CT Urografi protokoller

Transkript

1 Bachelorprojekt på Radiografuddannelsen i Herlev, afleveret d. 7. januar CT Urografi protokoller på Sjælland Figur 1 Udarbejdet af Radiografstuderende Kasper Damsbo og Signe Olsen - hold 51 på sygepleje- og radiografskolen i Herlev. Vejleder på opgaven Anette Kjeldal. ANSLAG (tegn inkl. mellemrum): Må gerne udlånes

2 Abstrakt Formålet med dette projekt har været, at bestemme om variationen i CT urografi scanprotokollerne giver anledning til dosisvariationer, og dermed den cancerrisiko patienterne bliver udsat for, når CT urografi bliver udført på forskellige hospitaler på Sjælland. Med basis i en repræsentativ protokol, har vi set på, hvilken indflydelse spredningen inden for scanparametrene har på patientdosis. De effektive doser er udregnet ved hjælp af ImPACT s dosisprogram ud fra de specifikke scannere, som protokollerne er afviklet på. Den repræsentative protokol er defineret som den faktuelle protokol, der er tættest på den beregnede middeldosis. På denne baggrund har vi bestemt spredningen inden for såvel de enkelte scanparametre som de effektive doser. protokoller. På 9 sjællandske hospitaler anvendes 10 CT urografi protokoller. Disse bliver afviklet på henholdsvis single slice, 4 slice og 16 slice scannere. Dosisvariationen udgør mere end en fordobling fra 7,1 msv til 16,5 msv, hvilket, ifølge IRCP s risikomodel, svarer til cancerrisici på henholdsvis 1:3000 og 1:1200. Dosis for den repræsentative protokol, der afvikles på en 4 slice scanner, er 10,6 msv (1: 2000), og denne. Anvendes denne repræsentative protokol på scannertyperne single og 16 slice af samme fabrikat ses, at dosisvariationen bliver fra 7,2 msv til 14,2 msv (1:1500). I de protokoller der dosismæssigt ligger højere end den repræsentative protokol, vil en revurdering af mas og picht, kunne fremme strålehygiejnen. Den protokol der dosismæssigt ligger lavest, bliver afviklet med 60 mas ved tomscanningen (1. serie uden kontrast). Da 4 af de øvrige protokoller, der dosismæssigt ligger lavest i 1. serien, ligeledes bliver afviklet med lav mas, vil det kunne fremme strålehygiejnen om denne procedure blev generel. En anden procedure, og som generelt bør overvejes, er den, hvor man rotere patienten for at opnå en bedre kontrastfordeling, men som fordobler antallet af scouts, og hermed dosis.

3 Indholdsfortegnelse Indledning 5 Problemformulering 8 Formål 8 Metodemæssigt grundlag 8 - Kildekritik 9 - Definition af CT urografi 10 - Empiriindsamling 11 - Kvantitativ metode 12 - Videnskabelig retning 12 - Protokol variation 13 - Beregning af dosis 14 - Samlet metodevurdering 16 Dosisbegrebet 17 Risikobetragtninger 18 - Delkonklusion 20 CT teknik 20 - Billedkvalitet 21 - Scanparametre 22 - Delkonklusion 25 - Single- og multislice CT 25 - Delkonklusion 27 - Beregning af dosis 28

4 Protokoller 30 - Indhold 30 - Analyse af indhold 31 - Den repræsentative protokol 33 - Korrektion af metode 34 - Resultater 34 Diskussion af resultater 35 Diskussion af anvendt empirisk metode 38 Konklusion 40 Perspektivering 41 Kildeangivelse 42 Figurliste 47 Bilagsfortegnelse 47

5 Indledning Som radiografstuderende har vi på 4 hospitaler oplevet implementeringen af computer tomografi (CT) teknikken til urografien, som erstatning for den konventionelle intravenøse (IV) urografi. Her har vi oplevet, at der er variationer i, for hvilke indikationer patienterne overvejende CT scannes, og hvordan selve scanningen bliver udført. Da CT teknikken, med sine snitoptagelser, giver en højere detaljeskarphed, er det diagnostiske resultatet ofte sikrere end de konventionelle 2 dimensionale røntgenoptagelser. CT åbner også mulighed for skabelse af 2- og 3- dimensionale rekonstruktioner. Desværre påføres patienterne også en strålingsdosis, som, ifølge Statens Institut for Strålehygiejne (SIS), er op til 3 gange så høj, hvilket er ensbetydende med en 3 gange så høj risiko for, at patienten senere udvikler en stråle indiceret cancer(1). I røntgenbekendtgørelsen står der, at vi kontinuerligt skal tilstræbe at holde patientdosis så lav som foreneligt med de diagnostiske krav(2). Spørgsmålet er så, om de diagnostiske fordele som CT teknikken byder på, berettiger denne højere dosis. Forud for implementeringen af CT teknikken ved de urologiske undersøgelser lavede man i 2000 på Universitets Hospitalet i Herlev et større studie af sensitiviteten og specificiteten ved den konventionelle IV urografi. Ud af 1229 IV urografier var 45 % af patienterne henvist under indikationen renal colic og 41 % under hæmaturi. Under disse to hovedindikationer kom man frem til, at IV urografien kunne påvise knap 60 % af alle urinvejssten. 25 % af IV urografierne blev udført akut og derfor uden den forudgående udrensning og faste(3), hvilket giver store billedkvalitetsmæssige problemer med overlejringer af flatus og fæces. Dette medfører ofte ekstra optagelser og, i værste fald at den diagnostiske kvalitet bliver så ringe, at undersøgelsen må gentages. Tidligere studier har vist, at IV urografien kan påvise 85 % af alle tumorer på ned til 3 cm(4). Da detaljeskarpheden er højere for CT, kan såvel røntgenpositive som røntgennegative sten påvises uden brug af intravenøs kontrast(5). Derfor er den konventionelle IV urografi blevet afløst af to CT undersøgelser. CT urinveje (uden kontrast), som ligger nær dosisniveauet for IV urografien(6), under indikationen renal colic og CT urografi, der dosismæssigt er op til 3 gange højere, ved hæmaturi udredningen. Da CT er snitoptagelse, er forudgående udrensning og udrensning ikke nødvendig. 5

6 Inden for CT har to mindre studier på henholdsvis 116(7) og 417(8) patienter vist, at specificiteten er 97 % og sensitiviteten er 98 % for sten ved CT urinveje(7). Graden af alternative årsager til patientens flankesmerter varierer i studierne. På Guy`s Hospital i London (2000) blev der fundet alternative årsager i 6 % af tilfældene(7) og % i et andet studie på Harborview Medical Center, Seattle USA (2003). Med undtagelse af obstipation, ville appendicitis, ovariacyster samt intra abdominale abcesser(9) ikke have været diagnosticerbare på en konventionel IV urografi. Da det diagnostiske resultat bliver tæt ved 100 % sikkert, og der tilmed kan gøres ikke uvæsentlige bifund for omtrent samme patientdosis, er CT urinveje at foretrække. Hertil kommer at undersøgelsestiden for en konventionel IV urografi er ca. en time, hvor CT urinveje tager min. Endnu savnes større studier af sensitiviteten og specificiteten for CT urografien (10). Da der tilmed foregår en større lægefaglig diskussion om, hvornår en gennemgribende udredning af hæmaturi skal finde sted, er der, nationalt såvel som internationalt, mange holdninger til hvornår denne dosistunge undersøgelse er indiceret(11). Det vi kan sige omkring CT urografien er, at der på nyere scannere af multislice typen kan erkendes tumorer på ned til ½-1 cm(5) og sten ned til 4mm(12). Ved et mindre studie på University of Michigan Medical Center, fandt man 100 % af alle tumorer i øvre urinveje på 6 patienter og 90 % i vesica urinaria på 10 patienter(13). Trods den manglende evidens er der en tendens til, at man kan opnå samme sikre resultat, som ved CT urinveje. For CT urografien er undersøgelsestiden halveret i forhold til IV urografien. Da kvaliteten af undersøgelsen ikke er betinget af forudgående udrensning, er der klare fordele ved at anvende CT urografien ved de akutte undersøgelser, der udgjorde 25 % af alle IV urografierne i Herlev studiet. Da CT urografien kan vise op til 100 % af de patologiske fund - også ved de akutte undersøgelser - er denne, ud fra et diagnostisk synspunkt at fortrække. Hvilken indikation og anamnese der berettiger den højere dosis ved en CT urografi, er et lægefagligt spørgsmål, som vi derfor ikke vil gå ind i. 6

7 Vores erfaring er, at de urologiske CT undersøgelser bliver visiteret af radiologer, netop for at sikre berettigelsen og lovkravet (14) om stillingtagen til evt. anvendelse af alternative ikke strålebelastende undersøgelsesmetoder. Som radiografer er det vores pligt at sikre, at overflødige røntgenundersøgelser undgås(15) og at dosis holdes så lav, som foreneligt med de diagnostiske krav til undersøgelsen. Da vi har oplevet, at der kan være forskellige holdninger fra visiterende til undersøgende/ beskrivende radiolog, og da vi har kontakten til patienten og derfor kan være vidende om nogle forhold, som radiologen ikke har kunnet medtænke i sin vurdering, skal vi som radiografer, også have fokus på spørgsmålet om berettigelsen af undersøgelsen. For patienten er der fordele ved CT urografi frem for den konventionelle IV urografi. Undersøgelsestiden er kortere, og patienten får et sikkert og væsentligt hurtigere svar. Patienterne slipper for den gene og indgriben, særligt i den ambulante patients liv, som udrensning og faste medfører. Ulempen er den 3 gange højere dosis, og at ventetiden forud for undersøgelsen nogle steder kan være længere, da CT scanner kapaciteten endnu ikke alle steder er høj nok til at i mødekomme kravet om de nye undersøgelser. På de hospitaler hvor vi har studeret CT urografi, er der forskel på hvordan procedurerne omkring undersøgelsen og selve scanprotokollerne er. Procedurerne, omkring hvilke patienter der må få intravenøs kontrast, er et lægefagligt spørgsmål, som vi derfor ikke vil gå ind i. Det er radiograffagligt at sikre kvaliteten af selve undersøgelsen samt, som tidligere nævnt at have fokus på berettigelsen af undersøgelsen. Herunder skal vi bl.a. sørge for korrekt lejring og information samt vurdere om patienten kan imødekomme kravet om breath hold, hvilket vi dog finder uproblematisk. Justering af scanparametre ud fra patientens størrelse i de foreliggende protokoller stiller derimod større krav til os som radiografer. Vi har altså som kommende radiografer indflydelse på, hvordan protokollerne bliver fulgt, og skal i samarbejde med radiologen sikre, at patientdosis holdes så lav som muligt. Derfor føler vi også, at det er vores pligt at stille os spørgende overfor, om den variation i protokollerne, vi har oplevet, har en diagnostisk berettigelse og om den er forsvarlig i forhold til patientdosis. 7

8 I denne opgave vil vi derfor gerne undersøge; om den variation i protokollerne vi har oplevet, er et reelt billede af forholdene og om disse variationer har indflydelse på patientdosis ved en CT urografi. Finder vi variationer i patientdosis, må vi tage stilling til, om dette strålehygiejnisk kan forsvares. Problemformulering Hvilken dosisvariation er der i de CT urografi protokoller, som eksisterer på Sjælland? Er det muligt at beregne en repræsentativ protokol og heraf se, hvilken betydning scanparametrenes spredning har for patientdosis og dermed cancerrisikoen? Formål Når vi ønsker at bestemme, om variationerne i protokollerne giver forskellige patientdoser, når den samme undersøgelse udføres på forskellige hospitaler, er det for at belyse disse forskelle. Herved håber vi at kunne bidrage til udviklingen af radiografien ved at skabe en debat om berettigelsen heraf, idet vi har en forventning om, at en ensretning af protokollerne vil fremme strålehygiejnen. Metodemæssigt grundlag I indledningen har vi set på, om de diagnostiske fordele, som CT teknikken byder på, berettiger den højere dosis. Her har vi lavet en bred litteratur research på konventionel IV, CT urinveje og CT urografi. Vi har søgt at finde frem til de primærartikler, som beskriver forskningsresultaterne på området. Udover en almen artikelsøgning, har vi søgt via kildehenvisningen på oversigtsartiklen; Aftrædelsesordning for en 70-årig(11), bragt i Ugeskrift for læger Denne samler og redegøre for forskningsresultaterne inden for såvel IV urografi, CT urografi som CT urinveje. Ved at søge frem til primærartikler, som giver os informationer om hvordan studierne er lavet, får vi mulighed for at vurdere validiteten (gyldigheden), reliabiliteten (pålideligheden), reproducerbarheden og generaliserbarheden af resultaterne(16). Disse 4 begreber fortæller alle noget om, i hvilken grad resultatet af studiet afspejler virkeligheden. Reliabiliteten er et mål for, om de indsamlede data er pålidelige, hvorfor fokus her er på fejlkilder i datamængden. Konsekvensen af fejlkilder er, at vi 8

