målte forskel. Denne sandsynlighed kaldes p- værdien, og beregnes i vores opgave i Excel. For at beregne denne p-værdi opstilles en nulhypotese (H 0 ) der kun kan falsificeres. Derfor formulerer vi H 0 hypoteser, som udtrykker det modsatte af det vi gerne vil vise, hvorimod H 1 hypoteser beskriver det modsatte, nemlig det vi gerne vil vise. Før denne beregning skal der sættes et signifikansniveau, der er grænsen for om den fundne forskel er opstået ved en tilfældighed. Vi har valgt et signifikansniveau på 0,05 svarende til 5 %, dvs. alt efter om vores udregnet p-værdi er større eller mindre end signifikansniveauet, kan vi forkaste eller acceptere vores hypoteser (Figur 10) (Lund 2004 s ). P-værdi > signifikansniveau H 0 hypotesen accepteres H 1 hypotesen forkastes Signifikansniveau P-værdi < signifikansniveau H 0 hypotesen forkastes H 1 hypotesen accepteres Figur 10 Signifikansniveau For at anvende den rigtige statistiske test til udregning af vores p-værdi, har vi haft følgende overvejelser i forbindelse med vores dataindsamling. Vi har med flere end 2 grupper målinger, da vi måler dosis og billedkvalitet ved 4 forskellige filtreringsniveauer. Ligeledes befinder vi os på ratio-interval skalaen, da vores måledata har en fast måleenhed i form af µgy og IQFinv-værdi, hvor enhederne er konstant ligegyldigt hvor på skalaen man befinder sig. Ydermere anvender vi i forsøget et plexiglas fantom til alle målingerne, derfor er designet parret. Ud fra disse overvejelser har vi fundet frem til at variansanalysen ANOVA (Analysis of variance) One Way, vil være den rette statistiske test til udregning af p-værdien (Figur 11). Variansanalysen er en metode til at undersøge forskelle i middelværdier ved at sammenligne variansen mellem grupperne i variansen inden for grupperne (Lund 2004 s , 90). 2 grupper/målinger >2 grupper/målinger parret uparret parret uparret Nominal McNemar Fischer / x 2 Cochran x 2 Ordinal Wilcoxon Mann-Whitney Friedman Kruskal-Wallis Ratio/Interval parret t-test uparret t-test One-way Two-way ANOVA ANOVA Figur 11 Skema for statistisk test. Kilde: Lund og Røgind 2004 s

40 Hermed fremføres H 0 samt H 1 hypoteser: Dosisforsøg: H 0 : Der er ingen forskel i indgangsdosisdosis, ved børnethorax Child M protokol på sygehus X, ved en øget ekstern filtrering. H 1 : Der er forskel i indgangsdosisdosis, ved børnethorax Child M protokol på sygehus X, ved en øget ekstern filtrering. Ud fra en en-faktor-anova-test (Bilag 10) har vi udregnet en P-værdi for at se om der er en signifikant forskel i dosis imellem de 4 filtreringsniveauer. Udregnet P-værdi (Bilag10) = 4,58E-38 Som det fremgår af ovenstående tal er vores p-værdi mindre end vores fremsatte signifikansniveau på 0,05. Hermed kan H 0 hypotesen forkastes, og vores målte dosisnedsættelse med en øget ekstern filtrering er dermed statistisk signifikant. Billedkvalitetsforsøg: H 0 : Der er ingen forskel i billedkvaliteten, ved børnethorax Child M protokol på sygehus X, ved en øget ekstern filtrering. H 1 : Der er forskel i billedkvaliteten, ved børnethorax Child M protokol på sygehus X, ved en øget ekstern filtrering. Vi har ligeledes lavet en en-faktor-anova-test (Bilag 11) for billedkvalitetsresultaterne for at se om der er en signifikant forskel imellem IQFinv-værdierne for de 4 filtreringsniveauer. Udregnet P-værdi (Bilag11) = 0,22 Som det fremgår af ovenstående tal er vores p-værdi større end vores fremsatte signifikansniveau på 0,05. Hermed kan H 0 hypotesen accepteres, og vores målte forskel i billedkvaliteten med en øget ekstern filtrering er dermed ikke statistisk signifikant. Denne lille afvigelse kan derfor skyldes tilfældigheder. 38

41 Resultater for eksperimentelt forsøg Hvilken indflydelse har anvendelsen af en øget ekstern filtrering på indgangs- og effektiv dosis? Hvilken indflydelse har anvendelsen af en øget ekstern filtrering på billedkvaliteten? I nedenstående figur 12 fremstilles vores gennemsnitlige dosisresultater for de forskellige filtreringsniveauer. Alle dosismålingerne med tilhørende statistik ses i bilag 10. Ingen ekstern filtrering 2 mm Al 0,1 mm Cu + 1 mm Al 0,2 mm Cu + 1 mm Al mas 0,43 0,48 0,53 0,53 EI DAP 13,32 mgy*cm 2 10,68 mgy*cm 2 9,77 mgy*cm 2 7,69 mgy*cm 2 ID 22,33 µgy 17,38 µgy 14,05 µgy 10,21 µgy Figur 12 Gennemsnitsværdier fra dosisforsøg Som det fremgår af figur 11, falder ID jævnt med en øget ekstern filtrering. Gns. ID (µgy) ,33 17,38 14,05 10, Ingen ekstern filtrering 2 mm Al 0,1 mm Cu + 1 mm Al 0,2 mm Cu + 1 mm Al Figur 13 Gennemsnitlig ID I figur 14 ses den indbyrdes procentmæssige dosisnedsættelse ved de 4 forskellige filtreringsniveauer. Eksempelvis falder ID fra 22,33 µgy ved ingen filtrering, til 10,21 µgy ved højeste filtreringsniveau, hvilket svarer til en besparelse på 54 %. 39

42 Ingen ekstern filtrering 2 mm Al 0,1 mm Cu + 1 mm Al 0,2 mm Cu + 1 mm Al ID (µgy) 22,33 17,38 14,05 10,21 Ingen filtrering - 22 % 37 % 54 % 2 mm Al % 41 % 0,1 mm Cu + 1 mm Al % Figur 14 Indbyrdes procentmæssige fald i ID ved forskellige filtreringsniveauer Som tidligere nævnt udregner vi en effektiv dosis for de forskellige filtreringsniveauer (Bilag 12). Dette gør vi bl.a. fordi vi kan se, at selv om ID falder, så stiger mas når den eksterne filtrering øges (Bilag 10). I programmet indtaster vi en række oplysninger såsom: film-fokusafstand på 200 cm, thoraxtykkelse på 13,4 cm, projektion AP, patientens alder på 5 år, kv og totalfiltrering. Vævsvægtningsfaktorer Gamle W T Nye W T Ingen ekstern filtrering 0, msv 0, msv 2 mm Al 0, msv 0, msv 0,1 mm Cu + 1 mm Al 0, msv 0, msv 0,2 mm Cu + 1 mm Al 0, msv 0, msv Figur 15 Effektiv dosis udregnet af Monte Carlo program I figur 15 ses en udregnet effektiv dosis i msv for de forskellige filtreringsniveauer, hvori såvel de gamle som de nye vævsvægtningsfaktorer er medtaget, hvilket uddybes i diskussionsafsnittet. Som det fremgår, er den effektive dosis ved de nye vævsvægtningsfaktorer højere end udregningen for de gamle. Ud fra figur 15 har vi beregnet den procentmæssige dosisreduktion i effektiv dosis mellem ingen ekstern filtrering og maksimal filtrering på 0,2 mm Cu + 1 mm Al. Gamle W T : Dred% = = 27% Nye W T : Dred% = = 34% Som det fremgår ses den største nedsættelse i effektiv dosis ved beregning med de nye W T bl.a. grundet brystets opgradering fra 0,05 til 0,12 (se figur 2 s. 6). 40

43 Resultaterne for billedkvalitet bliver som tidligere nævnt udtrykt i en IQFinv-værdi. Nedenstående figur 16 viser en graf over IQFinv-værdien for hver filtreringsgrad og eksponering. Man ser her, at alle værdierne ligger et sted mellem 3 og 4, hvilket også kommer til udtryk i figur 17, hvor det ses at den gennemsnitlige IQFinv-værdi stort set er ens. Figur 16 IQFInv for hver billede og filtrering IQFinv Ingen ekstern filtrering 3,6 2 mm Al 3,7 0,1 mm Cu + 1 mm Al 3,7 0,2 mm Cu + 1 mm Al 3,5 Figur 17 Gennemsnitlig billedkvalitet Resultater for spørgeskema Hvorledes er radiograferne bekendt med den lovgivning der findes med hensyn til brugen af ekstern filtrering? Er radiograferne bekendt med anvendelsen af ekstern filtrering ved afdelingens eksisterende protokoller til børnethorax? I hvilken udstrækning er radiograferne bekendt med effekten af ekstern filtrering på dosis? I det følgende afsnit fremstilles de besvarelser, vi har fået fra vores spørgeskemaundersøgelse på sygehus X. Ud af de 24 uddelte spørgeskemaer (Bilag 8) har vi fået 14 41

44 besvarelser tilbage, hvilket svarer til en besvarelsesprocent på 58,3 %, dette udgør 42 % af hele vores population. Disse besvarelser har vi behandlet vha. defgo, hvor der er lavet krydstabulering på spørgsmålene 1 og 3, 1 og 4 samt 1 og 5. Ved at krydstabulere spørgsmål 1 og 3 (Figur 18) afdækker vi hvor mange års erfaringer vores respondenter har, set i forhold til deres viden vedrørende SISs anbefaling om anvendelse af højeste filtrering ved røntgenundersøgelser af børn. Total Ja, alle børneundersøgelser skal udføres med så lav filtrering så muligt. Ja, alle børneundersøgelser skal udføres med så høj filtrering så muligt. Nej, Sundhedsstyrelsen nævner intet om dette emne. Studerende år år Over 6 år Total Figur 18 Hvor mange års erfaring har du som radiograf? krydset med Er du bekendt med om Sundhedsstyrelsen nævner noget om ekstern filtrering til røntgen af thorax på børn? Ved ikke Som det fremgår af ovenstående figur, viser det sig at kun 2 respondenter, begge med over 6 års erfaring, kendte til SISs anbefalinger om ekstern filtrering svarende til 14 % af de adspurgte. I spørgsmål 4 spurgte vi vores respondenter om de var bekendt med hvilken ekstern filtrering, der anvendes ved afdelingens eksisterende børneprotokol. Krydstabuleringen af spørgsmål 1 og 4 (Figur 19) viste at der var 1 respondent, med 0-2 års erfaringer, som vidste at børneprotokollen ikke anvendte ekstern filtrering. Derudover var der 9 respondenter der svarede ved ikke og 4 der svarede forkert på dette spørgsmål. Dermed var der 13 ud af de 14 adspurgte, svarende til 93 %, der ikke kendte til filtreringsniveauet ved afdelingens eksisterende børneprotokol. 42

45 Total Ingen 2 mm Aluminium 1 mm Aluminium + 0,1 mm Kobber 1 mm Aluminium + 0,2 mm Kobber Studerende år år Over 6 år Total Figur 19 Hvor mange års erfaring har du som radiograf? krydset med Er du bekendt med hvilken ekstern filtrering, der anvendes ved afdelingens eksisterende protokoller til børnethorax? Ved ikke Ved krydstabulering af spørgsmål 1 og 5 (Figur 20) handlede det ligeledes om den enkelte respondents antal års erfaringer, sammenholdt med spørgsmålet om hvilken indvirkning en øget ekstern filtrering har på dosis ved en thoraxundersøgelse. Her viste det sig at 7 respondenter, heraf 2 studerende og 5 med mindst 3 års erfaringer, kendte til effekten af en øget ekstern filtrering svarende til 50 %. Der var 5 respondenter, heraf 1 studerende og 4 med mindst 3 års erfaringer, som ikke kendte til indvirkningen. Dog var der 2 respondenter med henholdsvis 0-2 og over 6 års erfaringer, som mente at dosis øges da man får en hårdere stråling. Total Ingenting Dosis øges, da man får en hårdere røntgenstråling. Dosis nedsættes, da de lavenergetiske røntgenfotoner fjernes. Studerende år år Over 6 år Total Figur 20 Hvor mange års erfaring har du som radiograf? krydset med Hvad sker der med dosis når du øger den eksterne filtrering ved en thoraxundersøgelse? Ved ikke Spørgsmål 2 var et åbent spørgsmål, hvor vi spurgte respondenterne hvilke dosisnedsættende tiltag de tænker på ved en thoraxoptagelse af et barn. Inden dette spørgsmål havde 43

46 vi ikke nævnt noget om ekstern filtrering. Det var derfor interessant at se hvor mange respondenter, der selv nævnte dette som et dosisnedsættende tiltag (Figur 21). Dosisnedsættende tiltag Fjernelse af raster 11 Nedsæt kv 5 Nedsæt mas 5 Overvejelser omkring 1 punktsteknik 3 Blænd ind 2 Regulere afstanden 2 Kun PA-billede 1 Figur 21 I forbindelse med en thoraxundersøgelse af et 5-årigt barn, er der flere tiltag der kan nedsætte dosis. Nævn hvilke du tænker på her? Ud fra det åbne spørgsmål, har vi kvantificeret besvarelserne i figur 21. Som det fremgår, var der ikke nogen af de 14 respondenter som selv nævnte en øget ekstern filtrering som et dosisnedsættende tiltag. Derimod var der 11 respondenter der nævnte fjernelsen af raster. Derudover var der 5 besvarelser, hvor der blev nævnt at kv eller mas skulle nedsættes. Ligeledes var der 3 respondenter der havde overvejelser om brugen af 1-punktsteknik. Diskussion I dette afsnit vil vi holde vores resultater fra empiri- og teoriafsnittene op mod hinanden i forhold til vores problemformulering og herigennem diskutere de vigtigste aspekter. Når man snakker om dosis indenfor medicinske undersøgelser af patienter, er der ikke fastsat nogen dosisgrænse, idet man forudsætter at det udbytte patienten vil få af en korrekt udført undersøgelse, overstiger den risiko som man udsætter patienten for. En dosisbegrænsning vil derimod kunne medføre, at man ikke opnår den nødvendige information jf. kapitel i røntgenbekendtgørelse nr På sygehus X anvender man ikke ekstern filtrering ved thoraxoptagelser af børn, hvorfor vi ønskede at kvalitetssikre deres system med præcis deres protokolopsætning ved 5-årige børn. Som det fremgår af vores statistiske beregninger kan man se at vores målte dosisnedsættelse med en øget ekstern filtrering er statistisk signifikant idet vores udregnede p-værdi 44