9 får en bias, som betyder skævhed (systemfejl), og er en faktor ved ethvert studie(17). Validiteten er et mål for, i hvor høj grad data beskriver det formål, man havde med studiet. Reliabiliteten har altså en direkte indflydelse på validiteten, og det er vigtigt at kende graden af bias for at kunne vurdere, om studiets resultat er validt. Reproducerbarheden siger noget om, hvorvidt det er muligt at gentage studiet og opnå samme resultat ud fra dennes beskrivelse. Endeligt er generaliserbarheden et mål for, om studiets resultater kan gøres generelle. Dette kan opnås ved enten en stor sampling (antal undersøgte) som repræsenterer befolkningssammensætningen, eller ved flere mindre studier der kommer til samme resultat. Kildekritik Med denne ovenstående viden om, hvordan et forskningsresultat vurderes, vil vi her kritisk vurdere kilderne brugt i indledningen. Herlev studiet(3) er et retroperspektivt studie, hvor oplysningerne omkring alle IV urografier, er trukket fra Røntgen Informations Systemet (RIS). Da data er opgjort efterfølgende, kan forskerne ikke have haft indflydelse på udførslen eller resultatet af de enkelte IV urografier, og derfor har det høj reliabilitet. Studiet er også reproducerbart, da alle IV urografier over et år er medtaget. Samplingen er tilmed over 1000, hvilket efter danske forhold giver en statistisk usikkerhed på ±3 % (ved kun 2 variable) (18). Studiet har altså høj validitet, idet det meget præcist beskriver, hvordan forholdene var i Herlev det år. Det eneste, der kan sættes spørgsmålstegn ved er generaliserbarheden. Vi har ikke andre studier, der kan bekræfte resultatet, og man kunne f.eks. tænke sig, at en atypisk patientkategori ville give et ikke generaliserbart resultat. I de tre studier vi har omkring CT Urinveje, er samplingerne mindre - henholdsvis 70(9), 116(7) og 417(8), hvilket vil give en større statistiske usikkerhed. Vi savner tilmed informationer om, hvorvidt forskeren har været aktør ved selve undersøgelserne. Da forskeren kan have en interesse i at opnå et bestemt resultat af studiet, og derfor ubevist kan påvirke tolkningen eller udførelsen af den enkelte undersøgelse, er forskerens rolle vigtig at kende for at kunne vurdere reliabiliteten. Derfor er metodeoplysningerne ikke fyldestgørende nok til at kunne vurdere reproducerbarheden og validiteten. Til gengæld finder vi resultaterne generaliserbare, da to af studierne kommer frem til næsten samme resultat, nemlig - en sensitivitet og specificitet på henholdsvis 98/97 % og 97/96 %. Sensitivitet er her et udtryk for, hvor god 9

10 undersøgelsen er til at finde de sten, der er, set i forhold til de sten, som bliver overset. Specificitet er her et udtryk for, hvor god undersøgelsen er til at frikende patienten for sten, set i forhold til de der fejlagtigt bliver diagnosticeret med sten. Derfor er CT urinveje en meget præcis undersøgelse både til at diagnosticere og frikende for sten. Da SIS ikke har opgjort dosisniveauet for CT urinveje, har vi søgt på artikler, der kunne sige noget herom. I de 5 artikler (6) der beskriver disse studier er dosisniveauet varierende fra 1,3 5 msv, hvilket er meget afhængigt af, hvordan der scannes. Da vi ikke beskæftiger os videre med CT urinveje i dette projekt, vil vi ikke gå ind i en diskussion af disse resultater, men blot konstatere, at dosisniveauet ligger omkring niveauet for en konventionel IV urografi (4mSv)(19) og at studierne i øvrigt fremstår reproducerbare og valide. Det ene studie vi har omkring CT urografi(13) er meget detaljeret beskrevet, hvorfor det har høj reproducerbarhed. Da vi heller ikke her kender forskerens rolle, er det svært at vurdere reliabiliteten og dermed også validiteten. Da sampling (15 tumorers ud af i alt 65 patienter) er meget lille, kan studiet ikke gøres generelt, men kun bruges til at vise, at det er muligt at finde % af alle tumores, hvilket viser omtrent samme tendens, som for CT urinveje. Efter denne kritiske vurdering af disse kilder, har vi nøje afvejet i hvilket omfang de kunne bruges til, indledningsvist, at sige noget om de fordele CT teknikken har, frem for konventionelle optagelser ved diagnosticering af sten og tumorers i urinvejene. Den viden om, hvordan forskning vurderes, som vi her har brugt, vil vi også benytte under opbygningen af vores projekt, da vi ønsker, at det skal have høj validitet. I metoden til løsning af vores problemformulering, vil vi indlede med at se på, hvordan vi får klarhed over variationen i scanprotokollerne for en CT urografi. Hertil må vi have defineret hvad vi forstår ved en CT urografi. Definition af CT urografi CT urografi er en undersøgelse af nyre og øvrige urinveje under hoved indikationerne makroskopisk hæmaturi eller obs. tumor. Scanningen består af minimum 2 serier, en tomscanning med henblik på de anatomiske forhold og for at udelukke 10

11 sten. Dernæst minimum en kontrastserie, hvor nyrefunktionen og de patologiske forhold kan vurderes. Ud fra denne definition, kan vi begynde vores empiriindsamling. Empiriindsamling Vi vil søge at indsamle alle scanprotokollerne for en CT urografi inden for et geografisk område - de eksisterende på Sjælland. Herved bliver vores empiriindsamlingsmetode reproducerbart. Da vores empiriske materiale herved er de scanprotokoller, som dækker variationen på Sjælland - der udgør 44 % (20) af den danske befolkning, mener vi, at kunne vise en generel tendens. Vi har researchet på nettet, for at finde frem til alle de eksisterende scanprotokoller på Sjælland. Ud fra en liste over samtlige offentlige hospitaler, fundet på en søgetjeneste (21), har vi søgt på de potentielle hospitalers hjemmesider for at finde frem til, hvilke der har CT scannere. På de hospitaler der har og på de hvor vi ikke kan bestemme om de har en CT scanner, har vi noteret telefonnumrene til de ansvarlige radiografer/sygeplejersker på de radiologiske afsnit. Disse vil vi kontakte telefonisk og afsøge om de har en CT scanner, og om de, i bekræftende fald laver CT urografier. Er dette tilfældet, vil vi præsentere vores projekt og spørge om deres deltagelse, hvorefter vil vi sende en mail, der gentager beskrivelsen af projektet. Da kontakten til de radiologiske afdelinger er afgørende for, om de er villige til at lade deres protokol indgå, er det væsentligt, at de finder vores projekt sagligt, og at de kan se, at projektet kan give et konstruktivt resultat i form af en udvikling af radiografien. Derfor har vi brugt tid på at forfatte mailen, så den præcist forklarer hvordan vi vil løse vores problemformulering og i hvilket omfang deres protokol skal indgå. Mailen er udarbejdet i overensstemmelse med skolens etiske retningslinjer og godkendt af vejleder (Bilag 1). Da generaliserbarheden af vores projekt afhænger af, hvor mange der vil lade deres protokol indgå, vil vi anonymisere de enkelte hospitaler. Vi kunne være bekymret for, at nogle hospitaler ikke ønsker at deltage, idet de kan have en forventning om, at deres protokol indeholder nogle atypiske høj/lav scanparametre og derfor frygter, at vores projekt vil sætte deres protokol i et dårligt lys hvilket ikke er vores intention. 11

12 Kvantitativ metode Vores ambition er, at projektet skal have høj validitet og reliabilitet. Da vi vil se på de dosisforskelle, der ligger i de forskellige scanparametre, består vore data hovedsagligt af faktuelle tal. Derfor vil vi bruge den kvantitative metode, da denne netop er baseret på faktuelle data. Disse skal ikke tolkes, hvorfor de har en høj realibilitet. Desuden kan data direkte anvendes statistisk og visualiseres i grafer, hvorved der kan opnås et validt resultat. Metoden rummer altså matematiske muligheder for, statistisk at bestemme spredning, middeltal og medianværdi, hvilket er ideelt for os, når vi ønsker at bestemme variationen og den repræsentative protokol. En anden fordel ved denne metode er, at det er muligt at undersøge store populationer og dermed opnå et resultat, der er generaliserbart(22). Dette kan vise sig essentielt for os, da vi ikke ved hvor mange CT urografi protokoller der eksistere på Sjælland. Vi vil udelukkende se på de forskelle i patientdosis, der ligger i de kvantitative data fra scanprotokollerne og ikke på hvilken argumentation, der ligger til grund for opbygningen af den enkelte protokol. Da vi derfor ikke skal afsøge argumentationer og holdninger ved interviews eller spørgeskemaer, benytter vi ikke den kvalitative metode, der jo netop beror på holdninger og grader af ikke faktuelle data(23). Videnskabelig retning Når vi således udelukkende vil benytte den kvantitative metode til opsamling og behandling af data, kan vi se på, hvilken videnskabelig retning vores projekt bevæger sig i. Grundlaget for dette projekt er, vores kliniske erfaringer af, at der er variationer i scanprotokollerne for en CT urografi. Idet vi vil bestemme variationerne ved at lave statistiske beregninger på de kvantitative data fra protokollerne, og heraf konkludere hvilken betydning disse variationer har for patientdosis, siges vores naturvidenskabelige metode at være induktiv positivistisk. Med denne metode kan vi drage de generelle slutninger om betydningen af variationerne, som er vort mål med projektet (24). Når vi således har sikret os, at vi ud fra denne videnskabelige retning kan nå målet med vores projekt, vil vi se på, hvordan vi med den kvantitative metode kan vise variationerne. 12

13 Protokol variation Vi vil udelukkende se på de scanparametre, der har betydning for patientdosis, såsom hvor mange serier der scannes, Kv, mas, antal snit, snittykkelse og pitch. Inden for de enkelte parametre vil vi statistisk bestemme yderpunkterne og medianen. Yderpunkterne viser variationen, og medianen skal bruges til at bestemme de hyppigst anvendte scanparametre. Vi vil benytte medianen frem for gennemsnitsværdi/middelværdi, da dette resultat kan føres tilbage til en faktisk protokol, der kan laves dosisberegninger ud fra. Medianværdierne er ikke nødvendigvis gennemsnittet inden for de enkelte scanparametre, og der er heller ikke nødvendigvis flest protokoller, der indeholder denne værdi. Derfor må vi vurdere graden af bias herved og definere, hvad der er den mest repræsentative protokol. For at sikre os mod at få en bias hvis medianværdien ligger langt fra gennemsnitsværdien, vil vi opgøre begge og sammenligne dem, for på den baggrund at diskutere om medianværdien nu også er den mest repræsentative. Her har vi defineret, at medianværdien er repræsentativ, når den procentvise afvigelse fra gennemsnitsværdien ikke overstiger ± 5 %. Hvis den overstiger ± 5 % tager vi den faktiske værdi, der ligger tættest på gennemsnitsværdien. Faren ved udelukkende at sætte medianværdierne sammen til en ny medianprotokol er, at den ikke nødvendigvis er diagnostisk brugbar eller teknisk mulig. Derfor vil vi bruge den faktiske protokol, der indeholder flest medianværdier. Her er den repræsentative protokol defineret som: Den faktiske protokol, der i sine scanparametre indeholder flest medianværdier, som ikke afviger mere end ± 5 % fra middelværdien. Ved hjælp af denne definition vil vi bestemme den protokol, der er mest repræsentativ ud fra de indsamlede protokoller og de protokoller, der afviger mest herfra. Herefter vil vi lave en dosisberegning på disse og heraf se betydningen af variationerne i forhold til cancerrisikoen. Da vi ikke kender samplingens størrelse og variationen af indholdet af de indsamlede protokoller, finder vi det vanskeligt at vurdere om vores metode, reelt kan give et resultat der stemmer overens med den 13

14 repræsentative dosis. Her vil vi sammenholde den protokol, der indeholder flest median-/middelværdier med den, der findes dosismæssigt mest repræsentativ, for at vurdere om der er overensstemmelse. På denne baggrund kan det blive nødvendigt, at revurdere metoden til bestemmelse af den repræsentative protokol. Beregning af dosis Vi vil nu se på metoden til beregning af dosis. Patientdosis er afhængig af fabrikat og scannnertype, idet de indsamlede protokoller er tilpasset den enkelte scanner. Derfor vil vi så vidt muligt lave beregningerne ud fra den scanner, protokollen er lavet til. Selv om vi har erfaret, at scannere af multislice CT (MSCT) typen, er den foretrukne pga. den kortere scantid, bliver singleslice CT (SSCT) også benyttet i praksis, hvorfor vi, for den repræsentative protokol, vil lave beregninger på begge typer. Dette gør vi for at se, hvilken betydning scannertypen har for patientdosis. Da scannernes opbygninger er fabrikatafhængige, må vi, for at kunne lave en reel sammenligning af de to scannertyper. Her vil vi vælge det mest repræsentative scannerfabrikat. Når patientdosis er udregnet specifikt for hver scanner, kan vores dosisresultater ikke direkte overføres til andre fabrikater af scannere. Dette skyldes primært en scannerspecifik værdi - computer tomografi dosis indeks (CTDI) - som er et udtryk for dosis pr. mas enhed. Denne CTDI er bestemt ud fra dosismålinger på hver enkelt scanner. Havde vi derfor lavet beregningerne ud fra en anden scanner, var vores dosisresultater blevet noget anderledes. Det er komplekst at bestemme patientdosis for CT og derfor er der lavet computerprogrammer, som ud fra de givne scanparametre og scanner fabrikater, kan simulere strålingen i et fantom, og heraf beregne patientdosis. Disse kan tage højde for dosis til de enkelte organer, herunder både de mandlige og kvindelige kønsorganer, hvilket ikke er muligt for os på anden vis. Derfor vil vi benytte et sådant CT dosisprogram. I et samarbejde mellem SIS og medicoteknisk afdeling på Århus universitetshospital er programmet The CT-Dose calculation program (25) udarbejdet. Da det således er uafhængigt af scannerfabrikanter og er udarbejdet af sundhedsstyrelsen, som jo har interesse i at fremme strålehygiejnen, har det høj validitet. Det kan gratis downloades fra nettet, men er desværre ikke opdateret siden Derfor tog vi kontakt til 14

15 medicoteknisk afdeling i Århus, som kunne oplyse, at der ikke fandtes nyere udgaver. Da beregningerne er scannerspecifikke, og da de fabrikater af nyere MSCT scannere som vi ved anvendes i praksis ikke var repræsenteret, fandt vi programmet forældet og derfor ikke rimeligt at anvende. I stedet vil vi bruge det engelske ImPACT CT Patient Dosimetry Calculator (26), som er opdateret med de nyeste scannertyper og fabrikater d Dette program har vi fået anbefalet af den medicotekniske afdeling i Århus og på Rigshospitalet. Det er udarbejdet af ImPACT og hentet på deres hjemmeside. ImPACT er et evalueringscenter for CT i England, der opererer under den engelske sundhedsstyrelse og drives for fondsmidler til forskning. Da programmet således er uafhængigt af scannerfabrikanter og samtidig anerkendt af fagfolk herhjemme, finder vi, at det er validt. Selv om vi benytter et computer program til beregningerne, vil vi gennemgå, hvordan dosis udregnes ved CT. Dette for at vurdere validiteten ved den metode computerprogrammet benytter og heri også de CTDI værdier, der benyttes. Vi skal også se på, hvilken betydning scanparametrenes variationer har for patientdosis, og derfor hvilken indflydelse de enkelte parametre har på patientdosis. Derfor kommer vores opgave til at indeholde et afsnit om CT teknik - herunder de to scannertyper - samt hvordan dosis beregnes for CT. Til teknikafsnittet vil vi primært bruge; Bo Haugaard Jørgensens CT teknik 2004 (27), som vi er fortrolige med. Vi vil supplere denne med European Guidelines on Quality Criteria for Computed Tomography (28) og Multislice computered tomography (29), for at få uddybet dosis sammenhængene ved nogle af parametrene. Til dosisberegningsafsnittet vil vi bruge en teknisk manual for en GE LightSpeed scanner(30), SIS es vejledning om referencedoser (19), idet der her forklares, hvordan CTDI værdien bestemmes, samt introduktionen til ImPACT CT Patient Dosimetry Calculator (26) og hjælpetekster om programmet fundet på hjemmesiden. Først vil vi dog indlede med et afsnit, hvor vi ser på hvad dosis er og et om begrebet cancerrisiko. Dette for at vise, hvordan vi vil bruge begreberne og hvordan vi kritisk forholder os til de cancerrisikomodeller, der bruges til at bestemme risikoen for at udvikle en cancer, som følge af røntgenbestråling. Hertil vil vi bruge materiale fra 15

16 SIS - Strålehygiejne for radiografstuderende (1) og EU kommissionen - European Guidelines on Quality Criteria for Computed Tomography (28), da de vejleder og lovgiver på området. Disse bruger begge materiale fra International Commission on Radiological Protection (IRCP), som er en uafhængig organisation, der samler radiologiske forskningsresultater fra hele verden og udgiver det i rapporter (31). Samlet vurdering af metode Således er vi kommet frem til at vurdere, om vi efter den ovenfor beskrevne metode kan løse vores problemformulering og komme frem til et validt resultat. Når vi indsamler alle protokoller indenfor det geografiske område vi undersøger, får vores datamængde høj reliabilitet. Lykkes det ikke at indsamle alle, må vi vurdere hvilken grad af bias, det giver. Her må vi også præcisere, at det kun er den offentlige sektor vores sampling indbefatter. Da vi udelukkende udtager kvantitative data fra protokollerne, kan vi ikke påvirke data, og da vi ydermere detaljeret har beskrevet, hvordan vi vil bestemme den repræsentative protokol og variationerne i scanparametrene, bliver vores resultat validt og reproducerbart. Da CT urografien er i en implementeringsfase i Danmark, forventer vi ikke, at der eksisterer særligt mange protokoller på Sjælland. Så, skønt det empirisk materiale er gældende for 44 % af den danske befolkning, må vi forvente, at den statistiske usikkerhed, ved vores lille sampling, bliver så stor, at vores resultat ikke reelt bliver generaliserbart, hvorfor det ikke kan belyse forholdene i resten af landet. Lykkes det at indsamle alle protokoller, vil vores resultat meget præcist beskrive forskellene i patientdosis ved protokollerne for en CT urografi på Sjælland. De hospitaler, der har ladet deres protokol indgå, vil, ud fra de scanparametre de kører med, kunne genkende deres egen protokol og se, hvor denne ligger i forhold til den repræsentative protokol. Resten af landet vil også overordnet kunne vurdere, hvor deres protokol ligger i forhold til den repræsentative protokol, som vi har bestemt, hvormed vi kan opfylde vores formål, der var at skabe debat om berettigelsen af dosisforskellene, selv om vi ikke kan forvente at opnå et generaliserbart resultat. 16

17 Dosisbegrebet I dette afsnit vil vi se på, hvad dosis er og hvordan vi gennem dette projekt vil bruge begrebet. Røntgenstrålingen er ioniserende stråling, da den kan få et stofs atomer til at danne ioner. Herved afsættes der energi, og strålingen ændrer udbredelsesretning - kaldet spredt stråling. Hvor meget energi, der herved afsættes kaldet dosis, afhænger af strålingens energi, objektets tykkelse og de atomtætheder eller absorptionskoefficienter, som objektet består af(32). Røntgens ioniserende egenskab er uheldig når levende celler bestråles, da cellerne herved ændrer deres molekylestruktur, og derfor bliver beskadigede (33). Disse biologiske effekter ved bestråling er ikke tilsigtede, når røntgenstrålingens egenskaber udnyttes til billeddiagnostisk brug. Derfor er det helt grundlæggende for vores fag at søge at nedbringe den stråling, som absorberes i patienten. Hertil er dosisbegrebet et væsentligt værktøj til at vurdere, hvilken betydning forskelle i procedure og scanparametre har, for den dosis patienten får. Doser opgøres på forskellige måder. Her vil vi gennemgå den måde vi vil bruge begrebet på. Den energi, der afsættes i patienten ved bestråling kaldes den absorberede dosis, og er defineret som absorberet energi pr. masseenhed (joule/kg), hvilket benævnes i gray (Gy). Da den ioniserende virkning er afhængig af strålingens styrke og type, opereres med begrebet ækvivalent dosis, der vægter typen af strålingen og benævnes med enheden sivert (Sv). For røntgenstråling er denne vægtningsfaktor 1, og derfor er Gy her lig Sv (32). Ikke alle organer og væv er lige strålefølsomme, hvorfor det område der bestråles vil være afgørende for, hvor skadelig en given dosis er. Derfor opereres med begrebet organdosis. Alt efter strålefølsomhed, er der af IRCP (31) blevet fastsat en vævsvægtningsfaktor for 12 organer og væv. Til bestemmelse af belastningen ved en given undersøgelse, må man vide hvilken procentdel af kroppens samlede areal, de organer der bliver bestrålet ved undersøgelsen udgør, og herefter beregne nogle middel organ- og vævsdoser. F.eks. bestemmes huddosis for en given undersøgelse ved at se på, hvor stor en procentdel indgangsfeltet af det bestrålede område udgør af kroppens samlede hudareal, og så gange denne procentdel med den dosis, der kan måles i hudniveauet. Den samlede belastning for en given undersøgelse kaldes 17

18 effektiv dosis og er summen af de middelorgan- og vævsdoser (H T ) ganget med vægtningsfaktoren (W T ) for disse (32). E = Σ T (W T x H T ) (Sv) Effektiv dosis er altså et udtryk for summen af bestrålinger af enkelte organer omsat til en helkropsbestråling. Derved kan belastningen ved forskellige røntgenundersøgelser sammenlignes. I dette projekt vil vi udelukkende benytte de effektive doser. For de undersøgelser vi her beskæftiger os med, er den effektive dosis for en IV urografi 4mSv og 12 msv for en CT af nedre abdomen (19), hvilket er tæt på dosis for en CT urografi. Der er ingen referencedoser for CT urinveje, men som tidligere nævnt vurderer vi det til at være samme dosisniveau som IV urografien. Risikobetragtninger For at afgøre hvor stor risikoen er for, over tid, at udvikle en cancer som følge af udsættelse af de ovennævnte effektive doser, må vi se på, og vurdere, nogle anskuelsesvinkler til dette risikobegreb. Skønt røntgen er blevet brugt til medicinsk diagnostik i hen ved 100 år(34), er der ikke ført et egentligt videnskabeligt bevis for, at denne kontrollerede form for bestråling kan resultere i udviklingen af en cancer. De doser, der bruges ved medicinsk diagnostik, er i gennemsnit 1 millisivert (msv) årligt pr. dansker, og det formodes, at en stråleinduceret cancer vil være så mange år om at udvikle sig, at den naturlige baggrundsstråling i gennemsnit vil udgøre 2/3(35) af den samlede strålebelastning. Ved et egentligt videnskabeligt forsøg, vil der derfor kun være marginal forskel i antallet af cancertilfælde på den gruppe, der er blevet diagnostisk bestrålet, og på kontrolgruppen. Andre miljøfaktorer, der også har indflydelse på cancerforekomsten, vil udgøre så store usikkerhedsmomenter, at det ikke ville være muligt at bevise, at canceren er udviklet som følge af den diagnostiske bestråling. Når vi alligevel siger noget om risici ved forskellige dosisbelastninger, sker det på basis af den viden vi har fra studier af mennesker og i mindre omfang dyr, udsat for langt større og andre typer strålebelastninger(36). Den internationalt anerkendte 18