47 gav 4,58E-38, hvilket ligger langt under vores signifikansniveau. I vores resultater fra dosisforsøget, ser vi at ID kan nedsættes med 54 % hvis man går fra ingen ekstern filtrering til 0,2 mm Cu + 1 mm Al filter. I vores udregning af effektiv dosis, har vi valgt at medbringe såvel de gamle som de nye vævsvægtningsfaktorer. Grunden til dette er, at vi finder denne sammenligning interessant da flere vævsvægtningsfaktorer, på baggrund af ny viden, er ændret siden de gamle fra 1997 (se figur 2 s. 6). Det bemærkelsesværdige er dog også at disse nye vævsvægtningsfaktorer ikke er de lovmæssige gældende endnu fra SIS, hvorfor de begge også er medtaget i opgaven. Ifølge vores beregninger, har vi vist at effektiv dosis kan nedsættes med 27 % eller 34 % afhængig af hvilke W T man anvender, når man går fra ingen ekstern filtrering til maksimum filtrering på 0,2 mm Cu og 1 mm Al. Disse resultater understøttes af teoriafsnittet angående filtrering, hvoraf det fremgår, at de lavenergiske røntgenfotoner der udelukkende bidrager til en øget patientdosis frafiltreres. Desuden bekræfter vores forsøg, at Cu er mere effektiv end Al til at frafiltrere de lavenergiske fotoner, jf. figur 4 s. 19. I vores forsøg kommer dette til udtryk i figur 14 s. 40, hvor man ser at ID falder med 22 % mellem ingen ekstern filtrering og 2 mm Al. Til gengæld nedsættes ID med hele 37 % mellem ingen ekstern filtrering og 1 mm Al + 0,1 mm Cu. Sammenligner vi vores ID med de anbefalede referencedoser fra SIS (Figur 1 s.6), ses en betydelig forskel. Vores højeste ID ved ingen ekstern filtrering var på 22,33 µgy hvorimod referencedoserne fra SIS var på 80 µgy. Denne forskel stemmer godt overens med vores tidligere forventninger omtalt i delanalyseafsnittet s. 24. Her formodede vi, at DX-systemets lysforstærkende scintilatorlag samt DX-receptorens højere DQE, i forhold til CR systemer, ville være med til at nedsætte patientdosis yderligere, og dermed give os en ID der ligger lavere end SISs referencedoser. Derudover har protokollen ligeledes en stor betydning for ID. I vores forsøg anvender vi en masværdi fra 0,43-0,53 hvorimod de i SISs protokoller anvender mas-værdier fra 1-2. Som det fremgår af alle gennemsnitsværdier for de forskellige filtreringsniveauer fra figur 12 s. 39 ses det at mas stiger ved en øget filtrering. Samtidig ser vi at dosis falder markant i form af DAP værdi samt ID. Ydermere ses en stigning af EI værdien fra 400 til 500. Dette stemmer godt over ens med tidligere beskrevet teoriafsnit omhandlende EI værdien, hvoraf det fremgår at denne er omvendt proportional med dosis. Det vil sige at denne stigning i EI værdien er et udtryk for at detektoren har modtaget en mindre dosis. I anden del af vores eksperimentelle forsøg målte vi billedkvaliteten vha. et CDRAD fantom. Dette gav os et resultat i form af en IQFinv-værdi, som er et samlet udtryk for LKO og RO. Herved forsøgte vi at forholde os så objektivt til billedkvaliteten som muligt jf. de positivistiske 45

48 videnskabelighedskriterier omtalt tidligere. Formålet med vores forsøg var at undersøge om billedkvaliteten ved de forskellige filtreringsniveauer blev opretholdt. På baggrund af en-faktor ANOVA test fik vi en p-værdi svarende til 0,22. Denne værdi er større end vores signifikansniveau på 0,05 %, hvorfor vi dermed kan acceptere vores H 0 hypotese. Dermed viser vores beregninger, at der ikke er statistisk signifikant forskel IQFinv-værdierne og filtreringsniveauerne i mellem. Det betyder, at den lille variation vi ser i IQFinv-værdierne højst sandsynligt skyldes tilfældigheder, og derfor ikke anvendelsen af en øget ekstern filtrering. En anden grund til at billedkvaliteten bevares er også, som nævnt i teoriafsnittet, at DX-systemet har en relativ høj DQE og dermed er bedre til at udnytte de indkomne røntgenfotoner.vi har altså her kunne vise en markant nedsættelse i ID uden en statistisk signifikant nedsættelse af billedkvaliteten. Selvom vi har formået at opretholde billedkvaliteten, er det vigtigt at pointere, at vi kun kan udtale os om den tekniske kvalitet, og ikke den diagnostiske brugbarhed. I den tidligere nævnte artikel Chest Radiography with a Flat-Panel Detector: Image Quality with Dose Reduction after Copper Filtration (Bilag1) anvender de en mere subjektiv vurdering i form af en Visual Grading Analysis, hvor det er radiologer som scorer billederne efter egen vurdering. I deres forsøg nåede de ligeledes frem til, at der ikke kunne påvises nogen forskel i billedkvaliteten, mellem brugen af ingen ekstern filtrering og 0,3 mm Cu. Denne form for billedanalyse var ikke mulig for os, da vi jf. de etiske overvejelser ikke ville inddrage rigtige patienter. Vi benyttede os derfor af et teknisk fantom. Sammendrager vi ovenstående oplysninger understreger dette vigtigheden af alternative dosisnedsættende handlinger hvilket vi er forpligtet til at overveje i henhold til ALARA samt den ovennævnte 65. Meningen med spørgeskemaet var at afklare om radiograferne på sygehus X havde den fornødne viden til at efterleve bekendtgørelsens bestemmelser. Den lave besvarelsesprocent bevirker dog, at vi ikke kan generalisere til alle radiografer. Derimod kan vi se en tendens til, at det er meget få, som kender til 76 kapitel 13 i bekendtgørelse 975. I vores spørgeskemaundersøgelse havde vi desværre en forholdsvis lav besvarelsesprocent på 58 %, hvilket som tidligere nævnt svarer til 42 % af vores population på sygehus X. Dette betyder at vi ikke kan generalisere vores indsamlede data til alle radiografer på sygehus X. Denne lave besvarelsesprocent, kan skyldes at vi blev forhindret i at blive på afdelingen og følge op på vores besvarelser, da der uventet var planlagt et møde fra morgenstunden. Metoden hvorpå vi indsamlede vores data kan også have haft en indflydelse. Det er svært at sige om vores besvarelsesprocent havde været højere hvis vi fysisk havde indsamlet vores besvarelser. Som 46

49 tidligere nævnt, var dette et bevidst fravalg, da netop det elektroniske program defgo muliggjorde vores specifikke opsætning af spørgeskemaet, således det ikke var muligt at gå tilbage i spørgsmålene. Ligeledes eliminerede vi herved de bias der kan være forbundet med en manuel optælling af de indsamlede data. I vores resultater fremgår det, at kun 2 af de adspurgte, begge med mere end 6 års erfaring, svarende til 14 % kendte til SISs anbefalinger om ekstern filtrering. På forhånd havde vi en formodning om, at det ville være de studerende der ville kende til disse anbefalinger, da man i undervisningen jævnligt arbejder med bekendtgørelsen. Det bemærkelsesværdige her er, at 86 % af de adspurgte har svaret ved ikke til dette spørgsmål. Ud fra vores 14 besvarelser fremgår det at 13 ud af de 14 adspurgte, svarende til 93 %, kendte ikke til filtreringsniveauet ved afdelingens eksisterende børneprotokol. Hertil skal der tages højde for de 3 studerende der muligvis endnu ikke har været i rummet eller været med til børnethorax med denne protokol. Ydermere er det interessant, at udover den ene respondent der har svaret korrekt på dette spørgsmål, er der 4 som har angivet et forkert svar og ikke anvendt svarmuligheden ved ikke. Med hensyn til effekten af ekstern filtrering var der 7 respondenter, svarende til 50 %, som svarede korrekt på spørgsmålet. Heraf var der 2 ud af 3 studerende der svarede korrekt, hvilket vi også havde forventet, da de studerende på dette niveau alle har haft fysikken bag. Til sammenligning var der 2 færdiguddannet respondenter, der fejlagtig mente at dosis øges når den eksterne filtrering øges. Det interessante er at 50 % af de adspurgte havde kendskab til den dosisnedsættende effekt af ekstern filtrering men til gengæld var der ingen, som i vores åbne spørgsmål, angav det som et dosisnedsættende tiltag. Meningen med dette åbne spørgsmål var netop at undersøge, i hvilken udstrækning radiograferne på sygehus X havde ekstern filtrering som en dosisnedsættende overvejelse. Positivt er det dog, at 11 ud 14 respondenter nævner fjernelsen af raster som et dosisnedsættende tiltag ved børnethorax jf. SISs anbefalinger (se dosis afsnit s. 22). Med denne viden undrer det os, at alle protokoller for børnethorax på sygehus X som standard er sat op med raster. Afslutningsvis mener vi, at der bør være en større fokus på brugen af ekstern filtrering på røntgenafdelingerne. Som vi har fundet frem til via vores eksperimentelle forsøg, viser det sig at anvendelsen af ekstern filtrering, er en enkel og effektivt måde, hvorpå man kan nedsætte dosis samtidig med billedkvaliteten opretholdes. Dette leder os frem til svaret på vores problemformulering. 47

50 Konklusion Samlet set kan vi på baggrund af denne opgave konkludere, at anvendelsen af en øget ekstern filtrering på sygehus X statistisk signifikant nedsætter indgangsdosis med op til 54 % ved anvendelsen af 0,2 mm Cu + 1 mm Al filter. Ligeledes har vi påvist at effektiv dosis kan nedsættes med henholdsvis 27 % eller 34 % alt afhængig om man benytter sig af de nye eller gamle vævsvægtningsfaktorer. Endvidere kan vi konkludere at billedkvaliteten opretholdes, idet der ikke ses nogen statistik signifikant forskel på IQFinv-værdier, ved anvendelse af en øget ekstern filtrering. På baggrund af vores kvantitative spørgeskema kan vi konkludere, at de adspurgte på sygehus X, har et mindre kendskab til det lovmæssige omkring filtrering. Til gengæld kender 50 % af respondenterne til effekten af filtreringen, hvorimod ingen af de adspurgte nævner denne som et dosisnedsættende tiltag. Perspektivering I vores arbejde med denne opgave har vi stiftet bekendtskab med en problemstilling, som er særdeles relevant, idet vi har erfaret at der har været et manglende fokus på området i hverdagen. Vores eksperimentelle forsøg viser tydeligt at ekstern filtrering kan anvendes som et dosisnedsættende tiltag uden at det forringer billedkvaliteten. Vi mener derfor, at dette med fordel kan implementeres ude i klinikken, således det bliver en standard procedure når man har børn til røntgen af thorax. Ydermere kunne det være interessant at undersøge, om andre børneprotokoller på sygehus X kan optimeres med en øget ekstern filtrering. Det kunne eksempelvis være røntgenundersøgelser af bækken, hvor strålefølsomme organer som gonaderne er inde for strålefeltet. I vores indsamlede data fra vores spørgeskemaundersøgelse var der som tidligere nævnt 11 ud af de 14 adspurgte, som svarede at de ville fjerne raster ved røntgen af thorax på et 5-årigt barn. På baggrund af dette, samt bekendtgørelsens 78 Stk. 2, som fraråder brugen af raster ved børn, undrer det os at alle protokoller for børnethorax, er sat til at køre med raster, idet vi formoder at fjernelse af rasteret yderligere vil nedsætte dosis. Her kunne det være interessant at undersøge, hvor meget man yderligere kunne nedsætte dosis, samt at undersøge effekten på billedkvalitet. Nu hvor vi har påvist en dosisnedsættelse ved en øget ekstern filtrering på sygehus X, vil det være oplagt at undersøge hvorledes protokollerne er opsat på andre sygehuse rundt om i Danmark samt hvilke filtreringsniveauer der her kan benyttes. Ligeledes kan man videreudvikle opgaven, således vi får en diagnostisk vinkel på billedkvaliteten. Her kunne man anvende et rigtigt 48

51 børnefantom hvor der eksempelvis indgår lunger, muskler, knogler mm. Dette vil give radiologerne mulighed for at vurdere billedmaterialet i forhold til den diagnostiske brugbarhed. Ydermere kunne det være interessant at bruge interviewmetoden, for derigennem at afdække superbrugernes overvejelser i forbindelse med protokolopsætning til børnethorax. På den måde kan det bl.a. være til at sætte et større fokus på området. Sluttelig håber vi på at denne opgave kan betragtes som en inspirationskilde således, at der bliver sat mere fokus på området ude i klinikken. Vi håber derudover at vores resultater kan anvendes til en protokoloptimering af børnethorax, således at disse undersøgelser opretholder billedkvaliteten med lavest mulig patientdosis. 49

52 Litteraturliste AAPM Task Group An Exposure Indicator for Digital Radiography. American Association of Physicists in Medicine Andersen, Jørn E, Munk, Jens Lærebog i røntgenfysik for radiografstuderende 2. udgave. Radiografskolen Odense Birkler J Videnskabsteori En grundbog. Munksgaard Danmark. 1. udgave. Bushong SC Radiologic Science for Technologists Physics, Biology and Protection. 8. udgave. Elsevier Mosby. Bushong SC Radiologic Science for Technologists Physics, Biology and Protection. 9. udgave. Elsevier Mosby. Carlton, RR. Adler AM Principles of radiographic imaging. An art and a Science 3. udgave. Thomson Learning. Hart et al Reference doses and patient size in paediatric radiology NRPB-R318, Chilton, NRPB. Hamer OW et al Chest Radiography with a Flat-Panel Detector: Image Quality with Dose Reduction after Copper Filtration Radiology ICRU Report Tissue Substitites in Radiation Dosimetry and Measurment International Commission on Radiation Units and Measurements. Kjærgaard, Mainz, Jørgensen og Willaing Kvalitetsudvikling i sundhedsvæsnet. 1. udgave. Munksgaard Danmark. 50

53 Kohn M.M. et al European Guidelines On Quality Criteria For Diagnostic Radiographic Images In Paediatrics European Commission, Luxemburg. Kruuse, Emil Kvantitative forskningsmetoder i psykologi og tilgrænsende fag. 6. Udgave. Dansk Psykologisk Forlag. Lund, H., Røgind, H Statistik i ord. 1. udgave. Munksgaard, København M.A.O. Thijssen, K.R. Bijerk Manual, Contrast-Detail Phantom, Artinis CDRAD type 2.0 Department of Radiology, University Medical Center Nijmegen, The Netherlands & Artinis Medical Systems R.J.M van der Burght,. 2006: Manual CDRAD Analyser Version 1.1 Artinis Medical Systems B.V Tapiovaara M, Siiskonen T PCXMC A PC-based Monte Carlo program for calculating patient doses in medical x-ray examinations. 2. udgave. Wenzel, Sewerin Stråledoser, stråleskader, strålehygiejne 2. udgave. Munksgaard Danmark. Willis, Charles E Optimizing digital radiography of children European Journal of Radiology. Zoeteleif, J. et al Recommendations for patient dosimetry in diagnostic radiology using TLD European Commission 51

54 Links American Association of Physicists in Medicine. URL: Besøgt d. 15/ Atlanta Society of Radiologic Technologists, Inc. URL: Beøsgt d. 30/310 www. drs.dk. VVRP. Vejledning vedrørende Radiologiske Procedure URL: Besøgt d. 15/ Bekendtgørelse om dosisgrænser for ioniserende stråling URL: Besøgt d. 17/ Bekendtgørelse om medicinske røntgenanlæg til undersøgelse af patienter URL: Besøgt d. 15/ Den Danske Kvalitetsmodel URL: Besøgt d. 12/ Dansk Pædiatrisk Selskab URL: Besøgt d. 24/ Sciencedirect URL: Besøgt d. 15/ RY Sundhedsstyrelsen. Radiologiske ydelser. URL: andling_ved_sygehuse/dsnm.aspx Besøgt d. 12/ VPRB Sundhedsstyrelsen. Vejledning om patientdoser og referencedoser for røntgenundersøgelser-konventionelle røntgenundersøgelser af børn URL: Besøgt d. 18/

55 Bilagsfortegnelse Bilag 1 Bilag 2 Bilag 3 Bilag 4 Bilag 5 Bilag 6 Bilag 7 Bilag 8 Bilag 9 Bilag 10 Bilag 11 Bilag 12 Artikel: Chest Radiography with a Flat-Panel Detector: Image Quality with Dose Reduction after Copper Filtration Artikel: Optimizing digital radiography of children Tilladelse til indhentning af børneprotokoller på sygehus X Operationalisering Dokumentation for litteratursøgning Beregning af plexiglasfantom Unfors PSD dosimeter Spørgeskema Tilladelse til spørgeskemaundersøgelse samt empirisk forsøg på sygehus X Oversigt over dosisresultater samt ANOVA test Oversigt over billedkvalitetsresultater samt ANOVA test Monte Carlo beregninger 53