19 måde at forsøge at nå sandheden om sammenhængen mellem dosis og risiko er, at tage disse høje doser og den øgede forekomst af cancertilfælde og projektere dem ned til dosisniveauet for diagnostisk røntgen ved lineær ekstrapolation. Derfor gælder det for en aldersuafhængig befolkning, at sandsynligheden for at udvikle en dødelig cancer for en given dosis [Sv] er; 5 x 10-2 [Sv -1 ] (37) Ud fra denne model, er der ingen nedre grænse for hvornår stokastiske skader (senskader) kan opstå(36). Beregner vi risikoen for de undersøgelser vi beskæftiger os med i dette projekt, fås for en IV urografi; 4 msv (19) x 5 x 10-2 Sv -1 = 0,0002 x en population på 5000 = 1: 5000 og CT urografi 12 msv (19) x 5 x 10-2 Sv -1 = 0,0006 x en population på 5000 = 3: Risikoforskellen på de to undersøgelser er altså en faktor 3. Da det i Politikken 2002(38) kunne læses, at risikoen for at få en dødelig cancer som følge af en thorax optagelse er 1: og ved en CT af thorax er 1:3.000(39), har vi erfaret, at det skabte en del frygt i befolkningen. Her er det vigtigt at holde sig klart, at denne risikomodel kun er et matematisk forsøg på at nå sandheden. En anden måde at betragte doser på, er ved at sætte dem op imod baggrundsstrålingen. Risikoen for at udvikle en cancer stiger med alderen; jo ældre man bliver, desto større er risikoen for at udvikle en cancer. Da baggrundsstrålingen gennemsnitligt i Danmark er 3 msv pr. år, kan man drage, at en IV urografi og en CT af abdomen vil svare til, at man var henholdsvis 16 måneder og 4 år ældre(40). Baggrundsstrålingen er også en anden type stråling, og der er store lokale forskelle på dosisniveauet, og derfor er denne anskuelse også kun et forsøg på at nå sandheden. I en artikel, bragt i Radiografen i år, skitseres en model, der med basis i mikrobiologiske studier viser, at de kontrollerede doser som anvendes diagnostisk, ligefrem styrker cellers kontrolsystemer og derfor kroppens forsvar mod cancer(41). Denne strider mod den internationalt anerkendte model som SIS benytter og har været under skarp kritik blandt radiografer, da den provokerer et af vores fags mærkesager strålebeskyttelse. Det ville imidlertid være dejligt for såvel patienterne som stråle- 19

20 udsat personale, hvis denne model viste sig at være sandheden nærmest. Om den over tid vinder større anerkendelse og bliver underbygget af andre studier, skal vi ikke kunne sige, men uanset hvordan man vælger at betragte doser, så vil belastningen være den samme, og ingen af dem vil være den endegyldige sandhed. Delkonklusion I dette projekt vil vi udelukkende benytte begrebet effektive doser svarende til en helkropsbestråling. Da det handler om at beskytte patienter, vil vi her, ud fra et forsigtighedsprincip, benytte den anerkende cancerrisikomodel som SIS benytter, til at vurdere cancerrisikoen ved eksponering af de effektive doser. CT Teknik I dette afsnit vil vi se på hvordan de enkelte scanparametre i protokollerne har indflydelse på patientdosis. Scanparametre er bestemt ud fra de diagnostiske krav til undersøgelsen, og derfor må vi se på hvilke diagnostiske krav, der er til billedkvaliteten ved en CT urografi. Da vi er forpligtet til at holde patientdosis så lav som forenelig med de diagnostiske krav, og da en optimering af billedkvaliteten ofte vil have negativ indflydelse på patientdosis, er scanparametrene fremkommet ved et kompromis mellem billedkvalitet og patientdosis. Da fokus i dette projekt er strålehygiejnen, vil vi her have den som omdrejningspunkt, og derfor kun se på de scanparametre der har indflydelse på patientdosis. Inden vi ser på forholdet mellem billedkvalitet og patientdosis for CT urografien, vil vi for helhedsopfattelsens skyld ganske kort ridse op, hvordan et CT billede skabes. Figur 2: Røntgenrørets 360º rotation. Figur 3: Patientens bevægelse i længdeaksen samtidig med røntgenrørets rotation. 20

21 CT billedet er en snitoptagelse af patientens absorptionsforskelle. Det fremkommer ved, at røntgenrøret pulserende ( gang pr. sek.) (42) udsender et strålingsbundt af en given intensitet (mas) og gennemtrængelighed (kv) under en 360 graders rotation om patienten (figur 2 og 3 på forrige side). Den stråling, der herved udgår fra patienten, og som har bibeholdt sin oprindelige lineære retning, vil danne et relief af det undersøgte områdes absorptionsforskelle. De strålingsprofiler der herved fremkommer, registreres af kæder af detektorer(43), og herefter bliver disse, via matematiske algoritmer, rekonstrueret til en matrix af pixels - billedet. Intensitetsniveauet af den enkelte pixel visualiseres som en gråtone, hvis intensitet bliver målt i CT tal med enheden Houndsfield Units (HU) (44). Billedkvalitet Kvaliteten af det billede der herved fremkommer, vurderes ud fra hvor god kontrasten og detaljeskarpheden er i billedet. Kontrasten vurderes ved at se på lavkontrastopløsningen (LKO) og skarpheden ved den rumlige opløsning (RO). LKO er et udtryk for, i hvor høj grad man kan se en detaljeforskel mellem to væv som absorptionsmæssigt ligger tæt på hinanden og kontrastforskellen er lille (3 CT tal) (45). RO er et udtryk for hvor små strukturer man kan se, når kontrasten i strukturen afviger væsentligt (100 CT tal) fra kontrasten i det omkring liggende væv (46). De scanparametre der fordrer den ene, vil ofte forringe den anden, og derfor modarbejder de hinanden. Vi må her se på de diagnostiske krav til billedkvaliteten ved CT urografien for at afgøre, hvordan forholdet skal være mellem LKO og RO. Da man ved en CT urografi primært er på jagt efter tumorer, hvor kontrasten ofte kun afviger lidt fra det omkringliggende væv, og da tumorer kan være små, finder vi, at det må tilstræbes at opnå en ligeværdig vægtning af LKO og RO. Vi må altså se på, hvilke scanparametre, der optimerer henholdsvis RO og LKO, og her vil vi fortrinsvis se på de, der også har indflydelse på patientdosis. En god LKO opnås ved at minimere støjen i billedet. Billedstøj er et fænomen, der altid er til stede, men som ikke indeholder en reel information om patientens absorptionsforskelle. Støjen kan derfor udviske de små absorptionsforskelle mellem væv, hvorfor den må nedbringes for at opnå en god LKO. Dette gøres ved at øge eksponeringen (mas og kv), snittykkelse samt at holde pitch værdierne lave i MSCT (47). 21

22 Støjen har ikke nogen reel indflydelse på RO, da denne vurderes i områder, hvor kontrasten i en struktur afviger væsentligt fra det omkringliggende væv (48). En god RO opnås primært ved at minimere den geometriske uskarphed. Dette kan gøres ved at holde fokusstørrelsen lille, snittykkelsen lav, pitchværdierne lave ved SSCT samt ved at øge scantiden for at få flere projektioner/strålingsprofiler. Sidstnævnte vil dog have en negativ indflydelse på RO, hvis patienten er urolig (49). Heraf ses, at en god LKO opnås ved at øge eksponeringen. Gøres dette moderat, har det ikke negativ indflydelse på RO hvilket, ved en rolig patient, med fordel kan ske ved at øge scantiden. En øgning af snittykkelsen vil give en god LKO, hvorimod en mindskning vil bedre RO. Da en lille struktur skal kunne ses i et snit for at RO er god, siges generelt, at en god RO opnås ved snit under 5mm (50). Derfor må der her indgås et kompromis, der ofte vil ligge tæt på 5 mm for CT urografien. Om det er en fordel at holde pitchværdierne lave afhænger helt af scannertypen. Dette bunder i de forskellige scannertypers tekniske opbygning, hvilket vi vil komme ind på i afsnittet om disse. Når vi således har bestemt hvordan scanparametrene skal prioriteres for at opnå en tilstrækkelig billedkvalitet ved en CT urografi, vil vi se på de enkelte parametre og deres betydning for patientdosis. Scanparametre MiliAmpere pr. sekund er produktet af rørstrømmen (ma) og eksponeringstiden (s), og er et udtryk for den mængde stråling røntgenrøret producerer pr. sekund (s). En forøgelse af mas vil medføre en ligefrem proportional forøgelse af den absorberede dosis i patienten (51), og derfor har en øgning af mas en direkte negativ indflydelse på patientdosis. Da en øgning samtidig vil give et kraftigere signal, som følge af den højere tilgang af røntgenstråling til detektorerne, vil det samtidigt nedbringe støjniveauet i billedet (52). Indstillingen af mas er derfor et kompromis mellem patientdosis og støj. Kilovolt er et udtryk for den energi røntgenstrålingen har og derfor hvor gennemtrængende strålerne er. En forøgelse af kv, har også en forøgende effekt på patientdosis. Sammenhængen mellem en forøgelse af kv og patientdosis er tilnærmelsesvis eksponentiel (se figur 4). Den spredte stråling vil blive nedsat ved en kv forøgelse, hvorfor en sådanne vil nedsætte patientdosis, hvis mas samtidigt nedsættes (53). En 22

23 øgning af kv vil reducere støjen, men en kraftig forøgelse vil forringe kontrasten i blødt væv. En moderat forøgelse af kv vil samtidig med en mas nedsættelse kunne mindske patientdosis og optimere LKO. Figur 4: Tilnærmelsesvis eksponentiel sammenhæng mellem kv og dosis samt støj. Snittykkelsen er et udtryk for, hvor bred en vævsskive i patientens længdeakse der scannes i én rotation. Ved at sætte snittykkelsen op, øges røntgentilgangen til detektorerne, hvilket, som nævnt ovenfor, giver mindre støj og derfor en bedre LKO, men med en dårligere RO til følge. Desværre øges dosis til patienten også herved. Et tyndt snit giver altså mindre dosis til patienten end et tykt (se figur 5). Ved de helt tynde snit, kan røntgentilgangen blive så dårlig, at det bliver nødvendigt at øge eksponeringen, hvilket igen højner patientdosis (54). Når der skal scannes over et bestemt område, vil antallet af tynde snit blive flere end, hvis der var valgt tykkere snit. Her har vi ikke kunne finde teoretisk belæg for, at det vil give en højere dosis, når et område scannes med flere tynde snit frem for få tykke. Eksperimenterer vi med at ændre snittykkelse i dosisprogrammet, ses dette dog tydeligt, at det er dosisbesparende at vælge tykke snit frem for tynde. Figur 5: Snittykkelsens indflydelse på dosis og støj. Den sidste parameter er Pitch. Denne er sammensat af de parametre, der tilsammen har indvirkning på den spiral der scannes i, hvorfor den kun forekommer ved spiralscanninger. Pitchværdien beskriver lejets bevægelses i længderetningen pr. rotation i forhold til strålebundtets kollimering (snittykkelsen) og er defineret som: 23

24 Pitch = lejebevægelse pr. Rotation (mm) kollimering (mm) Denne gælder for SSCT(55). For MSCT afhænger kollimeringen af fabrikat og er enten et udtryk for et enkelt snit (General Electric) eller for det totale antal samtidige snit (Siemens, Philips)(56). Kollimeringen er bredden af den stråling, der udgår fra røntgenrøret, og den bestemmes ved afblænding umiddelbart efter røret - primær kollimering og igen umiddelbart før detektorerne - sekunder kollimering. Der er her forskel på hvordan snittykkelsen bestemmes for de to scannertyper og heraf sammenhængen mellem snittykkelse og kollimeringen. Dette vil vi se nærmere på under afsnittet om de to scannertyper, og her blot se på hvilken effekt pitch har på dosis, RO og LKO. Figur 6: For SSCT giver en pitch forøgelse samme antal projektioner, men større spredning mellem dem. Figur 7: For MSCT er snittykkelsen uafhængig af pitch, hvorfor en forøgelse vil give færre projektioner pr. snit. En øgning af pitch vil have samme effekt, som når man trækker i en fjeder (se figur 6). Da mas produktet pr. mm hermed reduceres, vil en forøgelse af pitch have en positiv effekt på patientdosis. En ændring af pitch fra 1 til 1.5 vil reducere patientdosis med 1/3 (57). For SSCT har pitch ingen indflydelse på støjniveauet i billedet, da antallet af projektioner der indgår i et snit, vil være det samme (se figur 6). Derfor har det ingen betydning for LKO(58). RO vil derimod blive forringet ved en pitch forøgelse, da spredningen af projektionerne giver en udviskning af små strukturer, som illustreret i figur 6. Grundet detektoropbygningen i MSCT, kræves her en højere grad af filtrering og sekundær kollimering, hvorfor snittykkelsen her er blevet uafhængig af pitch. Dette skyldes et begreb kaldet den geometriske halvskygge, som vi vil komme ind på i afsnittet om de to scannertyper. Da snittykkelsen derfor ikke ændres ved en forøgelse af pitch, vil dette give en reduktion i antal af projektioner, 24

25 der indgår i rekonstruktionen af snittet (figur 7), og derfor vil støjniveauet blive forøget, med en dårligere LKO til følge (59). I takt med udviklingen af bedre detektorer og software til mere præcis styring heraf, skønnes RO generelt at blive forbedret i MSCT, men RO vil stadig blive forringet ved en pitch forøgelse pga. spredning af projektionerne. Delkonklusion De valgte scanparametre er en afvejning mellem billedkvalitet og strålehygiejne. Heraf ses, at eksponeringen har den største indflydelse på patientdosis. For kv og mas er der henholdsvis en eksponentiel og proportionel sammenhæng mellem øgning af disse og nedbringelse af støj. Så derfor; jo mere støj vi kan acceptere, jo bedre for strålehygiejnen, men jo dårligere for kontrasten i billede. Snittykkelsen har også direkte indflydelse på patientdosis. Generelt kan siges, at tykke snit har en negativ indflydelse på strålehygiejnen og tynde snit en positiv. Ved helt tynde snit, må eksponeringen dog øges, hvorfor de indvirker negativt på strålehygiejnen. For billedkvaliteten betyder tykke snit en god kontrast og tynde en god detaljeskarphed. Her må der altså indgås et kompromis, der ofte vil ligge på 5 mm. Den sidste parameter vi har haft med i vores betragtninger, er pitchen. En øgning af denne vil fremme strålehygiejnen, da mas nedsættes. Om der, billedkvalitetsmæssigt, er nogen gevinst ved en ændring af pitch, er forskelligt i de to scannertyper. Disse vil vi nu tage et kik på. Single- og Multislice CT Vi har erfaret, at CT urografi i praksis udføres som spiralscanninger på både SSCT og MSCT. Derfor vil vi kort sammenligne opbygningen af de 2 systemer med henblik på, om der heri ligger nogle forskelle i patientdosis. Som tidligere nævnt, skal vi også se lidt nærmere på sammenhængen mellem snittykkelse og kollimeringen i de to systemer. Dette for at opnå en forståelse af hvorfor pitchen influerer forskelligt på RO og LKO i de to systemer, men primært for at kunne benytte dosisprogrammet, hvor kollimeringen skal indtastes, og altså ikke den snittykkelse som typisk vil være oplyst i protokollerne. Helt overordnet er forskellen på SSCT og MSCT, at der kan dannes et snit pr. rotation ved SSCT, hvor der ved MSCT kan dannes flere - typisk 4 eller 16. I SSCT 25

26 er der kun en billeddannende detektorkæde, hvor der i MSCT er flere igen typisk 4 eller 16. Som tidligere nævnt er primær kollimeringen bredden af den stråling, der udgår fra røntgenrøret, og sekunder kollimering den afblænding, der sker umiddelbart før detektorerne. I SSCT bestemmes snittykkelsen overordnet af den primære, og kun ved helt tynde snit af den sekundære kollimering hvorfor snittykkelsen som scanoperatøren vælger, også vil være kollimeringen (60). I MSCT kan detektorerne arbejde selvstændigt eller i grupper, og derfor kan en ønsket snittykkelse opnås på flere måder, afhængigt af hvordan detektorerne er konfigureret (61). Opbygningen af detektorkæderne afhænger af fabrikat og kan opdeles i symmetriske (General Electric) og asymmetriske detektorkæder (Siemens, Philips)(illustreret på bilag 2). På en GE MSCT kan et 5 mm snit opnås ved følgende detektorkonfigurationer: 1 x 5 mm, 2 x 2,5 mm eller 4 x 1,25 mm. Kollimeringen vil være 5 mm i alle tilfælde, men valg af detektorkonfiguration har betydning for såvel patientdosis (62), som hvilke rekonstruktionsmuligheder scanoperatøren har efterfølgende. Der kan nemlig ikke rekonstrueres snit, der er mindre end den mindste kollimering. I MSCT er det derfor kollimationen og ikke snittykkelsen, der har betydning for patientdosis. De dosisforskelle der ligger i opbygningen af de to systemer, kan bestemmes ved at se på begrebet dosiseffektivitet; da denne er et udtryk for, hvor god systemet er til at udnytte den fra røntgenrøret udsendte dosis. Dosiseffektiviteten vurderes ud fra begreberne: Geometrisk halvskygge og effektivitet, detektorsensitivitet samt den perifere strålesvækkelse. Den geometriske halvskygge er et udtryk for den forringede intensitet i strålebundtets udkant/periferi pga. af MSCT systemets opbygning (se figur 8). Denne har en negativ indflydelse på patientdosis, da den hverken kan bruges i dataindsamlingen eller fjernes. I MSCT er det nødvendigt, at alle detektorer får samme dosis, hvilket betyder, at man må sende den geometriske halvskygge dosis Figur 8: Den geometriske halvskygge. 26

27 igennem patienten, for herefter at fjerne den via sekundær kollimering før detektorerne. Dette vil give en højere dosis i forhold til SSCT, da denne godt kan benytte sig af den geometriske halvskygge (63). Ved geometrisk effektivitet forstås detektorernes arealeffektivitet i forhold til detektormellemrummene. MSCT vil også her have en dårligere effekt end SSCT, da de jo, foruden at være adskilt mellem de enkelte detektorer som SSCT, også har en detektoradskillelse mellem detektorkæderne; så jo flere detektorer og detektorkæder, desto dårligere effekt (64). Detektorsensitiviten er et mål for, i hvilken grad den enkelte detektor kan udnytte den sendte dosis til noget billeddannende. Materialet som detektorerne er lavet af, har indflydelse på sensitiviteten. Der er gasdetektorer med en sensitivitet på % - disse findes overvejende i SSCT-systemer. De keramiske detektorer med sensitivitet på 98 % (64), og disse findes overvejende i MSCT-systemer. Det siger her sig selv, at der en patientdosis besparelse i brugen af de keramiske detektorer. Det sidste begreb er den perifere strålesvækkelse. I MSCT er effektiviteten i de perifere detektorer er ikke så god som inde i centrum. Årsagen til dette er, at strålerne er mere vinklet ved de perifere detektorer, og da disse samtidig fungerer som et slags raster, vil effektiviteten blive dårligere. Her har den asymmetriske detektoropbygning en lidt bedre udnyttelse, da de perifere detektorer er større, hvorfor raster effekten vil blive mindre. Dette er endnu et problem, som ikke har den store betydning for SSCT, fordi der her kun er en billeddannende detektorkæde (61). Delkonklusion 3 af de 4 effektivitetsbegreber - den perifere strålesvækkelse, geometrisk halvskygge og effektivitet, taler for, at dosiseffektiviteten er bedst i SSCT. På den anden side er udviklingen af de keramiske detektorer i MSCT en så markant forbedring af detektorsensitiviteten, at det kan kompensere (eller måske endda forbedre) for de mangler, MSCT har i forhold til SSCT, der benytter sig af gasdetektorer. SSCT vil klart være dosismæssigt bedst, hvis et sådant system havde keramiske detektorer. Vi savner tilstrækkelig evidens til at kunne afgøre om, hvorvidt den forbedrede detektorsensitivitet teoretisk har gjort dosiseffektiviteten bedre ved MSCT end ved SSCT 27

28 allerede i dag. Hvordan det forholder sig i praksis, kan vi se på, når vi skal til at studere de indsamlede protokoller. Inden vi kommer dertil skal vi se på hvordan patientdosis bestemmes for CT. Beregning af dosis Da dosiseffektiviteten varierer i de forskellige scannere pga. af deres opbygning og herunder specielt detektorteknologi, vil patientdosis afhænge af den specifikke scanner. For at kunne afgøre hvad en parameterændring vil betyde for patientdosis, og for at kunne sammenligne dosiseffektiviteten ved forskellige scannere, benyttes en scannerspecifik værdi; computer tomografi dosis indeks (CTDI). Denne er et udtryk for dosis pr. mas enhed og bestemt ud fra dosismålinger på hver enkelt scanner. CTDI bestemmes ved at måle dosis på både et cylindrisk hoved- og kropsfantom af plexiglas. Disse har et centralt(c) og 4 symmetrisk placerede perifere(p) ionkamre, der måler den absorberede dosis. Målingerne fra de perifere kamre bliver midlet, og vægtes med ⅔, hvor de centrale vægtes ⅓. Formlen for CTDI er som følger: CTDI W = 1/C (⅓ CTDI C + ⅔ CTDI P ) (mgy/mas) W er et udtryk for vægtningen og C er mas produktet(19). Da ændring af snittykkelse og kv vil influere på patientdosis, laves adskillige målinger for forskellige kv og snittykkelser på hver enkelt scanner. For hver enkelt scanner findes derfor en række forskellige CTDI værdier, afhængigt af kv og snittykkelse. CTDI er et udmærket værktøj til sammenligning af scannere og protokoller. Målingerne er lavet i et tilnærmelsesvist homogent cylindrisk plexiglas fantom. Da kroppen er uhomogen, idet organer og væv indeholder absorptionsforskelle, vil CTDI værdierne ikke give et realistisk billede af patientdosis. For at komme dette nærmere, må man tage hensyn til organers absorptionsforskelle, strålefølsomhed og den dosis de enkelte organer får ved en given undersøgelse. Til dette benyttes den internationalt anerkendte matematiske Monte Carlo model. Ud fra et 3D computer fantom af en normal person (70 kg, 170 cm), hvor der tages højde for 27 organer og væv, repræsenteret ved grove geometriske former, simuleres røntgenstrålingens interaktion med organer og væv, for hver 5 mm snit. Hertil bruges de 28