56 Radiology Okka W. Hamer, MD Claude B. Sirlin, MD Michael Strotzer, MD Ingitha Borisch, MD Niels Zorger, MD Stefan Feuerbach, MD Markus Völk, MD Published online before print /radiol Radiology 2005; 237: From the Department of Diagnostic Radiology, University Hospital of Regensburg, Franz-Josef-Strauss-Allee 11, Regensburg, Germany (O.W.H., I.B., N.Z., S.F.); Department of Radiology, UCSD Medical Center, San Diego, Calif (C.B.S.); Department of Radiology, Hospital Hohe Warte, Bayreuth, Germany (M.S.); and Department of Radiology, Ulm Army Hospital, Ulm/Donau, Germany (M.V.). From the 2004 RSNA Annual Meeting. Received October 9, 2004; revision requested December 21; revision received February 6, 2005; accepted March 7. Address correspondence to O.W.H. ( o.hamer@gmx.de). Authors stated no financial relationship to disclose. Chest Radiography with a Flat-Panel Detector: Image Quality with Dose Reduction after Copper Filtration 1 PURPOSE: To compare image quality and estimated dose for chest radiographs obtained by using a cesium iodide amorphous silicon flat-panel detector at fixed tube voltage and detector entrance dose with and without additional 0.3-mm copper filtration. MATERIALS AND METHODS: The study was approved by the institutional ethics committee. All prospectively enrolled patients signed the written consent form. Chest radiographs in two projections were acquired at 125-kVp tube voltage and 2.5- Gy detector entrance dose. The experimental group (38 patients) was imaged with 0.3-mm copper filtration; the control group (38 patients) was imaged without copper filtration. An additional 12 patients were imaged with and without copper filtration and served as paired subject-controls. Three readers blinded to group and clinical data independently evaluated the radiographs for image quality on a digital display system. Twelve variables (six for each radiographic projection) were assigned scores on a seven-point ordinal scale. Scores between experimental and control groups were compared: Logistic regression analysis and Mann-Whitney U test were used for unpaired patients; and Wilcoxon and McNemar test, for paired patients. In all, 72 comparisons were determined (36 [12 variables three readers] for unpaired patients and 36 for paired patients). In a phantom study, radiation burden of experimental protocol was compared with that of control protocol by using Monte Carlo calculations. RESULTS: For 70 of 72 comparisons, digital radiographs obtained with copper filtration were of similar image quality as radiographs obtained without copper filtration (P.123 to P.99). For two of 72 comparisons, one observer judged the experimental protocol superior to the control protocol (P.043, P.046). Patient dose reduction estimated with Monte Carlo calculations was 31%. Use of copper filtration increased exposure times by 48% for posteroanterior views and by 34% for lateral views. CONCLUSION: Subjectively equivalent chest radiographic image quality was found with estimated 30% dose reduction after addition of 0.3-mm copper filtration with flat-panel cesium iodide amorphous silicon technology. RSNA, 2005 Author contributions: Guarantors of integrity of entire study, O.W.H., M.S., S.F., M.V.; study concepts/study design or data acquisition or data analysis/interpretation, all authors; manuscript drafting or manuscript revision for important intellectual content, all authors; approval of final version of submitted manuscript, all authors; literature research, O.W.H., I.B., M.V.; clinical studies, O.W.H., M.S., I.B., S.F., M.V.; experimental studies, O.W.H., N.Z., M.V.; statistical analysis, O.W.H., C.B.S.; and manuscript editing, O.W.H., C.B.S., M.S., I.B., N.Z., M.V. RSNA, 2005 A fundamental radiologic principle is that patient dose can be reduced with x-ray beam hardening (1,2), which can be achieved by increasing tube voltage and/or beam filtration (3 8). Unfortunately, tube voltage augmentation and beam filtration both diminish image contrast. Although image contrast can be partly recovered with processing techniques after digital image acquisition, these manipulations increase apparent image noise. Thus, despite the adoption of digital technology by many imaging centers, a common strategy still is to simultaneously add beam filtration and reduce tube voltage. This strategy is a compromise between dose reduction and image quality. The development of digital flat-panel detectors that are based on cesium iodide and amorphous silicon may offer a more promising solution to this problem. This technology permits wide exposure latitude, high contrast resolution, and high detective quantum efficiency. It is widely considered superior to both screen-film and storage phosphor 691

57 Radiology radiography (9 23), because it provides high image quality even when patient exposure is low. We hypothesized that high-quality, low-dose chest radiographs could be obtained by using a cesium iodide amorphous silicon system with beam filtration without a reduction in tube voltage. Thus, the purpose of our study was to compare image quality and estimated dose for chest radiographs obtained by using a cesium iodide amorphous silicon flat-panel detector at fixed tube voltage and detector entrance dose with and without additional 0.3-mm copper filtration. MATERIALS AND METHODS Our study included both clinical (prospective and retrospective) and phantom components and was performed between February and July of 2003 in an urban teaching hospital. The prospective clinical component was approved by the institutional ethics committee, and informed consent was obtained. The retrospective clinical component was also approved by the ethics committee, and informed consent was waived for that component. In February of 2003, we established a new protocol for chest radiography: tube voltage, 125 kvp; detector entrance dose, 2.5 Gy; and additional copper filtration, 0.3 mm. This protocol was adopted only for clinical reasons. For our study, use of copper filtration was considered the experimental protocol, whereas the same technique without copper filtration was considered the control protocol. Both protocols met national German guidelines approved for adult chest radiography. Control Protocol: Prospective Analysis On three consecutive days in July 2003, we randomly selected 50 ambulatory patients who were referred for chest radiography and recruited them to serve as the control study group. The only inclusion criteria were ambulatory status, age older than 18 years, and referral for chest radiography. There were no exclusion criteria. The randomly selected patients were asked by a clinical coordinator to participate in the study on their arrival at the radiology department. Patients were fully informed and gave written consent on a form approved by the institutional ethics committee. Experimental Protocol: Retrospective Analysis With our radiology information system (software version 7.3; Medos, Langenselbold, Germany), we determined that 12 patients who had undergone chest radiography with the control protocol also had undergone radiography at another time during the study period with the experimental protocol. These 12 patients were chosen for the experimental study group but also served as patients with paired control studies. Thus, these 12 were also part of the control group. To complete the experimental study group, we randomly selected 38 additional patients who had undergone chest radiography with the experimental protocol during the study period. The only inclusion criteria for these 38 patients were ambulatory status and age older than 18 years. There were no exclusion criteria. As already noted, the ethics committee waived consent for this retrospective component of our study. Patient Data One of the authors (O.W.H.) reviewed patients medical records and entered each patient s age, sex, weight, and height in a computerized database. Body mass index was calculated as weight in kilograms divided by height in square meters. Other clinical factors that may potentially influence chest radiographic quality (mastectomy, breast implants, median sternotomy, and other chest wall abnormalities) also were recorded. Image Acquisition Patients were imaged in standard posteroanterior and left lateral projections. Thus, a total of 100 radiographic examinations, comprising a total of 200 radiographs, were performed for this study: 50 sets of posteroanterior and lateral radiographs in the experimental group and 50 sets in the control group. The radiographic system (Axiom Aristos; Siemens Medical Solutions, Forchheim, Germany) consisted of an x-ray tube (focal spot size, 0.6), a wall stand, and a cesium iodide amorphous silicon detector (Pixium 4600; Trixell, Moirans, France) mounted behind a phototimer sensor (Iontomat; Siemens Medical Solutions) and a dedicated, stationary antiscatter grid (80 lines per centimeter; ratio, 15:1). Matrix size was pixels, with a pixel pitch of 143 m, which led to an active imaging area of cm. The theoretical spatial resolution limit was 3.5 line pairs per millimeter. A dose-area measuring chamber (KermaX-plus; Wellhoefer, Schwarzenbruck, Germany) was integrated into the x-ray collimator. The inherent filtration provided by the tube housing, collimator, dose-area measuring chamber, and light localizer was equivalent to 2.9 mm of aluminum. Control group radiographs were acquired without additional copper filtration. For the experimental group, a 0.3-mm-thick copper filter was integrated in the tube housing on the tube side of the dose-area measuring chamber. Thus, filtration in the experimental group included the filtration in the control group plus 0.3 mm of additional copper filtration. Focus to image receptor distance was 180 cm. Tube voltage was fixed at 125 kvp. By using the phototimer, detector entrance dose was set at 2.5 Gy, the dose that would be applied with a 400- speed screen-film system. At a tube voltage of 125 kvp, the influence of an additional filtration of 0.3 mm of copper on the phototimer sensor cutoff dose is negligible (within 5%, data provided by the manufacturer). The peak tube current was 400 ma. The dose-area product, the tube current time product, and exposure time were automatically recorded on the Digital Imaging and Communications in Medicine header of each image. One of the authors (O.W.H.) manually entered the dosimetry data into a spreadsheet. The frequency with which exposure time exceeded 40 msec (the upper limit recommended by the American College of Radiology [24]) was determined for the experimental and the control groups. Image Processing In the cesium iodide amorphous silicon detector, a 500- m-thick layer of thallium-doped cesium iodide was implemented for conversion of x-rays to light. The impinging light was converted to an electric charge in the photodiodes of the amorphous silicon matrix. The charge was read out with dedicated electronics and then converted to a digital signal with 14-bit resolution ( gray levels). Images acquired with and without copper filtration underwent digital image processing by using the algorithm routinely used for chest radiography in our institution: The first step of digital image processing was a flat-field and dark-current correction at a single-pixel level. This processing step is performed automatically and cannot be controlled by 692 Radiology November 2005 Hamer et al

58 Radiology the user. The next step was the so-called signal normalization. The purpose of signal normalization was to assign normalized values, which are independent of detector entrance dose settings, to the pixel values measured behind the phototimer sensors. For the present study, signal normalization for both imaging protocols was performed according to the identical fixed factor. In the third processing step, organ-specific contrast and latitude optimization was performed by applying a nonlinear gradation curve (lookup table). The lookup table was identical for both imaging protocols. This gradation processing reduced the image resolution from 14 bits to 12 bits (4096 gray levels). The fourth processing step was multiband frequency processing. Two spatial filters were applied to compress the latitude (so-called harmonization) and to enhance detail contrast and sharpness of fine structures (so-called detail or edge enhancement). Each filter was specified by kernel size and gain factor. Filters, gain factors, and kernel sizes were identical for both imaging protocols. The fifth processing step was windowing for adjustment of contrast and brightness. This was performed on the basis of a histogram analysis by using an autowindowing algorithm. This algorithm calculated the optimum window width and center to be used by the viewing software for display of the final image. Window width was set to be as small as possible but without clipping relevant gray values. The window center was exactly in the middle of the window width. The digital image processing system used in the present study is vendor specific but similar to other systems. All processing parameters were part of the routinely used preconfigured organ-specific program and were identical for both imaging protocols. After exposure release, all images were automatically processed without manual intervention. The resulting processed images were transferred to a workstation (Magic-View; Siemens Medical Solutions) equipped with a diagnostic monitor (Simomed HM, 21 inch; Siemens Medical Solutions) with a resolution of pixels and a maximum screen white luminance of 260 candela per square meter. Review of all radiographs for this study was performed by using this workstation and monitor in full-resolution mode (no interpolation or down-sampling) at constant room illumination. The contrast ratio of the monitor, which included the potential influence of ambient light, was greater than 100:1, which meets the guidelines of the German regulatory board. Diagnostic Interpretation of Radiographs A radiologist (O.W.H., the diagnostic radiologist, with 4 years of experience in chest radiographic interpretation) reviewed the images from 100 chest radiographic examinations for diagnostic interpretation. The diagnostic radiologist was blinded to whether the examinations were performed with or without additional filtration. The clinical history and, when available, findings from additional examinations, such as computed tomography, were considered in the diagnostic interpretation. On the basis of this review, the radiologist documented all normal and abnormal radiographic findings in the study examinations. Assignment of Scores for Image Quality After completion of the diagnostic radiologist s interpretation, three other radiologists, the readers (M.V., N.Z., I.B.) independently reviewed the images from the 100 radiographic examinations. The posteroanterior and lateral images were reviewed together. The examinations, each of which included a posteroanterior view and a lateral view, were presented in random order. The three readers included a board-certified radiologist (M.V., with 7 years of experience in general radiology) and two residents (I.B. and N.Z., each with 4 years of experience in general radiology). Window width and window level settings were manually adjusted as necessary by the readers on a patient-bypatient basis. The readers were free to vary their viewing distance on the basis of individual preferences. A time limit for image review was not imposed. Each reader assigned a score to the images without knowledge of clinical history, diagnostic interpretation, group status, or the other readers scores. Image quality was assessed subjectively by using a scoring system modified from the European Guidelines on Quality Criteria for Diagnostic Radiographic Images and similar to other published scoring systems for chest radiographic assessment (17, 18,22,23,25 29). The scoring system required that only normal structures be assessed. For example, in patients with circumscribed pulmonary consolidation, only nonconsolidated lung was evaluated. To ensure that the three readers evaluated the same anatomic regions and avoided pathologically affected areas, the diagnostic radiologist attended the evaluations. The diagnostic radiologist pointed out areas of pathologic abnormalities but communicated no other information. Scoring System For each posteroanterior and lateral radiograph, six separate variables were assigned scores, as summarized in Table 1. The first five variables represented different sets of anatomic structures: The score reflected visualization of structure borders and intrinsic details. The sixth variable was global image quality: The score reflected overall impression of image contrast, noise, and motion blur. Thus, 12 variables were assigned scores per examination by each reader, six for the posteroanterior projection and six for the lateral projection. Each of the 12 variables was assigned a score subjectively by using the same seven-point ordinal scale: score 1, excellent (no limitations); score 2, good to excellent; score 3, good (minor limitations, full diagnostic information); score 4, moderate to good; score 5, moderate (major limitations, limited diagnostic information); score 6, poor to moderate; and score 7, poor visualization (nondiagnostic). In addition, for the paired patients, the seven-point scores were dichotomized into a binary scale: 1, excellent (score of 1 on the seven-point scale), or 2, less than excellent (score of 2 7 on the sevenpoint scale). Dichotomization was performed to permit statistical analysis of the paired samples by using the McNemar test, as will be discussed later. The observed frequency of each possible ordinal (scores 1 7) and dichotomized (binary scores 1 and 2) score for each reader and for each of the 12 variables (six for the posteroanterior view and six for the lateral view) was tabulated. The mean frequency ( the standard deviation) for each score for each reader was calculated separately for the unpaired and paired patients in the experimental and control groups. Statistical Analysis Interobserver agreement. Interobserver agreement was analyzed by using the weighted test for multiple observers. Statistical comparisons for unpaired patients. Statistical comparisons for the unpaired patients (38 vs 38) were performed by using (a) unpaired Student t Volume 237 Number 2 Chest Radiography with a Flat-Panel Detector 693