29 scannerspecifikke CTDI værdier samt informationer om den enkelte scanner herunder røntgenstrålingens kvalitet(kv) og filtrering. Dette har betydning for røntgenstrålingens sammensætning og derfor hvilken interaktion mellem stråling og væv, der er mest sandsynlig. Beregningerne bliver gentaget for de mulige kv indstillinger og derfor bliver resultatet af Monte Carlo modellen et skema indeholdende en række beregnede data om organdoser ved forskellige kv, for hver 5 mm snit. Som beskrevet under afsnittet om dosis giver summen af organdoserne den effektive dosis - helkropsdosis. Denne model er det mest realistiske billede af virkeligheden vi kan opnå, men det er kun en matematisk model, der simulerer på et fantom, og derfor kun en tilnærmelse af den dosis en patient vil få i virkeligheden(65). Vi benytter ImPACT CT Patient Dosimetry Calculator til udregning af effektive doser ved de forskellige protokoller. Dette dosisprogram bygger på Monte Carlo modellen. De skemaer med Monte Carlo beregninger der her benyttes, er udarbejdet af National Radiological Protection Board (NRPB), som er en del af det engelske sundhedsvæsen. De scanner specifikke CTDI værdier der indgår heri, er fremkommet ved målinger i praksis og står derfor uden for fabrikantens indflydelse (66), hvorfor vi finder disse valide. Dosisprogrammet kræver foruden et specifikt scannervalg, informationer om scanområde og herunder region (kroppen), kv, mas (ma og rotationstid), kollimering og pitch. Derfor er det disse værdier vi skal uddrage fra protokollerne. 29

30 Protokoller Her er vi kommet frem til at se på de protokoller vi har indsamlet. Af de 26 offentlige hospitaler der er på Sjælland, er der CT scannere på 19 hospitaler. Af disse laver 7 ikke CT urografier. 2 hospitaler er ved at starte op med CT urografier, og har derfor endnu ikke en færdig protokol herfor. 1 hospital har en protokol, men af tekniske årsager laver de den praktisk talt aldrig. At der eksisterer en protokol som ikke bliver brugt i praksis, er en situation vi ikke har taget højde for i vores metode. Derfor har vi meget nøje afvejet hvorvidt den skal indgå eller ej. I vores problemformulering har vi brugt formuleringen eksisterende protokoller, og af den grund burde vi lade den indgå. På den anden side bidrager den ikke i praksis med nogen patientdosis, hvorfor det ikke vil give et reelt billede af den variation, der er i patientdosis ved CT urografier på Sjælland. Derfor har vi valgt at lade den udgå, og vi må så præcisere, at det er de protokoller der faktisk er i anvendelse, vi undersøger. De resterende 9 hospitaler laver CT urografier, og de har alle indvilget i, at lade deres protokol indgå. Ét hospital laver CT urografier på to forskellige scannere, hvorfor der indgår 2 forskellige protokoller fra dette hospital. Derfor er vores empiriske materiale de 10 protokoller, som dækker variationen for 44 % af den danske befolkning. Der er repræsenteret protokoller fra alle sjællandske amter, med undtagelse af et, hvor CT urografien er i implementeringsfasen, hvorfor protokollen er under udarbejdelse. Indhold Sammenholder vi indholdet af disse 10 protokoller, kan vi se, at det er et generelt problem at der savnes oplysninger, og at scanparametrene er opgjort forskelligt og i øvrigt ikke hedder det samme. Derfor har vi haft mail- og telefonkontakt med flere afdelinger af flere omgange, for at indhente de manglende oplysninger og for at få afklaret tvivlsspørgsmål. Dernæst har vi, ved nogle af parametrene, måtte afkode de faktuelle oplysninger fra scanprotokollerne, for at de kunne sidestilles, sammenlignes og matche de oplysninger, som skal anvendes i dosisprogrammet. Da vi således har været nødsaget til at tolke på de faktuelle data, åbnes mulighed for en bias i vores datamængde. På bilag 3 ses protokollernes stamdata tildelt et tilfældigt bogstav sidestillet. Vi har kun opgjort de parametre, der direkte eller indirekte har betydning for 30

31 dosis. På bilag 4 ses de bearbejdede data, hvor beregnede eller tilnærmede værdier er markeret med blå skrift. Da vi har lovet hospitalerne anonymitet, vælger vi ikke at oplyse, hvilken scanner de enkelte protokoller afvikles på, da dette let ville kunne føres tilbage til det enkelte hospital. Nedenfor vil vi redegøre for hvordan disse data er fremkommet, og hvorfor de er taget med. Analyse af indhold Oplysninger om; antal scouts, scanteknik, kv, mas, og om serien er med kontrast, har været fyldestgørende ved alle protokoller. Derimod har der manglet eller været tvivl om scannertype, rotationstid, scanområde, kollimering, lejebevægelse pr. rotation og pitch. Scannertypen, rotationstid og pitch har vi fået afklaret via mail- og telefonkontakt til afdelingerne. Da det således ikke er alle oplysninger vi har skriftlig dokumentation for, kan der stilles tvivl om rigtigheden af disse. Her har vi haft kontakt til CT ressource personer, og dermed søgt at sikre os rigtigheden af de mundtlige oplysninger. Vi har valgt at opgive, om serien er med kontrast, selv om dette ikke har indflydelse på dosis. Dette for at kunne skelne serierne fra hinanden og for at vise at de lever op til vores definition for en CT urografi. I de 10 protokoller har beskrivelsen af scanområdet været lidt forskellig. Ud fra vores erfaring fra praksis har vi tolket; fra nyretop til blærebund, fra xiphoideus til midt på symphysen og fra diaphrama til symphysen som værende det samme scanområde. På den skematiserede figur af en gennemsnitsperson i dosisprogrammet, har vi bestemt det til at være 44 cm. Nogle serier scannes kun over nyrerne, hvilket er et område på 20 cm i dosisprogrammet. Lejebevægelse pr. rotation og kollimering er opgjort forskelligt og ikke fyldestgørende alle steder. Som tidligere nævnt, vil kollimeringen og snittykkelse være ens for SSCT, hvorfor denne kan indsættes direkte i dosisprogrammet. For MSCT har vi brugt definitionen for pitch til at beregne enten pitch, kollimering eller lejebevægelse pr. rotation. Felter med blå skrift på bilag 4 er som sagt de beregnede eller tilnærmede værdier. I protokol A, C og F er detektorkonfigurationen ikke oplyst. For at bestemme hvilken detektorkonfiguration der ligger til grund for den totale kolli- 31

32 mering, har vi set på hvilke rekonstruerede snittykkelser der ønskes i disse protokoller. Vi har taget det for givet, at den mindste rekonstruktionssnittykkelse også er den mindste detektorkonfiguration og herefter, ud fra scannerens antal samtidige snit, bestemt den totale kollimering. I protokol A og F finder vi ikke oplysningerne om mindste rekonstruktionssnittykkelse entydig, hvorfor vi har fået oplyst disse ved telefonisk kontakt til afdelingerne. I protokol C er mindste rekonstruktionssnittykkelse oplyst. Om protokol C skal det i øvrigt bemærkes, at den aktuelle scannermodel ikke fandtes i dosisprogrammet, hvorfor der er valgt en nært beslægtet model af samme fabrikat. I protokollerne har der enten været opgivet mas eller ma. For at kunne sidestille disse, har vi opgjort begge værdier efter omregning via rotationstiden. Den sidste ting vi har valgt at opgøre er, hvornår der laves de arbejdsbilleder eller scouts som scanningen planlægges ud fra. Kun én protokol indeholdt informationer om, hvilke scanparametre der benyttes til disse. I en teknisk manual for en GE LightSpeed scanner(30), står der, at scouts ikke er medtaget i de dosisudregninger, som scanneren oplyser, når undersøgelsen er fuldført. Heller ikke i alt det materiale vi har gennemlæst, er vi stødt på nogle dosisudregninger der medtager dosis ved scouts, hvilket det anvendte dosisprogram i øvrigt heller ikke gør. Derfor må vi konstatere, at det ikke er gængs at medtage dosis ved scouts. Når vi så alligevel finder det væsentligt at medtage denne formentlige relativt lille del af den totale patientdosis, er det fordi, at der i halvdelen af protokollerne bliver lavet scouts af to omgange. Grunden til dette er, at man roterer patienten (i bugleje og så tilbage til rygleje igen), eller har patienten helt af lejet for at opnå en bedre kontrastfordeling. Denne procedure gør, at man må lave et nyt scout, hvilket vi mener, er væsentligt at tage med i vores betragtninger. Her har vi imidlertid ikke kunnet finde oplysninger om hvilken dosis scouts giver, eller hvordan vi kan udregne dosis ud fra de givne parametre. Vi har haft kontakt til CT ressource personer i flere amter, og det er tilsyneladende et teknisk problem at bestemme dosis ved scouts. Da vi ikke engang har kunnet finde nogle kvalificerede bud på hvilken dosis scouts giver, kan vi ikke afgøre betydningen af denne procedure. Det vi da vil gøre er, at lade scouts indgå som en parameter ved vores analyse af de forskellige protokoller. 32

33 Når vi således har redegjort for hvordan data er fremkommet på bilag 3 og 4, er vi kommet frem til at bearbejde disse, således at vi finder frem til både den repræsentative protokol og variationerne. Den repræsentative protokol Efter den matematiske metode som er beskrevet i metodeafsnittet, vil vi her bestemme den repræsentative protokol og variationerne. Dette arbejde ses på bilag 5. I afsnittet om scanparametre, konkluderer vi, at det kun er mas, kv, Pitch og kollimering/snittykkelse, der har direkte indflydelse på dosis. I dette afsnit har vi også beskrevet hvordan scanparametrene influerer på dosis, hvilket også er skematiseret på bilag 5. Hertil kommer omfanget af scanområdet og antallet af scouts. Da kv er ens ved alle protokoller og serier, er denne parameter udeladt, hvorfor bestemmelsen af den repræsentative protokol er baseret på, hvilken protokol der har flest medianværdier af de 5 tilbageværende parametre. Kun de to singleslice protokoller (E og I) indeholder 3 serier. Da det derfor ikke er muligt at bestemme middelværdien og variationen på denne tredje serie, har vi kun lavet beregningerne på de første to serier. Da 2. serie i protokol E og I kun er over nyrerne, har vi her valgt at lade det være denne der udgår. Derfor er serie 2 i protokol E og I, den der tidligere (bilag 4) hed serie 3. Desuden skal det bemærkes, at der ikke er ændret på den totale effektive dosis selv om serie 2. er udgået. Da vores sampling i statistisk øjemed er lille, og variationen stor, er den procentvise afvigelse mellem median og middelværdi ved flere parametre, væsentligt større end de 5 %. Derfor er det middelværdien der indgår ved flere parametre, hvilket fremgår af bilag 5. Her skal det i øvrigt bemærkes, at da der er et lige antal protokoller, er medianværdien flere steder en middelværdi af de to midterste værdier, hvorfor resultatet heraf vil blive to protokoller. Flere steder ligger middelværdien midt mellem to protokoller og derfor vil resultatet også her blive to protokoller. Vores slutresultat bliver her, at både protokol B og D har flest median/middelværdier, hvilket er i overensstemmelse med optælling af middelværdier, hvor det ved optælling af medianværdier kun er protokol D, der findes repræsentativ. 33