59 TABLE 1 Imaging Features That Were Assigned Scores No. and Variable Features on Posteroanterior View Features on Lateral View Radiology 1, unobscured lung Peripheral apical and basal vessels, peripheral apical and basal bronchi Retrosternal pulmonary vessels, retrocardiac pulmonary vessels, retrocardiac peripheral bronchi 2, obscured lung Azygoesophageal recess, retrocardiac vessels, vessels Peripheral vessels obscured by heart shadow or diaphragm obscured by diaphragm 3, central airways Trachea, carina, mainstem bronchi Trachea, carina, mainstem bronchi 4, mediastinum* Pulmonary hilum, lateral heart borders, left descending Pulmonary hilum, posterior heart border aortic border, paraspinal stripe 5, skeleton of thorax Thoracic vertebrae, sternoclavicular joints, ribs Thoracic vertebrae, sternum 6, global image quality Image contrast, noise, motion blur Image contrast, noise, motion blur * Other than central airways. test for continuous data (age, body mass index, dosimetry), (b) ordinal logistic regression for ordinal data (seven-point image quality scores), (c) Mann-Whitney U test for ordinal data (seven-point image quality scores) if logistic regression was not applicable because one or more variables were constant, and (d) 2 or Fisher exact tests (depending on expected frequencies) for nominal data (sex, presence of pathologic findings, frequency of exposure times that exceeded the threshold recommended by the American College of Radiology). Statistical comparisons for paired patients. Statistical comparisons for the paired patients (12 vs 12) were performed by using the (a) paired Student t test for continuous data (dosimetry), (b) Wilcoxon signed rank test for ordinal data (seven-point image quality scores), and (c) McNemar test for dichotomous variables (dichotomized two-point image quality scores and frequency of exposure times that exceeded the American College of Radiology threshold). In regard to the analysis of subjective image quality, differences in observed frequencies of scores between groups were assessed statistically by using nonparametric tests as noted previously. The 12 variables that were assigned scores were treated as independent and were analyzed separately for the three readers. Thus, 12 independent comparisons were determined for each reader (one for each variable that was assigned a score). Because there were three readers, a total of 36 independent comparisons were analyzed (12 comparisons per reader 3 readers). The mean observed frequencies (averaged over the three readers) were reported but were not used for statistical comparisons. A two-tailed P value of.05 or less was considered to represent a statistically significant difference. Because the authors sought to demonstrate statistical equivalency between the experimental and control protocols, the authors did not correct for multiple comparisons. This was a conservative decision that maximized the probability of finding statistical advantages of the control protocol over the experimental protocol. Power analysis. We retrospectively calculated the power at the.05 level to detect a clinically meaningful difference in image quality, which was defined retrospectively as an absolute 25 percentage point difference in frequency of excellent scores (score of 1) for the experimental group versus the control group. The power calculations were repeated for each observed frequency in the control group. In the unpaired sample, this was achieved by using the method introduced by Whitehead (30). In the paired sample, this was achieved by treating the ordinal data as continuous and by calculating the power of a Student t test (as a signed rank test approximation). We assumed actual sample sizes. Because 36 comparisons were made (between each of the 12 variables evaluated by each of the three readers), we also estimated the power to detect clinically meaningful differences in image quality in at least six of the 36 comparisons. This last estimation was performed by assuming that the power of each of the 36 observations was independent; a conservative decision was determined to fix the power of each comparison as the lowest observed power. All statistics except the weighted and power analyses were calculated by using statistical software (SPSS 10.0 for Windows; SPSS, Chicago, Ill). The weighted was calculated by using exact methods. The power calculation was performed by using software that was available online at the Web site of the Department of Statistics of the University of California Los Angeles, Los Angeles, Calif ( Phantom Study A phantom study was performed to estimate patient dose by using the experimental versus the control radiographic protocols. The phantom, which consisted of multiple polymethyl methacrylate plates fixed together without intervening gaps, was mounted in the detector center in direct contact with the front plate and is similar to chest phantoms in other published studies (14,31 33). Polymethyl methacrylate has a mean attenuation of 125 HU. Physical density can be estimated from Hounsfield units (HU) (34,35) by using the following equation: density HU 1000/1000, where physical density is expressed in grams per milliliter. For example, polymethyl methacrylate has an estimated physical density of g/ml, which matches the published density for polymethyl methacrylate (36). Thus, if one assumes that the attenuation values of human fat, soft tissue, and lung tissue are 100 HU, 50 HU, and 800 HU, respectively (corresponding to estimated densities of 0.9 g/ml, 1.05 g/ml, and 0.2 g/ml), then a 1-cm slab of polymethyl methacrylate causes the same x-ray attenuation as 1.25 cm of fat, 1.07 cm of soft tissue, and 5.6 cm of lung tissue. Three phantoms were constructed by using different numbers of plates to achieve total thicknesses of 7.5 cm, 12.5 cm, and 21.5 cm. The phantoms were chosen to simulate the following: a 7.5-cm-thick phantom, which corresponds to a thin patient imaged in the posteroanterior projection (15 cm of lung tissue, 3.2 cm of soft tissue, and 2 cm of fat); a 21.5-cm-thick phantom, which corresponds to a large patient imaged in the lateral projection (19 cm of lung tissue, 12 cm of soft tissue, and 7.5 cm of fat); and a 12.5-cm-thick phantom, which corresponds to a midsized variant with features that are between those of the small phantom and those of the large phantom. 694 Radiology November 2005 Hamer et al

60 Radiology TABLE 2 Demographic and Radiographic Data for 38 Unpaired Patients in Both Experimental and Control Groups Clinical Data Experimental Group Control Group P Value Demographic data Sex F 14 (37) 14 (37).99 M 24 (63) 24 (63).99 Age (y)* Body mass index (kg/m 2 )* Radiographic data Normal findings 16 (42) 12 (32).824 Pleural effusion 13 (34) 21 (55).333 Apical pneumothorax 0 (0) 1 (3).798 Circumscribed consolidation 0 (0) 4 (11).238 Pulmonary nodules 2 (5) 0 (0).493 Subsegmental or linear atelectasis 3 (8) 10 (26).065 Pulmonary edema 3 (8) 3 (8).99 Pulmonary fibrosis 1 (3) 1 (3).99 Focal bronchiectasis 0 (0) 1 (3).798 Note. Data are numbers of patients, and numbers in parentheses are percentages except where specified otherwise. * Data are the mean standard deviation. Numbers add up to more than 38 because some patients had more than one finding. All pleural effusions were subjectively small and manifested only as mild bluntness of one or both costophrenic sulci. Thickness of the pneumothorax was 1 cm. TABLE 3 Demographic and Radiographic Data for 12 Paired Patients Clinical Data Value Demographic data Sex F 2 (17) M 10 (83) Age (y)* Body mass index (kg/m 2 )* Radiographic data Normal findings 8 (67) Pleural effusion 3 (25) Pneumothorax 0 (0) Circumscribed consolidation 0 (0) Pulmonary nodules 0 (0) Subsegmental or linear atelectasis 2 (17) Pulmonary edema 0 (0) Pulmonary fibrosis 0 (0) Focal bronchiectasis 0 (0) Note. Data are numbers of patients, and numbers in parentheses are percentages except where specified otherwise. * Data are the mean standard deviation. Numbers add up to more than 12 because one patient had more than one finding. There was no change in regard to radiographic findings between images acquired with the experimental and the control protocols in any of the 12 patients. All pleural effusions were subjectively small and manifested only as mild bluntness of one or both costophrenic sulci. The radiographic system was identical to that used for patients. Images were acquired with (experimental protocol) and without (control protocol) 0.3-mm copper filtration. The field of view was cm. Other parameters were kept constant as described previously. The dose-area product was measured once (single trial) for the three phantoms by using each radiographic protocol. Entrance dose was then calculated from the dose-area product by applying the inversesquare law and the known field of view. Monte Carlo calculations were performed to estimate the energy absorbed in the center of the phantom. In detail, we performed computer calculations that simulated the propagation of single photons with the Monte Carlo method through complex geometric phantoms of arbitrary materials, with consideration of all relevant photon interactions, such as photoeffect, coherent and incoherent scatter, as well as K fluorescence. For calculations, we used a software program (Mocassim; Siemens Medical Solutions). Statistical comparisons of entrance dose and central energy absorption for the three phantoms were not determined because only singletrial measurements were performed. RESULTS Demographic and Radiographic Diagnostic Data There were no statistically significant differences in age (P.446 for unpaired patients), body mass index (P.612 for unpaired patients), or sex distribution (P.99 for unpaired patients) between the experimental and control groups (Table 2). No patient underwent prior mastectomy, placement of breast implants, or median sternotomy or had a pectus deformity or other chest wall abnormality that might have potentially confounded assessment of image quality. Sixteen (42%) of 38 unpaired patients in the experimental group and 12 (32%) of 38 unpaired patients in the control group had normal radiographs (P.824). The other 22 (58%) and 26 (68%) patients had at least one abnormal radiographic finding. There were eight different radiographic findings. There were no statistically significant differences in observed frequency of any of the eight radiographic findings (P.065 to P.99). The mean interval between examinations in the 12 paired patients was 93 days (range, days). In eight (67%) of 12 paired patients, radiographs were normal at both examinations. In the other four (33%), there was at least one radiographic finding (Table 3). The findings were identical at both examinations. Dosimetry For the 38 unpaired patients, mean dose-area product in the experimental group was 55% less (2.9 Gy m [standard deviation] vs 6.4 Gy m for the posteroanterior projection, P.001) and 56% less (11.3 Gy m vs 25.6 Gy m for the lateral projection, P.001) than the mean dose-area product in the control group. Mean tube current time product was 31% greater (1.7 mas 0.4 vs 1.3 mas 0.4 for the posteroanterior projection, P.001) and 38% greater (6.2 mas 3.3 vs 4.5 mas 2.6 for the lateral projection, P.017) in the experimental group than it was in the control group. Mean exposure time was 44% greater (4.6 msec 1.3 vs 3.2 msec 1.3 for the posteroanterior projection, P.001) and 43% greater (19.1 msec 10.8 vs 13.9 msec 8.2 for the lateral projection, P.022) in the experimental group than it was in the control group. For the 12 paired controls, mean dosearea product in the experimental group was 49% less (3.5 Gy m vs 6.8 Gy m for the posteroanterior projection, P.001) and 55% less (14.4 Gy m vs 32.2 Gy m for the lateral projection, P.030) than it was in the control group. Mean tube current time product was 42% greater (2.0 mas 0.5 vs 1.4 mas 0.5 for the posteroanterior projection, P.001) and Volume 237 Number 2 Chest Radiography with a Flat-Panel Detector 695

61 Radiology Figure 1. Graphs show mean frequency of each observed ordinal score for (a) six posteroanterior projection variables and (b) six lateral projection variables for the 38 experimental (E) versus 38 control (C) unpaired patients. Only scores of 1, 2, or 3 were observed. The mean frequencies were not compared statistically. Unobs unobscured lung; Obs Lg obscured lung; Mediast mediastinum; Bony Th skeleton of the thorax; Global global image quality. 23% greater (7.3 mas 3.7 vs 5.9 mas 4.5 for the lateral projection, P.28) in the experimental group than it was in the control group. Mean exposure time was 51% greater (5.3 msec 1.5 vs 3.5 msec 1.7 for the posteroanterior projection, P.001) and 24% greater (22.7 msec 11.8 vs 18.4 msec 14.6 for the lateral projection, P.30) in the experimental group than it was in the control group. Averaged for the unpaired and paired patients, exposure time increased by 48% for the posteroanterior view and by 34% for the lateral view when copper filtration was added. In the experimental group, exposure time exceeded the recommended American College of Radiology threshold of 40 msec for two of 38 lateral radiographs (42 msec, 62 msec) in unpaired patients and one of 12 lateral radiographs (49 msec) in paired patients. Patients body mass indexes were 27.3, 36.8, and 30.1 kg/m 2, respectively. In the control group, exposure time exceeded 40 msec for none of 38 lateral radiographs in unpaired patients and one of 12 lateral radiographs (59 msec) in paired patients. This patient s body mass index was 37.4 kg/m 2. Differences in frequency were not significant for either the unpaired (two of 38 vs none of 38, P.625) or paired (one of 12 vs one of 12, P.99) comparisons. Maximum exposure time for posteroanterior radiographs was 8 msec for the experimental protocol and 7 msec for the control protocol. Image Quality Weighted interobserver agreement between the three readers was 99.7%. Because the expected weighted agreement was also high (99.6%), the weighted value was relatively low (0.246). In regard to the observed frequency of the readers ordinal scores for the 12 analyzed variables (six for the posteroanterior view and six for the lateral view), all variables in all images were of good (score of 3), good to excellent (score of 2), or excellent (score of 1) quality. There were no scores of 4 or higher for unpaired (Fig 1) or paired (Fig 2) examinations. In the unpaired examinations, mean frequencies for a score of 1 ranged from 28.0 (74%) of 38.0 to 38.0 (100%) of 38.0 in the experimental group and from 29.3 (77%) of 38.0 to 38.0 (100%) of 38.0 in the control group. Frequencies for a score of 2 ranged from 0 (0%) of 38.0 to 9.0 (24%) of 38.0 in the experimental group and 0 (0%) of 38.0 to 8.0 (21%) of 38.0 in the control group. Frequencies for a score of 3 ranged from 0 (0%) of 38.0 to 1.0 (3%) of 38.0 in the experimental group and 0 (0%) of 38.0 to 0.7 (2%) of 38.0 in the control group. Only one of the 36 comparisons was statistically significant: for variable obscured lung in the posteroanterior view, the experimental protocol was judged superior to the control protocol (P.043) by one of the three readers. Differences for all other comparisons were statistically insignificant, with P values ranging from P.123 to P.99. The control protocol was not judged significantly superior to the experimental control in any of the 36 comparisons. Moreover, global image quality scores for the posteroanterior and lateral projections were virtually identical for the experimental and control groups (P values ranged from P.317 to P.99). Motion degradation was not observed. In the paired examinations, mean frequencies for a score of 1 ranged from 9.0 (75%) of 12.0 to 12.0 (100%) of 12.0 in the experimental group and 8.0 (67%) of 12.0 to 11.7 (98%) of 12.0 in the control group. Frequencies for a score of 2 ranged from 0 (0%) of 12.0 to 3.0 (25%) of 12.0 in the experimental group and 0.3 (3%) of 12.0 to 3.3 (28%) of 12.0 in the control group. Frequencies for a score of 3 were 0 (0%) of 12.0 for all variables in the experimental group and ranged from 0 (0%) of 12.0 to 0.3 (3%) of 12.0 in the control group. By using the Wilcoxon signed rank test, only one of the 36 comparisons showed a statistically significant difference: The experimental protocol was judged superior to the control protocol (P.046) by one of the three readers for delineation of the variable airways in the lateral view. Differences for all other comparisons were statistically insignificant, with P values ranging from P.157 to P.99. The control protocol was not judged significantly superior to the experimental control in any of the 36 comparisons. Moreover, global image quality scores for the posteroanterior and lateral projections were virtually identical in both groups (P values ranged from P.317 to P.99). By using the McNemar test for analysis of dichotomized data, no comparison was significantly different (P.500 to P.99). Motion degradation was not observed. An example for images with and without copper filtration in the same patient is provided in Figure 3. Retrospective Power Analysis When one assumes that the sample sizes were actual sizes, the power of a single comparison to detect a 25 percent- 696 Radiology November 2005 Hamer et al

62 Radiology Figure 2. Graphs show mean frequency of each observed ordinal score for (a) six posteroanterior projection variables and (b) six lateral projection variables for 12 experimental versus 12 control paired patients. Only scores of 1, 2, or 3 were observed. The mean frequencies were not compared statistically. Keys are the same as those for Figure 1. age point difference in the frequency of excellent scores ranged from 21.4% to 99.9% (mean power, 86.0% 23.3) for the 36 unpaired comparisons. Four comparisons had less than 50% power. Four had 50% 80% power. Four had 80% 90% power. The remaining 24 comparisons had greater than 90% power. With these values, the true power of our study was underestimated because we performed 36 separate comparisons. If we assume that the actual power of each comparison was 21.4% (the lowest observed power), the power to detect six or more statistically meaningful comparisons would have been 81.4%. For the 36 paired comparisons, the power of a single comparison to detect a 25 percentage point difference in frequency of excellent scores ranged from 26.4% to 68.5% (mean power, 61.4% 12.3). Five comparisons had less than 50% power. Five had 50.2% power. The remaining 26 had 68.5% power. If we assume that the actual power of each comparison was 26.4% (the lowest observed power), the power to detect six or more statistically meaningful comparisons would have been 94.1%. Phantom Study Comparison of the experimental protocol with the control protocol resulted in an entrance dose reduction of 44% for the small phantom (13.4 Gy vs 24.0 Gy), of 46% for the midsized phantom (30.3 Gy vs 55.7 Gy), and of 47% for the large phantom (131.8 Gy vs Gy). A reduction of the absorbed energy in the center of the phantom (Monte Carlo estimation) of 33% (13.4 Gy vs 20.1 Gy), of 31% (25.0 Gy vs 36.1 Gy), and of 29% (62.2 Gy vs 87.2 Gy) was determined for the three sizes, respectively. Hence, averaged for the three phantom sizes, reduction of absorbed energy by copper filtration was 31%. DISCUSSION In this combined clinical and phantom study, we demonstrated equivalent image quality and significant dose reduction for digital chest radiographs acquired with 0.3-mm copper filtration and without 0.3-mm copper filtration with a cesium iodide amorphous silicon system. The benefit of beam filtration, with decreasing patient radiation, has been well demonstrated (1,2,5,8). The drawback of x-ray beam hardening is reduction of image contrast. As opposed to screen-film radiography, digital radiography provides a linear response over a wide latitude and is amenable to image processing. Hence, loss of image contrast caused by x-ray beam hardening can be partially recovered with image processing, particularly with manipulation of image window width and window level. This manipulation, however, increases apparent image noise because the contrast-tonoise ratio remains constant. A common compromise is to add filtration and simultaneously to reduce tube voltage. This compromise, unfortunately, reduces the dose-saving effect of beam filtration. Previously, Strotzer et al (22) reported excellent image quality for chest radiographs acquired with standard parameters (125 kvp, 2.5 Gy, no copper filtration). Similarly, we found consistently good or excellent image quality in radiographs obtained with the same parameters (control protocol). We also found, however, virtually identical image quality after addition of 0.3-mm copper filtration (experimental protocol). Thus, our three readers judged the radiographs obtained with additional beam filtration and the standard images acquired with the conventional x-ray spectrum to be of equivalent diagnostic quality. In fact, of the 72 comparisons (36 in the unpaired and 36 in the paired cohorts), only two had significantly different scores between the experimental and the control groups; in both cases, the experimental protocol was statistically superior. Weighted agreement between the three readers exceeded 99%. The weighted statistic ( 0.246) suggested only fair strength of agreement, however, at least in part because the expected agreement also exceeded 99%. We retrospectively estimated the power of each comparison to achieve a clinically meaningful difference in frequency of excellent scores (a clinically meaningful difference was retrospectively defined as an absolute 25 percentage point reduction in frequency of excellent scores). Although the retrospectively estimated power of individual comparisons had a considerably broad range, 28 (78%) of 36 unpaired comparisons had greater than 85% power and 26 (72%) of 36 paired comparisons had 68.5% power. Moreover, because multiple comparisons were determined, the power to achieve statistical significance in at least six of the 36 comparisons in the cohort was relatively high even if we conservatively assumed the lowest observed power in each cohort for all comparisons. These considerations confirm that our study had an adequate power to detect clinically meaningful differences in image quality. Our clinical Volume 237 Number 2 Chest Radiography with a Flat-Panel Detector 697

63 Radiology Figure 3. Normal chest radiographs in the same 61-year-old man obtained without (a, posteroanterior projection; c, lateral projection) and with (b, posteroanterior projection; d, lateral projection) 0.3-mm additional copper filtration. All images were acquired with a tube voltage of 125 kvp and a detector entrance dose of 2.5 Gy. Of this patient s 36 versus 36 paired image quality scores, 33 scores were identical for images acquired without or with additional copper filtration. Two scores were better with copper filtration, and one score was better without. Global image quality scores were identical. results are consistent with recently published computer modeling and phantom data in regard to x-ray spectrum optimization for chest radiography by using cesium iodide amorphous silicon technology (31). Dobbins et al (31) evaluated different tube voltages ( kvp in 10-kVp increments), filter materials (aluminum, copper, molybdenum, gadolinium, and tungsten), and filter thicknesses ( half-value layer) by using a computer spectrum model and phantom experiments. These investigators concluded that 120 kvp with the thickest possible copper filtration provided the best per- 698 Radiology November 2005 Hamer et al

64 Radiology formance, considering signal-to-noise ratio, entrance dose, and relatively low contrast of the bone structures (to avoid obscuring the lucent lung). Addition of filtration, however, must be offset by an increase in tube load (the product of tube current and exposure time) to maintain adequate detector entrance dose (37). The radiographic system described here fixed the peak tube current at the maximum allowed by the manufacturer (400 ma). Thus, to maintain adequate entrance dose, exposure time was prolonged by 46% and 33% for the posteroanterior and lateral views, respectively. Similarly, tube load was increased by 35% and 32%. (The reason that the proportional changes in exposure time and tube load were different is that the current declination curve was variable and dependent on beam attenuation according to the patient s body habitus.) According to American College of Radiology standards for adult chest radiography, exposure time should not exceed 40 msec (24). For 97 of 100 images acquired with beam filtration, the exposure time was within this limit. For three patients, exposure times for images acquired in the lateral projection were longer than 40 msec. One patient in the control group also required an exposure time longer than 40 msec for the lateral view. All four patients were overweight, and three were obese. Moreover, although exposure time guidelines were exceeded in four patients, no motion artifacts were observed in these or other patients. Thus, the addition of 0.3-mm copper filtration is feasible when applied to the evaluated system. In our clinical study, beam filtration reduced the dose-area product by approximately 55%. In the phantom experiment, entrance dose was reduced by approximately 46%. Neither the dose-area product nor the entrance dose, however, can be used to reliably assess the reduction of patient radiation with beam filtration. The reason is that both measurements gauge dose for the tissue on the tube side, where dose saving caused by beam hardening is particularly pronounced (1 3). Radiation burden for tissues adjacent to the detector (ie, at the beam exit point) is similar for filtered and unfiltered x-ray spectra when the detector entrance dose is fixed, as in our study. Therefore, we performed Monte Carlo calculations in a phantom experiment to estimate absorbed dose in the center of the phantom. This value was not considered as an absolute value but rather as a relative measure of radiation burden. The results suggest that addition of 0.3-mm copper filtration at a tube voltage of 125 kvp helped reduce patient radiation exposure by about 31%. This value is consistent with published data (5). The best parameter to assess patient risk is effective dose equivalent. Unfortunately, it is difficult to estimate effective dose equivalent theoretically and virtually impossible to measure it experimentally in human subjects. With consideration of the previously outlined distribution of dose savings in tissue with beam filtration, we made the practical assumption that comparing absorbed energy in the center of the phantom provides a reasonable approximation of relative dose. A limitation of our study design is that the number of paired samples was limited. Several considerations help validate our results despite this limitation. The experimental and control groups showed no significant differences in age, body mass index, and the sex distribution. Moreover, no patient had undergone median sternotomy, breast implantation, or mastectomy. Thus, it can be assumed that the body habitus was similar in the experimental and control groups. The proportion of normal and abnormal radiographs and the frequency of specific imaging findings, including diffuse abnormalities such as fibrosis and edema, were also similar in both groups. When circumscribed pathologic changes were present, a neutral radiologist ensured that the readers evaluated the same uninvolved areas. Finally, separate analyses of unpaired and paired patients revealed identical results. Disadvantages of flat-panel detector technology include high fixed costs and large image file size (18 MB per full-size image), which slows download to review workstations and imposes considerable storage capacity requirements for picture archiving and communication systems. In conclusion, equivalent chest radiographic image quality and marked dose reduction can be achieved by using 0.3-mm copper filtration with a cesium iodide amorphous silicon system. Rather than adding beam filtration as reported here, an alternative strategy for decreasing patient radiation is to diminish detector entrance dose. In our study, we fixed detector entrance dose at 2.5 Gy, a standard setting in many radiology departments. Lower detector entrance doses, however, are possible. Several authors have confirmed patient dose reduction of more than 50% without beam filtration or compromise of image quality by decreasing detector entrance dose and by using cesium iodide amorphous silicon detectors (15 18,21,38,39). These results highlight the potential clinical advantages of cesium iodide amorphous silicon technology, which permit rational manipulation of acquisition parameters to provide excellent image quality at a lower patient dose. Further study is required to empirically compare beam filtration and detector entrance dose reduction strategies by using flat-panel detector systems. Acknowledgment: We are indebted to Bernhard Geiger, Dipl Ing, for his continuous excellent support. References 1. Behrman RH, Yasuda G. Effective dose in diagnostic radiology as a function of x-ray beam filtration for a constant exit dose and constant film density. Med Phys 1998;25: Shrimpton PC, Jones DG, Wall BF. The influence of tube filtration and potential on patient dose during x-ray examinations. Phys Med Biol 1988;33: Huda W, Bissessur K. Effective dose equivalents, HE, in diagnostic radiology. Med Phys 1990;17: Nagel HD. Comparison of performance characteristics of conventional and K-edge filters in general diagnostic radiology. Phys Med Biol 1989;34: Rossi RP, Harnisch B, Hendee WR. Reduction of radiation exposure in radiography of the chest. Radiology 1982;144: Regano LJ, Sutton RA. Radiation dose reduction in diagnostic x-ray procedures. Phys Med Biol 1992;37: Villagran JE, Hobbs BB, Taylor KW. Reduction of patient exposure by use of heavy elements as radiation filters in diagnostic radiology. Radiology 1978;127: Koedooder K, Venema HW. Filter materials for dose reduction in screen-film radiography. Phys Med Biol 1986;31: Kotter E, Langer M. Digital radiography with large-area flat-panel detectors. Eur Radiol 2002;12: Chotas HG, Dobbins JT III, Ravin CE. Principles of digital radiography with largearea, electronically readable detectors: a review of the basics. Radiology 1999;210: Spahn M, Strotzer M, Volk M, et al. Digital radiography with a large-area, amorphoussilicon, flat-panel x- ray detector system. Invest Radiol 2000;35: Dobbins JT III, Ergun DL, Rutz L, Hinshaw DA, Blume H, Clark DC. DQE(f) of four generations of computed radiography acquisition devices. Med Phys 1995;22: Siewerdsen JH, Antonuk LE, El Mohri Y, Yorkston J, Huang W, Cunningham IA. Signal, noise power spectrum, and detective quantum efficiency of indirect-detection flat-panel imagers for diagnostic radiology. Med Phys 1998;25: Aufrichtig R, Xue P. Dose efficiency and low-contrast detectability of an amorphous silicon x-ray detector for digital ra- Volume 237 Number 2 Chest Radiography with a Flat-Panel Detector 699

65 Radiology diography. Phys Med Biol 2000;45: Rapp-Bernhardt U, Roehl FW, Gibbs RC, Schmidl H, Krause UW, Bernhardt TM. Flat-panel x-ray detector based on amorphous silicon versus asymmetric screenfilm system: phantom study of dose reduction and depiction of simulated findings. Radiology 2003;227: Hosch WP, Fink C, Radeleff B, Kampschulte A, Kauffmann GW, Hansmann J. Radiation dose reduction in chest radiography using a flat-panel amorphous silicon detector. Clin Radiol 2002;57: Bacher K, Smeets P, Bonnarens K, De Hauwere A, Verstraete K, Thierens H. Dose reduction in patients undergoing chest imaging: digital amorphous silicon flat-panel detector radiography versus conventional film-screen radiography and phosphorbased computed radiography. AJR Am J Roentgenol 2003;181: Ganten M, Radeleff B, Kampschulte A, Daniels MD, Kauffmann GW, Hansmann J. Comparing image quality of flat-panel chest radiography with storage phosphor radiography and film-screen radiography. AJR Am J Roentgenol 2003;181: Herrmann A, Bonel H, Stabler A, et al. Chest imaging with flat-panel detector at low and standard doses: comparison with storage phosphor technology in normal patients. Eur Radiol 2002;12: Goo JM, Im JG, Lee HJ, et al. Detection of simulated chest lesions by using soft-copy reading: comparison of an amorphous silicon flat-panel-detector system and a storage-phosphor system. Radiology 2002;224: Strotzer M, Gmeinwieser JK, Volk M, Frund R, Seitz J, Feuerbach S. Detection of simulated chest lesions with normal and reduced radiation dose: comparison of conventional screen-film radiography and a flat-panel x-ray detector based on amorphous silicon. Invest Radiol 1998;33: Strotzer M, Volk M, Frund R, Hamer O, Zorger N, Feuerbach S. Routine chest radiography using a flat-panel detector: image quality at standard detector dose and 33% dose reduction. AJR Am J Roentgenol 2002;178: Fink C, Hallscheidt PJ, Noeldge G, et al. Clinical comparative study with a largearea amorphous silicon flat-panel detector: image quality and visibility of anatomic structures on chest radiography. AJR Am J Roentgenol 2002;178: ACR practice guideline for the performance of pediatric and adult chest radiography. American College of Radiology Web site. 0&DID 12194&DOC FILE.PDF. Accessed August 7, Commission of the European Communities. European guidelines on quality criteria for diagnostic radiographic images. Publication EUR Brussels, Belgium: Office for Official Publications of the European Communities, Goo JM, Im JG, Kim JH, et al. Digital chest radiography with a selenium-based flatpanel detector versus a storage phosphor system: comparison of soft-copy images. AJR Am J Roentgenol 2000;175: Hennigs SP, Garmer M, Jaeger HJ, et al. Digital chest radiography with a large-area flat-panel silicon x-ray detector: clinical comparison with conventional radiography. Eur Radiol 2001;11: Floyd CE Jr, Baker JA, Chotas HG, Delong DM, Ravin CE. Selenium-based digital radiography of the chest: radiologists preference compared with film-screen radiographs. AJR Am J Roentgenol 1995;165: Woodard PK, Slone RM, Gierada DS, Reiker GG, Pilgram TK, Jost RG. Chest radiography: depiction of normal anatomy and pathologic structures with seleniumbased digital radiography versus conventional screen-film radiography. Radiology 1997;203: Whitehead J. Sample size calculations for ordered categorical data. Stat Med 1993; 12: Dobbins JT III, Samei E, Chotas HG, et al. Chest radiography: optimization of x-ray spectrum for cesium iodide-amorphous silicon flat-panel detector. Radiology 2003; 226: Chotas HG, Floyd CE Jr, Dobbins JT III, Ravin CE. Digital chest radiography with photostimulable storage phosphors: signal-to-noise ratio as a function of kilovoltage with matched exposure risk. Radiology 1993;186: Floyd CE Jr, Warp RJ, Dobbins JT III, et al. Imaging characteristics of an amorphous silicon flat-panel detector for digital chest radiography. Radiology 2001;218: Hedlund LW, Vock P, Effmann EL. Computed tomography of the lung: densitometric studies. Radiol Clin North Am 1983;21: Hedlund LW, Jones DP, Effmann EL, et al. A computed tomographic study of the dog lung during hemorrhagic shock and after resuscitation. Invest Radiol 1981;16: Goodfellow PMMA material information. Goodfellow Corporation Web site. Accessed August 7, Behrman RH. The impact of increased Al filtration on x-ray tube loading and image quality in diagnostic radiology. Med Phys 2003;30: Hamer OW, Volk M, Zorger Z, Feuerbach S, Strotzer M. Amorphous silicon, flat-panel, x-ray detector versus storage phosphorbased computed radiography: contrast-detail phantom study at different tube voltages and detector entrance doses. Invest Radiol 2003;38: Volk M, Paetzel C, Angele P. Routine skeleton radiography using a flat-panel detector: image quality and clinical acceptance at 50% dose reduction. Invest Radiol 2003; 38: Radiology November 2005 Hamer et al

66 European Journal of Radiology 72 (2009) Contents lists available at ScienceDirect European Journal of Radiology journal homepage: Optimizing digital radiography of children Charles E. Willis University of Texas M. D. Anderson Cancer Center, Department of Imaging Physics, 1515 Holcombe Boulevard, Unit 1352, Houston, TX , United States article info abstract Article history: Received 25 February 2009 Accepted 4 March 2009 Keywords: Pediatric radiography Computed radiography Digital radiography Dose optimization Pediatric projection imaging differs from imaging of the adult patient. Children are smaller, more radiosensitive, and less compliant than their adult counterparts. Their characteristics affect the way projection imaging is practiced and how dose is optimized. Computed radiography (CR) and digital radiography (DR) have been embraced by pediatric practitioners in order to reduce dose and improve image quality. Unfortunately, dose optimization with CR and DR has been hampered by a lack of definition of appropriate exposure levels, a lack of standardization in exposure factor feedback, and a lack of understanding of the fundamentals of CR and DR technology. The potential for over-exposure exists with both CR and DR. Both the Society for Pediatric Radiology and the American Association of Physicists in Medicine recognize the promise and shortcomings of CR and DR technology and have taken steps to join with manufacturers in improving the practice of CR and DR imaging. Although the risks inherent in pediatric projection imaging with CR and DR are low, efforts to reduce dose are worthwhile, so long as diagnostic quality is maintained. Long-standing recommendations for limiting radiation dose in pediatric projection imaging are still applicable to CR and DR Elsevier Ireland Ltd. All rights reserved. 1. Introduction Optimization is frequently used in diagnostic radiologic imaging to describe the process of obtaining the highest quality diagnostic images at the lowest practical ionizing radiation dose to the patient. An acronym that embodies this philosophy is ALARA, i.e. As Low As Reasonable Achievable. Optimization is a balancing act between the benefit of the diagnostic imaging examination to the patient and the associated risk of the ionizing radiation exposure. Optimization, therefore, cannot consider modifications of image quality without also weighing concomitant effects on patient radiation exposure and vice versa. Dose optimization has been a longstanding concern in pediatric projection imaging because of the increased sensitivity of children to the stochastic effects of ionizing radiation. According to the National Academy of Sciences Biological Effects of Ionizing Radiations Committee (BIER VII), the risk of cancer mortality attributable to a single, acute radiation exposure for patients under 15 years of age is more than twice the average risk for patients in other age cohorts [1]. The age-time pattern of excess cancer deaths is strongly dependent on the age of exposure. From an actuarial perspective, even if the sensitivity was equivalent, younger patients have more years remaining to manifest deleterious effects of ionizing radiation. In terms of risk, projection radiography receives less attention than computed tomography (CT) and fluoroscopy, because patient Tel.: ; fax: address: chwillis@mdanderson.org. dose per projection examination is typically one or two orders of magnitude lower than those other imaging modalities. However, many more projection examinations are performed than CT or fluoroscopic examinations. Pediatric patients present imaging challenges that differ from typical adult patients. A substantial fraction of pediatric patients are uncooperative and many cannot stand unassisted. Small patient dimensions and patient motion make registering the appropriate anatomy with ion chambers for automatic exposure control (AEC) difficult, so that for pediatric examinations manual technique selection is the norm. The sizes of pediatric patients range from neonatal to adult. Adult technique guides based on the assumption that a single set of exposure factors can be appropriate for more than 80% of the patient population are clearly inappropriate for the wide range of dimensions presented by pediatric patients. The small dimensions of clinical features in pediatric patients are so demanding on imaging systems that some pediatric radiologists have deliberately chosen medium speed conventional screen-film systems over fast systems in order to get better sharpness, even after considering the penalty in terms of patient dose. A number of special projection examinations are performed more frequently for pediatric patients than adults including evaluation of skeletal development and asymmetry, such as the full-leg examination and scoliosis exams, as well as skeletal surveys for the purpose of excluding non-accidental trauma. Recognizing the special needs of the pediatric population, the Society for Pediatric Radiology (SPR), the American Association of Physicists in Medicine (AAPM), the American College of Radiology, and the American Society of Radiologic Technologists have formed X/$ see front matter 2009 Elsevier Ireland Ltd. All rights reserved. doi: /j.ejrad