34 Som tidligere beskrevet vil vi nu vurdere om, dette resultat også stemmer overens med den repræsentative dosis. Derfor har vi også benyttet metoden til at bestemme den repræsentative dosis. Scouts indgår ikke af beregningerne af den totale effektive dosis, hvorfor disse skal udelades i beregningerne, men som det ses af bilag 5, bliver resultatet af såvel median- som middelværdi alle protokollerne, hvorfor det ingen indflydelse har på resultatet af den repræsentative protokol. Resultatet af denne sammenligning var, at protokol B og D, der ud fra scanpametrene var repræsentative, gav henholdsvis den mindste og største dosis. Da disse derfor ikke var dosismæssigt repræsentative protokoller, men faktisk variationen, har vi måtte konstatere, at der ingen overensstemmelse var, hvorfor vores metode tilsyneladende er forfejlet. Vi har gjort os nogle overvejelser om årsagen hertil, hvilket vi vil redegøre for i den afsluttende diskussion. Korrektion af metode Da det ikke har været muligt at bestemme en protokol, der reelt var repræsentativ ud fra den beskrevne metode, kunne vi ikke lave beregninger til bestemmelse af protokolvariationens eller scannertypens betydning for dosis og heraf cancerrisikoen. For alligevel at kunne gennemføre disse, har vi i stedet taget udgangspunkt i de protokoller, der dosismæssigt er mest repræsentative. Derfor vil vi nu i stedet bestemme den protokol, der dosismæssigt er repræsentativ. Både protokol C og G giver en total effektiv dosis på 10, 6 msv, og på bilag 5 findes de dosismæssigt repræsentative ud fra den beskrevne matematiske metode med flest median-/middelværdi. Resultater Protokolvariationen er bestemt ved at tage udgangspunkt i de protokoller der udgør de dosismæssige yderpunkter. Heraf ses, at protokol D, med en total effektiv dosis på 16,5 msv, giver mere end dobbelt så meget som den dosismæssige laveste protokol B med en dosis på 7,1 msv. Ud fra den tidligere beskrevne cancerrisikomodel, vil disse doser resultere i en risiko på henholdsvis 1: 1200 og 1: 3000 for senere at udvikle en cancer som følge af at få udført en CT urografi efter disse protokoller. Det 34

35 bemærkes, at begge protokoller er afviklet på 4 slice scannere, hvorfor dosisvariationen er størst inden for denne scannertype. Til bestemmelse af scannertypens betydning for dosis, fandt vi protokol C mest repræsentativ, da denne er afviklet på en 4 slice scanner, som er den hyppigst anvendte i vores sampling. Derfor har vi valgt udelukkende at arbejde videre med denne. I dosisprogrammet har vi afviklet denne protokol på en singleslice og en 16 slice scanner for heraf at se scannertypens betydning for dosis. Med 5 scannere, er fabrikatet GE hyppigst anvendt i vores sampling, hvorfor fabrikatvalget bliver GE. De øvrige 5 er fordelt mellem fabrikaterne Siemens, Philips eller Picker. Til bestemmelse af den totale kollimation, har vi valgt, at rekonstruktionsmulighederne skal være de samme. Da mindste rekonstruktionssnittykkelse er 2,5 mm i protokol C, bliver den totale kollimering for 16 slice (16x2,5) 40 mm, hvilket ikke er muligt i dosisprogrammet, hvorfor 20 mm som højest mulige i stedet er valgt. For singleslice scanneren er der mulighed for enten 1 eller 3 mm. Her er 3 mm valgt, da denne dosismæssigt ligger nærmest de 2,5 mm. Resultatet af disse beregninger ses på bilag 6 og er, at protokol C afviklet på en GE singleslice vil give en dosis på 7,2 msv, 10,6 msv på en GE 4 slice og 14,2 msv på en GE 16 slice, hvilket vil resulterer i en cancerrisiko på henholdsvis 1: 3000, 1: 2000 og 1: Heraf ses, at hvis den dosismæssigt repræsentative CT urografi protokol bliver afviklet på en 16 slice CT scanner, vil dette give en mere end dobbelt så stor risiko for senere at udvikle en cancer som hvis den var blevet afviklet på en singleslice scanner. Dosisvariationen, som følge af scannertype, er stort set lig den dosisvariation der findes inden for den hyppigst anvendte 4 slice type, hvilket er en tilfældighed. Diskussion af resultater Af ovenstående resultater ses, at den repræsentative effektive dosis på 10,6 msv ligger under SIS es referencedosis (for CT nedre abdomen) på 12 msv. De indsamlede protokoller giver derfor, samlet set, en noget mindre dosis, end hvad man gennemsnitligt kunne have forventet, hvilket jo overordnet set er positivt for strålehygiejnen. 35

36 Dosisvariationen indenfor de forskellige protokoller er stor og den er størst inden for 4 slice scanner typen. Protokol D giver den højeste dosis i vores undersøgelse. Her ligger 1. serie på omtrent samme dosisniveau som i de øvrige protokoller, men 2. serien ligger i toppen med en effektiv dosis på 12 msv. Dette skyldes at mas her er 224, hvilket er så højt i forhold til de øvrige protokoller, at vi har overvejet om der kunne være tale om trykfejl i protokollen. Da vi telefonisk havde sikret os at dette ikke var tilfældet, og alligevel mente at den effektive dosis som følge af denne høje mas var abnorm høj, har vi afprøvet om, der kunne være fejl i dosisprogrammet, ved at afvikle de samme scanparametre på andre 4 slice scannere. Da dette heller ikke syntes at være tilfældet, og vi desforuden har sikret os mod egne afskrifts- og beregningfejl, må vi konstatere, at dosis bliver meget høj når der scannes med en så høj mas. Her mener vi, at det bestemt bør diskuteres om den høje mas, har en diagnostisk berettigelse. Ved bestemmelse af scannertypens betydning for dosis ses, at når den dosismæssigt repræsentative protokol C afvikles på en GE singleslice scanner, giver det en lavere dosis (7,2 msv) end i de protokoller for singleslice scannere, der indgår i vores undersøgelse. Disse giver begge en dosis på 9,8 msv. Da der omtrent kan opnås dosismæssig overensstemmelse mellem protokol I, E og C ved at lade serie 2. (1,9 msv), udgå i de to førstnævnte, skyldes den højere dosis, at der afvikles 3 serier i disse to singleslice protokoller. Da singleslice protokollerne tilmed er de eneste som afvikler hele 3 serier, kunne det med rette overvejes om den 2. serie i disse har en diagnostisk berettigelse. Afvikles protokol C på en GE 16 slice scanner, findes her en højere dosis (14,2 msv) end i de to 16 slice protokoller (H og J), der indgår i vores undersøgelse. Disse giver effektive doser på henholdsvis 13,2 og 10,1 msv. Årsagen til at H og J giver så forskellige doser, ligger i, at de afvikles med en pitch på henholdsvis 0,9 og 1,238. Da protokol H og J i øvrigt praktisk talt er identiske og da de afvikles på identiske scannere, er det altså alene pitchen, der giver en dosisforskel på 3 msv. For protokol H ville der derfor kunne opnås en væsentlig dosisbesparelse, hvis den blev afviklet med samme pitch som protokol J, hvorfor det bør diskuteres, om den lave pitch har en diagnostisk berettigelse. 36

37 Her vil vi kun arbejde videre med protokol J, og derfor sammenholde scanparametrene for protokol C afviklet på en GE 16 slice med J. Her ses, at i 1. serie er mas produktet væsentligt højere i protokol C (140 mas) end i J (70 mas), hvorfor protokol C giver en højere effektiv dosis i 1. serie (7,1 mod 3,2 msv). I 2. serie er mas tilnærmelsesvis ens (140 mod 150 mas), og her er dosis også næsten ens 7,1 msv for C og 6,9 msv for J. Det er derfor halveringen af mas i 1. serie der gør, at protokol J giver en væsentligt mindre dosis, end når protokol C afvikles på en GE 16 slice. Derfor er der, for 16 slice scannere, en væsentligt dosisbesparelse i at afvikle tomscanningen (1. serie uden kontrast) med en halvering af mas. I praksis er det muligt at opnå en lavere dosis ved protokollerne tilpasset 16 slice systemerne, end når protokol C, der er tilpasset til et 4 slice system, afvikles på en GE 16 slice. Dette må betyde, at den forbedrede detektorteknologi i 16 slice systemerne, opvejer den ringere geometriske effektivitet 16 slice systemer har i forhold til 4 slice systemer. Multislice systemerne er dog stadigt ikke så dosiseffektive, at de kan nå ned på samme dosisniveau som singleslice systemerne. Selv om der er klare diagnostiske fordele ved multislice systemerne, idet der her kan rekonstrueres til mindre snittykkelser hvorved der kan laves pænere 2- og 3 dimensionale rekonstruktioner og scantiden er kortere, er singleslice systemerne altså dosismæssigt stadigt at foretrække. Her har vi en forventning om, at den teknologiske udvikling med tiden vil gøre, at dosiseffektiviteten i multislice systemerne bliver lige så god som i singleslice systemerne. Protokol B, der giver den laveste totale effektive dosis (7,1 msv) i vores undersøgelse, er på samme dosisniveau som den dosismæssige repræsentative protokol C afviklet på en singleslice scanner. Da B er afviklet på en 4 slice scanner, kan der derfor sættes spørgsmålstegn ved, om en så lav dosis på en 4 slice scanner kan give en tilstrækkelig god billedkvalitet til at opnå et sikkert diagnostisk resultat. For at kunne afgøre dette må vi se på, hvorfor dosis er så lav og sammenholde dette med de diagnostiske krav der er til billedkvaliteten. I protokol B er dosis meget lav i serie 1 (2 msv mod gennemsnitligt 4,2 msv) og serie 2 ligger på omtrent samme niveau som i de øvrige protokoller. Af scanparametre i serie 1 ses, at der køres med meget lav mas (60) og en høj pitch (1.75). 37

38 5 af de øvrige protokoller kører ligeledes med meget lav mas i 1. serien, og det ses at disse, også dosismæssigt, ligger væsentligt lavere end de øvrige. I protokol B er det derfor den lave mas sammen med den høje pitch der gør, at den totale effektive dosis i protokol B bliver den laveste i vores undersøgelse. Diagnostisk set afvikles tomscannningen primært med henblik på udelukkelse af sten samt orientering i patientens anatomi, hvorigennem svære abnormiteter og sekundære årsager til patientens klager kan udelukkes. Når tomscanningen afvikles med så lav en mas og en så høj pitch som i protokol B, vil billederne være meget støjfyldte. Kontrasten vil derfor blive ringe og billederne vil fremstå meget grovkornede, hvorfor patientens anatomiske forhold kun vil være groft skitseret. Røntgenpositive sten vil kunne diagnosticeres alligevel, da den rummelige opløsning er uafhængig af støj, men det er tvivlsomt, om også de røntgennegative kan erkendes. Serie 1 i protokol B, må altså, i diagnostisk øjemed, være væsentligt ringere til erkendelse af de anatomiske forhold og røntgennegative sten, end i de protokoller der køre med høj mas. Anatomien og de røntgennegative sten vil kunne erkendes på kontrast serien (serie 2), hvor der køres med væsentligt højere mas, hvorfor der ved den samlede undersøgelse kan opnås samme diagnostiske resultat, som i de protokoller der kører med høj mas i begge serier. Om det er forsvarligt at indgive kontrast uden først at have et fuldt overblik over patientens anatomiske forhold, er en diagnostisk afvejning som ligger uden for vort kompetenceområde. Set ud fra et strålehygiejnisk synspunkt, er der så væsentlige dosisbesparelser ved at køre med lave mas i første serien, at vi mener, der er basis for en generel diskussion af denne diagnostiske afvejning. En sådan ligger dog udenfor dette projekts rammer, da det er en lægefaglig diskussion. Diskussion af anvendt empirisk metode Her vil vi se på, om det er lykkes at gennemføre den, i metodeafsnittet beskrevne metode, og således komme frem til et resultat, der er validt og reproducerbart. Her er der en væsentlig afvigelse fra den beskrevne metode, at vi har været nødsaget til at afkode data fra protokollerne og indhente manglende oplysninger pr. mail eller ved telefonisk kontakt. Da vi ikke udelukkende har udtaget kvantitative data fra protokollerne, åbnes her mulighed for mistolkning eller ubevidst påvirkning af data, 38