67 C.E. Willis / European Journal of Radiology 72 (2009) The Alliance for Radiation Safety in Pediatric Imaging, also known as Image Gently SM with thirty other professional organizations. The purpose of the Alliance is to raise awareness in the imaging community of the need to adjust radiation dose when imaging children. The ultimate goal of the Alliance is to change practice. 2. History of image quality and dose optimization Efforts to optimize image quality and dose in pediatric computed radiography (CR) and digital radiography (DR) began with the earliest introduction of the technologies into clinical practice and continue today. Early investigators reported dose reductions from reduced radiographic technique, lower incidence of repeated images, and post-acquisition digital image processing. Recently, a conference organized by SPR discussed the ALARA Concept in pediatric CR and DR [2]. The conference included papers from academia and industry and the proceedings were published in a special issue of Pediatric Radiology. Among the findings were that over-exposure in CR and DR is common, that standardization in the manner and nomenclature of dose feedback and image processing was lacking, and that a team approach including active participation of a radiologist, medical physicist, and manufacturer is needed for dose management. Training of radiologists, medical physicists, and especially radiographers in CR and DR was identified as a deficiency How much radiation is necessary? When describing CR and DR examinations as low-dose it is important to establish an objective basis for comparison. Many pediatric radiographic examinations performed today still use conventional screen-film systems. The majority of dose estimates that exist in the literature are also based on screen-film radiography. Since the earliest introduction of CR and DR, screen-film technology has experienced advancements, resulting in widespread adoption of 250, 400, and 600 speed class systems for pediatric use. Therefore, screen-film as a gold standard has been a moving target. Recent surveys of the dose associated with conventional pediatric examinations are available in the literature [3,4]. Concurrently, CR has undergone continuous development with respect to detector technology. Generalizations about CR may be inappropriate since commercial CR systems vary widely with respect to dose efficiency and spatial resolution. By means of a user preference study, Huda et al. demonstrated that the mottle on CR pediatric ICU chest images imposes a limitation on dose reduction [5]. They reported that CR required approximately three times the radiation needed for a 600 speed screen-film system, which correlates well with imaging physics characterizations. However, they noted that lower level of radiation might be appropriate for clinical evaluations where perceived mottle does not impede diagnosis. The fundamental question in dose reduction is whether or not concomitant decreases in image quality affect the physician s ability to perform a diagnostic task. Roehrig et al. conducted a Receiver Operator Characteristic (ROC) Study using a stack of multiple image receptors to acquire clinical images of neonates with Hyaline Membrane Disease (HMD) simultaneously at four receptor dose levels [6]. They found that although the image quality rating at 50% reduction was significantly lower, observer performance was not statistically different at up to 75% dose reduction. There are some limitations to conclusions that can be drawn from this study. The mean exposure level of the group of images obtained with the highest dose level was already underexposed by a factor of 2.5. A contrast detail study was performed in order to demonstrate that objects in the size range of the disease pattern in HMD were detectible at the lowest exposure level. Unfortunately, the uncertainty in threshold contrast was approximately 100% of detail size, compromising conclusions that can be made regarding the effect of reduced exposure on observer performance. Don et al. addressed the same question using a rabbit model to simulate neonatal pulmonary infiltrates and found that a 20% reduction in exposure was possible using CR compared to an optimized screen-film system [7]. The speed class of the screen-film system used as reference, however, remains undefined as in many other publications. Hufton et al. compared pediatric images of a 600 speed class screen-film system to pediatric CR images according to Council of European Communities (CEC) criteria for visibility of clinical features [8]. Even though CR doses were about 40% lower except for chest images that were about the same, no significant difference was found in image quality scores for the different receptors. The authors suggest that CR could be used as approximately 1000 speed class for abdomen, pelvis, and skull and 600 speed class for chest exams. It is important to note that only an average of approximately 80% of the CR and screen-film images were deemed acceptable according to all CEC criteria. Huda points out that the conventional concept of speed is inappropriate in describing digital imaging systems, because, unlike with conventional screen-film systems, there is no direct relationship between speed and limiting spatial resolution [9]. Furthermore, the noise characteristics of high speed screen-film systems are maintained by capturing more photons with thicker screens, whereas changing the exposure level where a digital imaging system operates directly changes the noise characteristics. Even though it is an incorrect surrogate for describing the operating exposure level of a digital imaging system, much of the existing literature uses speed to compare screen-film and CR/DR. If the diagnostic task involves detection of high contrast clinical features, such as evaluation of curvature of the spine in scoliosis exams, it might be reasonable to use low dose where quantum mottle is not a limitation so long as contrast can be developed. Except for the initial evaluation of scoliosis where exclusion of bony or soft tissue abnormalities is necessary, follow-up examinations would not require the same degree of image quality, so dose could be reduced [10]. A similar rationale is used for tailoring ICU exams intended to verify feeding tube and central line placement. Reduced dose/quality imaging might not be indicated for tube placements when the clinical consequence of incorrect placement, such as pneumothorax, might not be detectable in a low quality image How much radiation was used? The disconnection of display from acquisition which gives CR and DR the ability to produce consistent images irrespective of variations in exposure factor also introduces the potential for systematic over-exposure [11,12]. Over-exposed CR and DR images have a crisp, noise-less appearance that is preferred by radiologists. Oversight of the exposure indicator, a derived quantity automatically calculated by the CR system that suggests the quantity of exposure to the image receptor is the key to controlling exposure levels in CR and DR radiography [13]. The ability for CR and DR to compensate for over-exposure and under-exposure means that the operator cannot simply rely on a superficial evaluation of image density to indicate proper exposure technique. Many CR and DR systems provide feedback in the form of a derived numerical indicator of exposure. At the present time, there is no standardization of the mathematical form, calibration conditions, or units of exposure indicators among manufacturers. As illustrated in Table 1, this variety leads to confusion among practitioners as to the meaning of the values reported by the systems. AAPM Task Group #116 is working with manufacturers to establish these standards. Simultaneously, the International Electrotechnical

68 268 C.E. Willis / European Journal of Radiology 72 (2009) Table 1 Approximate exposure indicator values vs. receptor exposure. Manufacturer Symbol 0.5 mr (5 Gy) 1.0 mr (10 Gy) 2.0 mr (20 Gy) Fuji CR (ST plates) S Carestream CR (GP plates) EI Agfa CR (speed class = 200) lgm Canon DR (brightness = 16, contrast = 10) REX IDC DR (S T =200) f# Philips DR EI Siemens DR EXI Notes: Agfa Healthcare, Ridgefield Park, NJ; Canon, Lake Success, NY; Carestream, Rochester, NY; FujiFilm Medical Systems, Stamford, CT; Imaging Dynamics Co. (IDC), Calgary, Alberta, Canada; Philips Medical Systems, Bothel, WA; and Siemens Medical Systems, Malvern, PA. Commission (IEC) is developing a similar standard. Until such time as these are defined and implemented, operators will have to rely on whatever indicators are available. Medical physicists can provide assistance in establishing target values and action limits, in assuring proper calibration of CR and DR systems and AECs, and in educating radiographers about the indicators of their local CR and DR systems. Exposure indicators are subject to interferences, and radiographers need to be cognizant of these in order to avoid and compensate. 3. Methods for image quality and dose optimization In the pursuit of dose reduction in pediatric CR and DR, it is worthwhile to consider classic guidance provided for conventional screen-film radiography. For example, much of the information found in NCRP Report No. 68 Radiation Protection in Pediatric Radiology is still applicable to CR and DR [14]. This practice guidance is still relevant for limiting radiation dose and improving quality of CR and DR examinations. Dose reduction countermeasures can be grouped into three broad categories: changes in imaging practice, modifications in performing the exam, and changes in imaging technology. Selecting an alternative imaging modality, tailoring examinations to the diagnostic task, and reducing the number of views per exam are all changes in imaging practice that occur at the direction of the radiologist. Avoiding repeated examinations, using the appropriate projection, good geometry, tight collimation, proper positioning, immobilizing the patient, and using gonadal shielding are actions that occur as the examination is performed, and are under the direct control of the radiographer. Selecting the appropriate receptor, using adequate filtration, and processing of the projected image are technological considerations where the medical physicist can contribute. Other medical physicist activities can contribute to dose reductions, especially calibration and configuration of the X-ray generator controls and the image receptor Technological methods of dose reduction From a technological perspective, there are only five courses of action that can result in dose reduction for a radiographic projection. Each method has theoretical and practical limitations, as well as effects on image quality. Table 2 lists each method along with the associated impact on image quality Decrease of receptor dose The radiographic technique can be decreased so that the dose to both the patient and the image receptor is reduced. Although less signal is produced at the receptor, it can be amplified by the digital system. Quantum noise, however, becomes a larger fraction of the signal, and artifacts from extra amplification are possible Increase of receptor efficiency The conversion efficiency of the image receptor can be increased so that more signal is produced for the same amount of radiation exposure to the detector. Noise decreases as a fraction of signal, so that technique can be decreased while maintaining the same noise characteristics, however, sharpness may suffer. Generally speaking, DR has better conversion efficiency than CR, but recent advancements in CR technology, such as structured phosphor [15], are comparable to the best DR systems. In any event, the maximum efficiency that can be obtained is 100%, so the potential for dose reduction by this method is bounded Increase of radiation penetration The average X-ray energy of the beam can be increased by higher kvp and/or additional filtration to increase penetration of the patient while still producing signal in the receptor. This tactic is likely to cause a decrease in the subject contrast of clinical features, especially soft tissue, and may also cause a slight increase in noise because fewer photons contribute to the image for the same exposure to the receptor. Nickoloff et al. recommended a combination of 140 kvp and a combined Cu and Al filter for CR visualization of the pediatric airway [16]. While the entrance skin exposure (ESE) to the patient has been shown to be substantially lower, actual dose reductions are much more modest because of a higher exposure-to-dose conversion factor for the more energetic beam. For example, the dose conversion factor corresponding to the Half Value Layer (HVL) reported for the recommended conditions is more than twice the factor for the standard Al-only filter for the same kvp and three times the factor for the Al-only filter at 70 kvp. NCRP Report No. 68 recommends avoiding high kv technique for newborn chest, bone radiography, and when iodinated media is used because of the loss of contrast [14]. Table 2 Technological methods for reducing patient dose also affect image quality. Signal Contrast Noise (as % of signal) Sharpness Artifacts Caveats Decrease receptor dose Decrease, but amplify Increase Possible May change image processing Increase receptor efficiency Increase Decrease May decrease Limited to 100% Increase radiation penetration Decrease Slight increase (fewer photons) Increases exposure to dose conversion Decrease scatter Increase Decrease Possible Bucky factor Combine noisy images Increase Increase Decrease May decrease Possible Registration, Motion

69 C.E. Willis / European Journal of Radiology 72 (2009) Table 3 Operational methods that improve image quality also affect dose. Effect on dose Adult Pediatric Use of a grid Increase Necessary for large patient Unnecessary for small patient Limit radiation field to anatomy of interest Decrease Large patient may exceed receptor dimensions Limited patient compliance Increase technique factors Increase May be necessary for large patient Unnecessary for small patient Select small detector elements Increase for same noise factor Unnecessary for large patient May be necessary for small patient Increase image processing Increase Value is size dependent Value is size dependent Decrease of scatter Another method for reducing patient dose is to reduce scattered radiation in order to increase contrast and decrease noise. The simplest way to reduce scatter is to collimate the beam closely around the anatomy of interest. When a scatter reduction grid is used, dose reductions are more than offset by the Bucky Factor, the ratio of the increased exposure that must be used to penetrate the grid. Fetterly and Schueler have reported that in DR, the increase in exposure is less than the conventional Bucky Factor, because only the primary radiation that is blocked by the grid needs to be replaced in order to maintain the SNR, rather than compensating for the loss of both primary and scatter [17]. Artifacts from misalignment and interference with the digital detector are also possible with the grid. Air gap techniques can reduce scatter without such artifacts, but are subject to magnification and are unlikely to achieve dose savings because of the additional radiographic technique needed at a higher source-image-distance (SID). Kottamasu and Kuhns found that air gap placement of CR imaging plates improved evaluation of bony structures but was not optimal for visualization of soft tissue low contrast details [18]. Slot scan devices have inherently less scatter but also have the potential for motion artifacts, especially with young, non-compliant patients Combination of noisy images Another way to reduce dose is to combine multiple noisy images to produce a composite image with less noise. Acquiring stimulated luminescence from both the front and back sides of a CR plate is an example of this method [19] Operational methods for improving image quality The balance between patient radiation dose and image quality is affected by decisions made by the radiographer while performing the exam. To a certain extent, the appropriateness of these choices depends on the patient s size and whether the patient is an adult or a child. Table 3 lists some operational choices intended to improve image quality, their effect on dose, and limitations on appropriateness in an adult or pediatric setting Scatter reduction grid As mentioned above, use of a scatter reduction grid improves image quality by improving contrast, while at the same time increasing the necessary radiation dose to the patient by the amount of grid attenuation. For large adult patients this is absolutely necessary in order to produce diagnostic quality images. For small pediatric patients, the amount of scattered radiation is less, and the grid with its associated increase in dose is unnecessary Limit radiation field to anatomy of interest Restricting the radiation field to the anatomy of interest by tight collimation is good practice, reducing scatter and patient radiation dose. However, large adult patients often exceed the dimensions of the receptor and require two images to span their anatomy. Limited compliance of pediatric patients presents a problem: unless the patient is properly immobilized, tight collimation may result in anatomic features being outside the projected field, necessitating a repeated exposure Increase technique factors Increasing kvp and mas for a particular exam should result in more signal reaching the detector, which should improve the noise characteristics in the image, but also increases patient dose. An increase in kvp and mas may well be necessary for large patients, but is likely unnecessary for small patients Select small detector elements For some imaging systems it is possible to select small detector element dimensions in order to improve sharpness of digital image. Noise characteristics depend on the number of photons contributing to the image. At the same radiation exposure, a smaller receptor element collects fewer photons, and therefore has worse noise characteristics. Table 4 illustrates the effects of detector element dimensions on noise at exposure levels that might be seen in areas behind dense structures in properly exposed and underexposed projections Increase image processing Another method for operators of CR and DR to improve image quality is to modify digital image processing. Digital processing can modify all aspects of image quality including the magnitude of signal, noise, contrast, sharpness, and can suppress some artifacts. Aldrich et al. emphasized how image processing needs to be modified to accommodate lower radiographic technique factors [20]. However, the amount of image processing that can be applied to an image depends on the signal-to-noise ratio, so dose needs to be increased in order to accommodate higher levels of image processing and to avoid artifacts. The value of image processing depends on the size of the patient. In fact, some manufacturers have developed specific image processing for pediatric patients Operational methods for controlling patient radiation dose A variety of options are available to operators for controlling the amount of radiation dose to the patient at the time of the examination. These options are summarized in Table 5 along with some comments about limitations imposed by patient size. Two of these Table 4 Quantum noise depends on detector element (del) dimensions and exposure. Exposure (mr) Photons/del (200 m 200 m) Noise (% of signal) Photons/del (100 m 100 m) Noise (% of signal) Note: Assumes 60 kev effective energy and 50% conversion efficiency.

70 270 C.E. Willis / European Journal of Radiology 72 (2009) Table 5 Operational methods for limiting radiation dose are affected by patient characteristics. Adult Pediatric Use automatic exposure control (AEC) Large patient = long exposure time, motion Registration with chambers, compliance Use manual technique Size ranges out of date Age-based not valid Avoid use of grid Necessary for large patient Necessary for large patient Increase SID Limited for non-ambulatory patients Limited for young and NICU patients Exposure indicator feedback Validity depends on image processing and anatomy Validity depends on image processing and anatomy Limit radiation field to anatomy of interest Large patient may exceed receptor area Limited patient compliance Reprocess rather than repeat non-diagnostic exams Large patient may have inadequate SNR for processing Reprocessing at low SNR accentuates noise have already been discussed from an image quality perspective, but some reiteration is worthwhile from a radiation management perspective Avoid use of grid A scatter reduction grid is necessary for large pediatric as well as most adult patients. The question that the radiographer needs to ask in the pediatric setting is whether the patient is large enough to warrant a grid, and in the adult setting is whether the patient is small enough to be imaged satisfactorily without a grid. In the radiographer literature, the criterion for using a grid is >10 cm of body part thickness or when tube potential>60kvp [21]. This dimension might be justified by the scatter-to-primary ratio at 10 cm depth in a water phantom, however, it is clearly not appropriate for the thickness of a human thorax that is mostly filled with air. The 10 cm criterion would indicate the need for a grid for the AP projection of the thorax of an average-sized 6-month-old infant [22]. Updating the objective criteria for use of scatter reduction grids and specification of appropriate grids for projection radiography with CR and DR is an area where medical physicists can make a contribution to dose reduction and image quality. Limit radiation field to anatomy of interest. Restriction of the radiation field to the anatomy of interest was discussed in terms of its positive effects on image quality and dose. With respect to dose management in pediatric CR and DR, three additional effects should be described. In pediatric imaging, collimation is highly variable, as shown in Fig. 1. The initial rendering of CR and DR images for presentation depends of analysis of the gray-scale histogram in the digital image. If collimation includes anatomy unanticipated by the histogram analysis algorithm, contrast is sacrificed in order to represent anatomy outside the region of interest. This effect is significant enough to cause one CR manufacturer to develop special pediatric image processing software based on a neural network to compensate for variable collimation. Fig. 1 is an excellent example of the difference between a properly collimated AP chest exam and a projection that includes the mandible, abdomen, and upper extremities. The patient dose of the properly collimated image is approximately one-half of the dose of the other image. Because collimation has such a dramatic effect on patient dose, it is important for the radiologist to provide oversight of routine practice. With CR and DR, it is possible for the radiographer to add shutters or artificial borders to the image after acquisition. This improves the overall appearance of the image by blocking out stray light from unexposed portions of the receptor, but has the adverse effect of misrepresenting the radiation field that was actually used to perform the exam. Fig. 2 illustrates the dramatic Fig. 1. Radiation dose to the patient is proportional to the dimensions of radiation field. Patient effective dose for the image on the left is roughly one-half the dose on the right because of appropriate collimation. The gray-scale histogram of these two digital AP chest images is also quite different because of the exclusion of the mandible and abdomen from the projection on the left.

71 C.E. Willis / European Journal of Radiology 72 (2009) Fig. 2. Actual radiation field can be obscured by imposition of manual shutters post-acquisition. The image on the left is an AP view of the as presented to the radiologist for interpretation, including opaque digital shutters applied manually after image acquisition. The image on the left shows the same view with semi-transparent (gray) manual shutters. The actual radiation field is visible so that under-collimation is now apparent. Fig. 3. Interference with automatic image segmentation by gonadal shielding. The image on the left is the image automatically processed for presentation. Automatic segmentation misinterpreted the clinically relevant portion of the image and adjusted contrast to visualize detail behind the shield. On the right, the original image is shown before processing. Clinical details are visible outside the shield. difference between the actual exposure field and the apparent field after manual shutters are applied. As mentioned in NCRP Report No. 68, gonadal shielding is common practice for limiting the radiation field in pediatric radiography [14]. The projection of these shields can adversely affect automatic segmentation of CR and DR image, especially if they overlie collimation boundaries, as illustrated in Fig. 3. This may require manual reprocessing of the image Increase source-to-image distance Increasing the source-to-image distance is an operational method for reducing the patient dose for an exam. Table 6 illustrates the relative benefits of increasing SID for a small patient. For tabletop or bedside exams, increasing the SID from 100 cm to 122 cm (48 in.), only decreases the ESE by about 4%. For exams performed using the table bucky tray, the longer SID has greater benefit, a 7% reduction even for a small, 10 cm thick patient. The benefit comes at a cost of a 44% increase in the mas required to deliver the same exposure to the image receptor, which is much easier to achieve in a Table 6 Effect of SID on ESE and mas. SID (cm) ESE relative (Tabletop or bedside) ESE relative (Table bucky) mas relative Notes: Values relative to that at 100 cm SID. Assumes 10 cm body thickness, 7 cm setback of patient support to bucky tray.

72 272 C.E. Willis / European Journal of Radiology 72 (2009) Fig. 4. Reprocess instead of repeating. The image on the left is processed according to default parameters intended for adults. On the right, the original image is reprocessed according to parameters customized for children. Reprocessing of original images is a capability of many CR/DR acquisition stations or independent workstations. standard radiographic room rather than in a bedside environment. For comparison, performing the same exam with the receptor on the tabletop rather than in the bucky tray provides a 15% lower ESE without even considering the savings from avoiding the attenuation penalty of the grid in the table Use automatic exposure control Three entries in Table 5 relate to how the operator applies the appropriate amount of radiation for the exam. AEC is the primary method of exposure factor control in projection radiography, however, for reasons compliance and ion chamber registration mentioned above, AEC is not practical for the majority of pediatric exams. Where it can be used, it is important to calibrate the AEC properly to account for the difference in energy dependence of the CR and DR receptors from screen-film [23] Use manual technique In pediatric projection radiography, manual technique is preferred; however, conventional technique guides developed for screen-film systems are only marginally acceptable for making CR and DR images. Optimized manual technique guides must account for the characteristics of the receptor, as well as the image processing that will be applied. To be effective, manual technique guides must be size-based rather than age-based, and radiographers must measure the patient rather than estimate size. A successful manual technique guide depends on properly calibrated X-ray generators, another area where medical physicists can contribute Reprocess rather than repeat non-diagnostic exams Reprocessing to avoid repeated exams is an alternative for operators with CR and DR. When a non-diagnostic exam is produced, manually modifying the digital image processing at the acquisition station or at an independent quality control console can sometimes restore acceptable image quality, as shown in Fig. 4. There are two caveats to this approach. If the display at the processing console does not have the same capabilities as that of the physician, the radiographer may inadvertently make the image worse. If a specific exam and view routinely require operator intervention, this exam is a candidate for a change in automatic image processing or in radiographic technique Changes in imaging practice to optimize image quality and dose Above, three methods for modifying imaging practice were mentioned with respect to dose optimization, namely, selecting alternative modalities, tailoring exams for specific diagnostic tasks, and reducing the number of views per examination. In addition to these, radiologists can influence the efficient use of radiation by other means. Examinations that are performed routinely but have no effect on the patient s treatment plan are an example of risk with no benefit. In many clinical settings, the exam request is treated as an exam order, and there is no process in place for triaging exam requests. Radiologists can educate clinicians about the risks of radiologic examinations, and can suggest alternatives to routine imaging. Radiologists provide oversight of the imaging practice. Radiologists can also demand that diagnostic quality images are produced by the imaging operation and can insist that appropriate quality assurance programs are in place. References [1] Health risks from exposure to low levels of ionizing radiation: BEIR VII phase 2. Washington D.C.: The National Academies Press; [2] Willis C, Slovis T. The ALARA Concept in pediatric CR and DR: dose reduction in pediatric radiographic exams a white paper conference. Executive Summary. Pediatr Radiol 2004;34(Suppl. 3):S [3] Hintenlang K, Williams J, Hintenlang D. A survey of radiation dose associated with pediatric plain-film chest X-ray examinations. Pediatr Radiol 2002;32: [4] Gogos K, Yakoumakis E, Tsalafoutas I, Makri T. Radiation dose considerations in common paediatric X-ray examinations. Pediatr Radiol 2003;33: [5] Huda W, Slone R, Belden C, Williams J, Cumming W, Palmer C. Mottle on computed radiographs of the chest in pediatric patients. Radiology 1996;199:

73 C.E. Willis / European Journal of Radiology 72 (2009) [6] Roehrig H, Krupinski EA, Hulett R. Reduction of patient exposure in pediatric radiology. Acad Radiol 1997;4: [7] Don S, Cohen M, Kruger R, et al. Volume detection threshold: quantitative comparison of computed radiography and screen-film radiography in detection of pneumothoraces in an animal model that simulates the neonate. Radiology 1995;194: [8] Hufton AP, Doyle SM, Carty HML. Digital radiography in paediatrics: radiation dose considerations and magnitude of possible dose reduction. Br J Radiol 1998;71: [9] Huda W. The current concept of speed should not be used to describe digital imaging systems. Radiology 2005;234: [10] Kogutt M, Warren F, Kalmar J. Low dose imaging of scoliosis: use of a computed radiographic imaging system. Pediatr Radiol 1988;20:85 6. [11] Freedman M, Pe E, Mun S, Lo S, Nelson M. The potential for unnecessary patient exposure from the use of storage phosphor imaging systems. SPIE 1993;1897: [12] Gur D, Fuhman CR, Feist JH, Slifko R, Peace B. Natural migration to a higher dose in CR imaging. In: Proc Eighth European Congress of Radiology p [13] Seibert J, Shelton D, Moore E. Computed radiography X-ray exposure trends. Acad Radiol 1996;4: [14] Radiation protection in pediatric radiology. NCRP Report No. 68. Washington, DC: National Council on Radiation Protection; [15] Leblans P, Struye L, Willems P. A new needle-crystalline computed radiography detector. J Digit Imaging 2000;13(2 (Suppl. 1)): [16] Nickoloff E, Berdon W, Lu Z, Ruzal-Shapiro C, So J, Dutta A. Pediatric high kv/filtered airway radiographs: comparison of CR and film-screen systems. Pediatr Radiol 2002;32: [17] Fetterly K, Schueler B. Experimental evaluation of fiber-interspaced antiscatter grids for large patient imaging with digital X-ray systems. Phys Med Biol 2007;52: [18] Kottamasu S, Kuhns L. Musculoskeletal computed radiography in children: scatter reduction and improvement in bony trabecular sharpness using air gap placement of the imaging plate. Pediatr Radiol 1997;27: [19] Arakawa S, Itoh W, Kohda K, Suzuki T. Novel computed radiography system with improved image quality by detection of emission from both sides of an imaging plate. Proc SPIE 1999;3659: [20] Aldrich J, Duran E, Dunlop P, Mayo J. Optimization of dose and image quality for computed radiography and digital radiography. J Digit Imaging 2006;19(2): [21] Carlton R, Adler A. Principles of radiographic imaging. An art and a science. 4th Ed. Clifton Park, NY: Thomson Delmar Learning; p [22] Beck T, Rosenstein M. Quantification of current practice in pediatric roentgenography for organ dose calculations HEW publication (FDA) Rockville, Maryland: US Department of Health Education and Welfare, Public Health Service, Food and Drug Administration, Bureau of Radiological Health; [23] Christodoulou E, Goodsitt M, Chan H, Hepburn T. Phototimer setup for CR imaging. Med Phys 2000;27(12):

74

75 Anmodning til Radiologisk Afdeling, Sygehus X Odense d. 17/ Att.: xxxxxxxxxx I forbindelse med vores bachelorprojekt på radiografuddannelsen, vil vi gerne anmode om tilladelse til at indhente oplysninger om børneprotokoller for røntgen af thorax på jeres afdeling. Formålet med projektet er at undersøge de eksisterende børneprotokoller, med henblik på eventuel optimering af disse protokoller. Alle indhentede oplysninger vil blive behandlet anonymt og i overensstemmelse med de tekniske og etiske retningslinjer for radiografuddannelsen UCL. Såfremt tilladelsen til at indhente disse børneprotokoller gives, vil vi selv møde op efter aftale. Med venlig hilsen Jacob Nattestad, Morten Ernst og Lam Ha Radiografstuderende ved UCL. Tilladelse givet ved: xxxxxxxxxx

76 Fra Lam K.H. Til XXXXXXXXXX Dato 17. mar Emne Att.: XXXXXXXXXX. Tilladelse til indhentning af oplysninger. Kære XXXXXXXXXXXX Vedhæftet er anmodning om tilladelse til indhentning af oplysninger til bachelorprojekt. Tillladelse kan gives pr mail. Med venlig hilsen Jacob Nattestad, Morten Ernst og Lam K. Ha Fra XXXXXXXXXX Til Dato 18. mar Emne Tilladelse til dataindsamling ifm. bachelorprojekt. Kære Lam, Jacob og Morten. Hermed giver jeg tilladelse til, at I - ifm. jeres bacheloropgave - indsamler data i vores afdeling omkring børneprotokoller for rtg. af thorax. I skal være velkomne Med venlig hilsen Afdelingsradiograf XXXXXXXXXXXX

77 Bilag 4 Operationalisering Inddeling i kategorier Kategori A: Ekstern filtrering Kategori B: Dosis Kategori C: Billedkvalitet Kategori D: Røntgen af børnethorax AP på Phillips DX-system Kategori E: Radiografens viden om ekstern filtrering Begreber Kategori A: Ekstern filtrering Aluminium Kobber Kategori B: Dosis Indgangsdosis Effektiv dosis Stokastiske skader Vævsvægtningsfaktor Reference dosis

78 Kategori C: Billedkvalitet Lavkontrast opløsning Rumlig opløsning CDRAD-fantom IQFinv-værdi Kategori D: Røntgen af børnethorax AP på et Philips DX-system Protokolvalg til børnethorax Billedreceptor Eksponerindex (EI) Kategori E: Radiografens viden om ekstern filtrering Røntgenbekendtgørelsen Fysikken bag ekstern filtrering Anvendelse Forskningsspørgsmål Kategori A: Hvad er filtrering? (Teori) Hvad er ekstern filtrering? (Teori) Hvilke slags ekstern filtrering findes der? (Teori) Hvorfor anvendes ekstern filtrering og hvilke fordele og ulempe er der ved denne anvendelse? (Teori) Hvilken indflydelse har anvendelsen af en øget ekstern filtrering på indgangs- og effektiv dosis? (Empiri)

79 Hvilken indflydelse har anvendelsen af en øget ekstern filtrering på billedkvaliteten? (Empiri) Kategori B: Hvad er definitionen på effektiv dosis, ækvivalent dosis samt vævsvægtningsfaktorer? (Teori) Hvad er indgangsdosis? (Teori) Hvad er dosis areal produkt?(teori) Hvad er stokastiske skader? (Teori) Hvad siger bekendtgørelse nr. 975 om strålebeskyttelse af patienter? (Teori) Kategori C: Hvad er lavkontrast opløsning? (Teori) Hvad er rumlig opløsning? (Teori) Hvad er et CDRAD-fantom og IQFinv-værdi? (Empiri) Kategori D: Hvilke parametre anvendes ved røntgen af thorax AP af et 5-årigt barn? (Empiri) Hvordan er DX-receptoren opbygget? (Teori) Hvad er EI-værdien på et Philips DX-system udtryk for? (Teori) Kategori E: Hvorledes er radiograferne bekendt med den lovgivning der findes med hensyn til brugen af ekstern filtrering? (Empiri) I hvilken udstrækning er radiograferne bekendt med effekten af ekstern filtrering på dosis? (Empiri) Er radiograferne bekendt med anvendelsen af ekstern filtrering ved afdelingens eksisterende protokoller til børnethorax? (Empiri)

80 Bilag 5

81 Bilag 6 Beregning af Plexiglas fantom Vores beregninger tager udgangspunkt i nedenstående tabel hvor vi sammenholder lungevæv med plexiglas. (Andersen 1981 s.126) (ICRU 1989 s. 51, 66). Lunge Plexiglas Vægtfylde (p) 0,32 g/cm 3 1,19 g/cm 3 Massesvækkelseskoefficient for 100kV (µ/p) 0,17 cm 2 /g 0,164 cm 2 /g Massesvækkelseskoefficient for 150kV (µ/p) 0,149 cm 2 /g 0,146cm 2 /g Beregnet linære svækkelskoefficient µ for 100kV 0,0544 cm -1 0,1952 cm -1 Beregnet linære svækkelskoefficient µ for 150kV 0,0477 cm -1 0,1737 cm -1 Den gennemsnitlige thoraxtykkelse AP på et 5-årige barn er 13,4cm (Hart et al s. 7). Eksempel på beregnet linære svækkelskoefficient µ for 100kV Lunge: 0,0544 cm -1 Lunge 100 kv (Hvor stor en del af intensiteten er tilbage efter passage i 13,4cm lungevæv) Lunge 150 kv (Hvor stor en del af intensiteten er tilbage efter passage i 13,4cm lungevæv)

82 Da vi arbejder med 125kV der ligger mellem disse to beregninger antager vi at I ved 125kV derfor må være på 50 %. Beregnet linære svækkelskoefficient µ for plexiglas ved 125kV: Plexiglas 125 kv (Tykkelse af plexiglas (x) der tilsvare denne svækkelse) Beregnet tykkelse af plexiglasfantom: 3,8 cm. Dette valgte vi at efterprøve ved et pilotforsøg, hvori vi afprøvede svækkelsen af røntgenstrålingen gennem 4cm plexiglas. Ved dette forsøg anvendte vi 2-punkts teknik (125kV og 0,5 mas), FFA på 2m og ingen ekstern filtrering. 4 cm. Plexiglasfantom. ID (µgy) UD (µgy) 25,20 14,04 56 % 24,80 14,28 58 % 25,10 14,30 57 % Gennemsnit 57 % I

83 Som det fremgår af ovenstående tabel, viste vores forsøg at 4 cm plexiglas tilnærmelsesvis svarer til et børnethorax. Der kan være flere årsager til denne forskel. Som tidligere nævnt er vores beregninger baseret på en monoernergisk stråling, hvorimod det i praksis er polyernergisk. Ligeledes har Unfors en måleusikkerhed på bagsiden hvilket betyder at backscattereffekten vil have en lille indflydelse. Da vi kun kan have et helt antal cm plexiglas, vælger vi at anvende 4 cm.

84 Advanced)menu Press and hold the SELECT key when the Unfors PSD is turned on to enter the Advanced menu. Press the SELECT key < I second to continue in the menu and press and hold > I second to select displayed entry. Select between Gy, R or Sv for dose and per second, minute or hour for dose rate. II Unit User's Manual "YES" => Display values will be stored in a non-volatile memory when the Unfors PSD is turned off and re-displayed when the instrument is turned on again. "no" => Di~pfay values will always be zero when the Unfc,rs PSD is turned on. If no key or measurement is activated during the Auto Power Off time, the Unfors PSD can automatically turn off. Select time between S, 10,30, 120 (default) minutes or noa.p.o. ' I '.' II,I),FQ II II, Enter to display instrument serial number (Sn.) and program version (Prg.). E:P'cf] Battery Exchange Unscrew the bottom to exchange the batteries. Please note the battery polarity. t~i~~lfj~~~~ll\~i~' Caution: Federal law (USA) restricts a PSD to sale by or on the order of a physician unfors Head office USA Germany Uggledalsvagen 29. SE Billdal. Sweden Phone: Fax: L~chfield Road. New Milford. CT Phone: (866) 4UNFORS. Fax: (860) Lise-Me~ner Strasse Ulm Phone: Fax: unfors

85 General The Unfors Unfors PSD (Patient Skin Dosimeter) has been developed to measure patient entrance skin dose in real time during fluoroscopy procedures. The Unfors Unfors PSD can be equipped with 1-4 sensors that can independently measure dose. The instrument has 2 keys, ON/OFF and SELECT.The SELECT key is used to step through measured values (press < I second) and to enter software menus (press and hold> I second). An audio-visual 4 level warning system indicates to the user when specific dose levels are reached. How to use The Unfors PSD can be sanitized with propyl alcohol. Sanitize the sensors before taping them onto the patient. The semi-spherical surface of the sensor must face the x-ray tube. Position the Unfors PSD so it is easy to view the display and so it will not interfere with your work. Once the Unfors PSD has been turned on, dose will be accumulated until turned off. Be sure not to irradiate any of the sensors at start up since the Unfors PSD is automatically zero adjusting during the first seconds.after the x-ray procedure is finished, press the SELECT key < I second several times to display the accumulated dose for each of the installed sensors. The accumulated dose is displayed and updated every second when a,t least one sensor is irradiated. A digit (1-4) in the lower left corner of the display rndicates the sensor that corresponds to the displayed value. r;jtcharacteristics The sensor is calibrated to ESD (Entrance Skin Dose) at 80 kvp in Gy and the energy dependence is < ± 10 % for the energy range kvp «15% for the energy range kvp) at a tube filtration of 2.5 mm AI. Calibration: The sensors are calibrated on an ISO/ANSI phantom at a field size of 20 x 20 cm, 8 x 8 in.the conversion factor from the dose in free air at the same position is 1.4 (= 1.32 x 1.06), where 1.32 is the back scattering factor and 1.06 is the tissue dose to air dose factor. The angular dependence is < 5 % for ± 45 0 tilt «I0% for ± 60 0 tilt). Each year please return your Unfors PSD for calibration to either Unfors in Sweden or Unfors, Inc. in the United'<States prior to the due date for next calibration as noted on the Calibration Label on the backside of the instrument. Measuring principle The Unfors PSD starts to accumulate dose, individually for connected sensors, when the dose rate exceeds a trigger level of about 10 ugy/s (60 mrlmin).the Unfors PSD stops accumulating dose when the dose rate is below a level of approximately 5 IJGy/s (30 mr/min.) The Unfors PSD can measure on both continuous or pulsed fluoroscopy and exposures with different waveforms. HLSi indication If the dose rate (=signal amplitude) exceeds a maximum level, a "HLSi" (=High Signal) Dose warning system warning is activated. A flashing digit (1-4) in the lower left corner of the display will indicate which sensor was exposed to the high dose rate. The displayed accumulated dose value for the actual sensor will then alter with "HLSi" in the display. Human skin can be irradiated with a dose of approximately 2 Gy (200 R) before deterministic effects can occur. When a sensor has accumulated 25 % of 2 Gy (= 0.5 Gy), a single beep per second will last for 5 seconds and a light emitting diode will continuously single blink.when 50 % of 2 Gy (= I Gy) is accumulated, a double beep per second will last for 5 seconds and a light emitting diode will continuously double blink. When 75 % of 2 Gy (= 1.5 Gy) is accumulated, a triple beep per second will last for 5 seconds and a light emitting diode will continuously triple blink. When 2 Gy is accumulated, a 5 second constant beep will be activated and a light emitting diode will continuously be on. The audio sound can be permanently switched off at the "tone" entry in the SELECT menu.to stop the light emitting warning, turn off the Unfors PSD or enter the SELECT menu. SElECT menu When the Unfors PSD is on and the SELECT key is pressed and hold> I second, the SELECT menu will be displayed. Press the SELECT key < I second to continue in the menu and press and hold> I second to select displayed entry. The following entries are valid: Restart the Unfors PSD (=internal zero adjusting).the accumulated values in the display will be set to zero. "YES" (always default when the Unfors PSD is turned on) => Mantlal I' set of m a WI' d values."no" => Automatic reset of measured values after each xposur.

86 0% 0% 100% 1 af 6. Hvor mange års erfaring har du som radiograf? Kun ét svar Studerende 0-2 år 3-5 år Over 6 år 0% 20% 100% 2 af 6. I forbindelse med en thoraxundersøgelse af et 5-årigt barn, er der flere tiltag der kan nedsætte dosis. Nævn hvilke du tænker på her? Gerne flere linjer 0% 40% 100% 3 af 6. Er du bekendt med om Sundhedsstyrelsen nævner noget om ekstern filtrering til røntgen af thorax på børn? Kun ét svar Ja, alle børneundersøgelser skal udføres med så lav filtrering så muligt. Ja, alle børneundersøgelser skal udføres med så høj filtrering så muligt. Nej, Sundhedsstyrelsen nævner intet om dette emne. Ved ikke 0% 60% 100% 4 af 6. Er du bekendt med hvilken ekstern filtrering, der anvendes ved afdelingens eksisterende protokoller til børnethorax? Kun ét svar Ingen 2 mm Aluminium 1 mm Aluminium + 0,1 mm Kobber

87 1 mm Aluminium + 0,2 mm Kobber Ved ikke 0% 80% 100% 5 af 6. Hvad sker der med dosis når du øger den eksterne filtrering ved en thoraxundersøgelse? Kun ét svar Ingenting Dosis øges, da man får en hårdere røntgenstråling. Dosis nedsættes, da de lavenergetiske røntgenfotoner fjernes. Ved ikke 0% 100% 100% 6 af 6. Mange tak for hjælpen. Dine besvarelser bliver registreret når du trykker "Afslut" :31:52 surveyid( ) Åbn i MS Word Udskriv

88 Bilag 9 Anmodning til Radiologisk Afdeling, Sygehus X Odense d. 6/ Att.: Afdelingsradiograf XXXXXXXXXX I forbindelse med vores bachelorprojekt på radiografuddannelsen, vil vi gerne anmode om tilladelse til at uddele spørgeskema til radiografer og udføre et eksperimentelt forsøg på jeres afdeling. Formålet med vores projekt er at undersøge, hvorledes radiograferne er bekendt med anvendelse af ekstern filtrering ved røntgenundersøgelser af børnethorax AP på et 5-årigt barn. Baggrunden for projektet er at vi på et DR-kursus fik fortalt, at der i Danmark var et manglende fokus på brugen af ekstern filtrering ved røntgenundersøgelser af børn. Ved at anvende ekstern filtrering kan man reducere patientdosis, især hud dosis, uden at påvirke den diagnostiske billedkvalitet, hvilket vi fandt interessant. Vi har tænkt os i første omgang at uddele nogle spørgeskemaer til radiograferne, for at afdække hvor bekendt de er med hensyn til anvendelsen af ekstern filtrering. Dernæst vil vi udføre et eksperimentelt forsøg på jeres afdeling, hvor vi har tænkt os at udføre forsøget med jeres børneprotokoller, vi indhentede tidligere. Der vil på intet tidspunkt blive inddraget patientdata i studiet. Alle indhentede oplysninger vil blive behandlet anonymt og i overensstemmelse med de tekniske og etiske retningslinjer for radiografuddannelsen UCL. Spørgeskemaundersøgelsen kan strække sig over 2 dage. Disse vil blive uddelt om morgen, således at vi ikke påvirker dagsprogrammet. Det eksperimentelle forsøg vil naturligvis foregå uden for normal arbejdstid. Vi har fået godkendt spørgeskemaet af vores vejleder Thomas Søndergaard Larsen. Såfremt tilladelsen til at uddele spørgeskemaet og udføre det eksperimentelle forsøg på afdelingen gives, vil vi selv møde op efter aftale. Med venlig hilsen Jacob Nattestad, Morten Ernst og Lam Ha

89 Radiografstuderende ved University College Lillebælt Tilladelse givet ved: Afdelingsradiograf XXXXXXXXXX Vejleder Thomas Søndergaard Larsen

90 Fra Lam K.H. Til XXXXXXXXXX Dato 6. apr Emne Att.: XXXXXXXXXX. Tilladelse til at uddele spørgeskema og udføre et eksperimentelt forsøg. Kære XXXXXXXXXX Vedhæftet er anmodning om tilladelse til at uddele spørgeskema og udføre et eksperimentelt forsøg på jeres afdeling. Tillladelse kan gives pr mail. Med venlig hilsen Jacob Nattestad, Morten Ernst og Lam K. Ha Fra XXXXXXXXXX Til Dato 21. apr Emne Vedr. eksperimentelle forsøg Hej Jacob, Morten og Lam Jeg giver hermed tilladelse til at lave eksperimentelle forsøg på Radiologisk afdeling Sygehus X. Venligst XXXXXXXXXX Afdelingsradiograf Radiologisk afdeling Sygehus X

91 0 ekstern filtrering (niveau 1) 2 mm Al (niveau 2) Måling mas ID (µgy) DAP (mgy) Måling mas ID (µgy) DAP (mgy) 1 0,43 22,45 13,35 1 0,49 17,15 10,94 2 0,43 21,9 13,35 2 0,53 18,25 11,83 3 0,44 22,27 13,67 3 0,53 17,15 11,83 4 0, ,67 4 0,47 16,79 10,49 5 0,43 22,45 13,35 5 0,48 16,56 10,72 6 0,43 22,27 13,35 6 0,51 17,88 11,39 7 0,43 22,9 13,35 7 0,5 18,07 11,16 8 0,42 22,63 13,04 8 0,4 17,15 8,39 9 0,42 21,54 13,04 9 0,4 17,52 8, ,42 21,9 13, ,5 17,29 11,16 Gennemsnit 0,43 22,33 13,32 Gennemsnit 0,48 17,38 10,68 0,1 mm Cu + 1 mm Al (niveau 3) 0,2 mm Cu + 1 mm Al (niveau 4) Måling mas ID (µgy) DAP (mgy) Måling mas ID (µgy) DAP (mgy) 1 0,53 14,23 9,83 1 0,53 10,22 7,72 2 0,53 14,23 9,83 2 0,53 10,4 7,72 3 0,53 13,5 9,83 3 0,53 10,58 7,72 4 0,52 13,87 9,64 4 0,52 9,85 7,57 5 0,53 13,87 9,83 5 0,53 10,22 7,72 6 0,52 14,23 9,64 6 0,53 10,58 7,72 7 0,53 14,6 9,83 7 0,53 9,85 7,72 8 0,52 13,87 9,64 8 0,53 10,22 7,72 9 0,53 14,23 9,83 9 0,53 9,85 7, ,53 13,87 9, ,52 10,35 7,57 Gennemsnit 0,53 14,05 9,77 Gennemsnit 0,53 10,21 7,69

92 Anava: Enkelt faktor RESUME Grupper Antal Sum Gennemsnit Varians 0 ekstern filtrering ,31 22,331 0, mm Al ,81 17,381 0, ,1 mm Cu 1 mm Al ,5 14,05 0, ,2 mm Cu 1 mm Al ,12 10,212 0,07984 ANAVA Variationskilde SK fg MK F P-værdi F krit Mellem grupper 792, , ,061 4,58342E-38 2, Inden for grupper 6, , I alt 799,

93 IQFinv-værdier Billede Ingen ekstern filtrering 2 mm Al 0,1 mm Cu + 1 mm Al 0,2 mm Cu + 1 mm Al 1 3,78 3,55 3,77 3,44 2 3,23 3,71 3,73 3,3 3 3,55 3,63 3,65 3,68 4 3,69 3,44 3,7 3,71 5 3,74 3,65 3,58 3,78 6 3,59 3,63 3,55 3,5 7 3,51 4,01 3,65 3,49 8 3,82 4 3,66 3,32 Gennmsnit 3,6 3,7 3,7 3,5 Anava: Enkelt faktor RESUME Grupper Antal Sum Gennemsnit Varians Ingen filtrering 8 28,91 3, , mm Al 8 29,62 3,7025 0, ,1 mm Cu + 1 mm Al 8 29,29 3, , ,2 mm Cu + 1 mm Al 8 28,22 3,5275 0, ANAVA Variationskilde SK fg MK F P-værdi F krit Mellem grupper 0, , , , , Inden for grupper 0, , I alt 0,

94 Ingen ekstern filtrering

95 2 mm Al

96 0,1 mm Cu + 1 mm Al

97 0,2 mm Cu + 1 mm Al