39 hvilket kan give bias i resultatet. Vi har søgt at sikre os rigtigheden af de oplysninger som er indhentet efterfølgende, samt afkodningen af de faktuelle data fra protokollerne, ved primært at have haft kontakt til CT ressource personer samt fået vejledning fra en faglærer. Derfor mener vi, at data alligevel har høj reliabilitet. Dernæst har vi måtte korrigere den matematisk beskrevne metode i forhold til bestemmelse af den repræsentative protokol, da denne gav et resultat, der ikke reelt var repræsentativt. Den væsentligste årsag hertil er, at samplingen i statistisk øjemed er meget lille og spredningen er stor. Her er vi vidende om, at det er almindeligt kutyme, at man i statistisk materiale udelader det materiale, der udgør yderpunkterne, da man erfaringsmæssigt ved, at disse ofte vil adskille sig markant fra det øvrige materiale, og derfor potentielt kunne give en bias i resultatet. Vi har ikke kunnet finde skriftligt belæg for denne påstand, hvorfor vi ikke har kunnet forsvare at udelade de to protokoller, der udgør de dosismæssige yderpunkter (B og D), men i vores sampling er det netop B og D s, parametre der adskiller sig mest fra de øvrige protokoller. Vi har derfor gentaget beregningerne, hvor protokol B og D er udeladt (bilag 7), og heraf se det at vores resultat bliver protokol C, der dosismæssigt også er repræsentativ. Derfor må vi konstatere, at vi ville have opnået et resultat, der reelt var repræsentativt, hvis vi havde udeladt disse to protokoller. Vi korrigerer metoden til den dosismæssigt repræsentative protokol, og arbejder videre med protokol C, som vi også ville være kommet frem til ved at udelade B og D. Derfor mener vi, at vores resultater er ligeså valide efter korrektionen. Da vi tilmed tydeligt har redegjort for vores metode, bliver vores resultat også reproducerbart. Vi har altså alligevel opnået et resultat, hvor de hospitaler som har ladet deres protokol indgå, kan se hvor denne dosismæssigt ligger i forhold til de øvrige protokoller samt hvilke scanparametre der evt. skal revurderes for at opnå dosisreduktioner. Selv om vores resultat ikke reelt kan gøres generelt, da samplingen er meget lille, kan resten af landet bruge vores resultater til at vurdere, hvor deres protokoller ligger dosismæssigt og om der derfor er basis for revurderinger af enkelte scanparametre. 39

40 Konklusion I vores undersøgelse indgår de 10 protokoller der anvendes på Sjælland. Dosisvariationen er fra 7,1 msv til 16,5 msv. Den repræsentative effektive dosis på 10,6 msv ligger dog under SIS es referencedosis på 12 msv, hvorfor dosis ved en CT urografi, samlet set er lavere end hvad der gennemsnitligt kunne forventes. Den dosismæssige repræsentative protokol, er bestemt ud fra, hvilken protokol der var tættest på den beregnede middeldosis. Resultatet heraf var to protokoller, hvor vi har valgt kun at operere med den, der afvikles på den hyppigst anvendte 4 slice scanner. Med basis i denne repræsentative protokol, har vi set på, hvordan spredningen indenfor scanparametrene har indflydelse på patientdosis. Dosisvariationen er størst indenfor 4 slice scanneren. Den protokol der giver den højeste patientdosis på 16,5 msv, bliver afviklet med den markant højeste mas i 2. serien. Protokollen der giver lavest dosis 7,1 msv, bliver i 1. serien afviklet med mere end en halvering af mas i forhold til den repræsentative protokol. Desuden afvikles denne med den højeste pitch, hvilket er ensbetydende med en kortere scantid og dermed endnu mindre mas. Heraf ses, at spredningen indenfor scanparameteren mas, er den væsentligste årsag til dosisvariationen. Derfor er den cancerrisiko, patienten bliver udsat for, ved udførelsen af en CT urografi, efter forskellige protokoller varierende fra 1:1200 til 1:3000, hvilket er mere end en fordobling. De protokoller der indgår i dette projekt, bliver afviklet på 4 forskellige scannertyper. Når den repræsentative protokol afvikles på scannertyperne 1 slice, 4 slice og 16 slice scannere ses, at dette vil resultere i cancerrisikoer på henholdsvis 1: 3000, 1: 2000 og 1: Her er der igen tale om en fordobling af den risiko, patienten bliver udsat for ved at få udført en CT urografi på 1 slice og 16 slice scanner. Idet scanparametrene er identiske, skyldes dosisforskellene her systemets opbygning, herunder især opbygningen af detektorkæderne og den teknologi der anvendes heri, hvilket gør, at systemernes dosiseffektivitet er forskellig. I vores undersøgelse er multislice systemerne hyppigst anvendt, og der er klare diagnostiske fordele ved at anvende disse, idet scantiden er kortere, og der kan rekonstrueres til mindre snittykkelser. Multislice systemerne har dog en ringere dosiseffektivitet, hvorfor singleslice systemerne dosismæssigt stadig er at foretrække. 40

41 Perspektivering I dette projekt er vi kommet frem til, at variationerne i protokollerne og scannertyperne betyder, at patienten bliver udsat for meget forskellige cancerrisici, når CT urografien udføres på forskellige hospitaler. Vores formål har været, at bidrage til udviklingen af radiografien ved at skabe en debat om berettigelsen af disse dosisvariationer, med henblik på at fremme strålehygiejnen ved en dosismæssig ensretning af protokollerne. En vigtig forudsætning for skabelsen af en sådanne debat er, at vores resultater bliver offentlige, og at de bliver tilgængelige for flest mulige. De hospitaler og CT ressource personer vi, gennem dette projekt, har været i kontakt med, har udvist meget stor interesse for vores projekt og de har stået til rådighed ved tvivlsspørgsmål. Derfor har vi lovet, at de får tilsendt den færdige opgave. Ydermere har vi haft kontakt til Foreningen af Radiografer i Danmark der er interesseret i, enten at publicere abstraktet i fagbladet Radiografen eller på deres hjemmeside, med reference til, hvor de interesserede kan finde vores resultater. Hermed mener vi at have skabt et solidt grundlag for en faglig diskussion omkring berettigelsen af, at patienterne udsættes for så forskellige doser, når de får gennemført en CT urografi på Sjælland. Den dosismæssige repræsentative protokol, som vi har bestemt i dette projekt, kan bruges til at se, hvor en CT urografi protokol dosismæssigt ligger, og om der derfor er basis for en revurdering af de valgte scanparametre, hvori der vil indgå en tværfaglig diskussion af afvejningen mellem billedkvaliteten og dosis. Da vores radiograffaglige fokus er strålehygiejnen, har vi primært beskæftiget os med justering af scanparametrene således, at der opnås dosisreduktioner. En dosisforøgelse kan dog være berettiget, hvis dosis er meget lav i forhold til den repræsentative protokol, og det diagnostiske resultat derfor vurderes for usikkert. I de protokoller, der dosismæssigt ligger højere end den repræsentative protokol, mener vi at en revurdering af mas og picht, vil kunne fremme strålehygiejnen. Desuden mener vi, at der bør forgå en generel diagnostisk diskussion af lav mas i 1. serien og den procedure, hvor man rotere patienten for at opnå en bedre kontrastfordeling, men som fordobler antallet af scouts. 41

42 Kildeangivelse 1. Strålehygiejne for radiografstuderende, Herlev publiceret af Statens Institut for Strålehygiejne marts 2003, kapitel 2. Patientbeskyttelse, s. 22 og Bekendtgørelse om medicinsk røntgenanlæg til undersøgelse af patienter nr dec. 1998, Udgivet af Sundhedsstyrelsen, kapitel A. Etemad, E Brems-Dalgaard and H.S. Thomsen, Outcome of intervenous urography in the year 2000, Københavns universitets hospital Herlev, udgivet af Abdominal Imaging 28; , Springer-Verlag New York inc D.M. Warshauer, S.M. McCarthy, L. Street, M.J. Bookbinder, M.G. Glickman, J. Richter, Detection af reanl masses: sensitivities and specificities of excretory urography/linear tomografphy, US and CT, Radiologi 1988; 169: P.S. Myschetzky, A. Rosenklint, Multislice CT multioptions, Dansk Radiologisk Selskab, Ugeskrift for læger nr Weldon Liu, Stephen J. Esler, Bryan J. Kenny, Raymond H. Goh, Andrew J. Rainbow and Giles W. Stevenson, Low-Dose Nonenhanced Helical CT of Renal Colic: Assessment of Ureteric Stone Detection and Measurement of Effective Dose Equivalent, From the Department of Radiology, McMaster University, 1200 Main St West, Hamilton, Ontario, Canada and the Department of Diagnostic Imaging, Hamilton Health Sciences Corporation, McMaster Site, Hamilton, 1999, Radiology. 2000;215: OG R.M. Mendelson, D.E. Arnold-Reed, M. Kuan, A.W. Wedderburn og J.E. Anderson, Renal colic: A prospective evaluation of nonenhanced spiral CT versus intravenous pyelography, Royal Perth Hospital and Department of Public Health, University of Western Australia, Australasian Radiology , OG J.A. Homer, D.L. Davies-Payne and B.S. Peddinti, Randomized prospective comparison of non-contrast enhanced helical computed tomography and intervenous urography in the diagnosis of acute ureteric colic, Department of Radiology and Emergency Medicine, Middlemore Hospital, Otahuhu, New Zealand, Australasian Radiology , OG M. Hamm, E: Knopfle, S. Wartenberg, F. Wawroschek and D. Weckermann, Low dose unenhanced helical computerized tomography for the evaluation of acute flank pain, Department of Urology and diagnostic Radiology, Klinikum Augsburg, Augsburg, Germany, The Journal of Urology, Copyright 2002 by American Association, Inc. OG T. Meagher, V.P. Sukumar, J. Collingwood, T. Crawley, and 42

43 D. Schofield, Low Dose Computed Tomography in Suspected Acute Renal Colic, Department of Radiology, Stoke Mandeville Hospital Trust, Aylesbury, U.K., Clinical Radiology , T.J. Greenwell, S. Woodhams, E.R.M. Denton, A. Mackenzie, S.C. Rankin and R. Popert, One year`s clinical experience with unenhanced spiral computed tomography for the assessment of acute loin pain suggestive of renal colic, Guy`s Hospital London UK, udgivet af BJU International 85; R.M. Weiss, N.J.R. George and P.H. O Really, Comprehensive urology chapter 8 Radiologic imaging af Leslie M. Scoutt, Thomas R. McCauley and Arthur T. Rosenfield s.98, udgivet af Mosby London L. Talner, M Vaughan, Nonobstructiv renal causes of flank pain: findings on noncontrast helical CT, Harborveiw Medical Center, Seattle USA, udgivet af Abdominal Imaging 28; , Springer-Verlag New York inc Vejledninger vedr. Radiologiske procedurer, Dansk Radiologisk Selskab, opdateret 26. sep ONKORADIOLOGI (d.11/6-04). 11. H.S. Thomsen, E. Brems-Dalgaard, S. Lindequist, Aftrædelsesordning for en 70- årig, Ugeskrift for læger Årg. 164, nr R.M. Weiss, N.J.R. George and P.H. O Really, Comprehensive urology chapter 8 Radiologic imaging af Leslie M. Scoutt, Thomas R. McCauley and Arthur T. Rosenfield s.98, udgivet af Mosby London E.M. Caoili, R.H. Cohan, M. Korobkin, J.F.Platt, I.R. Francis, G.J. Faerber et al. Uronary tract abnormalities: Initial experience with multi-detector row CT urography, udgivet af Radiology 2002; 222: Bekendtgørelse om medicinsk røntgenanlæg til undersøgelse af patienter nr dec. 1998, Udgivet af Sundhedsstyrelsen, kapitel Bekendtgørelse om medicinsk røntgenanlæg til undersøgelse af patienter nr dec. 1998, Udgivet af Sundhedsstyrelsen, kapitel Johan Kjærgaard, Kvalitetsudvikling i sundhedsvæsenet, Munksgaard, København 2001, s.68, 146, Johan Kjærgaard, Kvalitetsudvikling i sundhedsvæsenet, Munksgaard, København 2001, s Henrik Adrian og Henrik Arbo-bähr, Samfundsvidenskabelige teknikker, Samfundsfagsnyt 1979 s

44 19. Vejledning om referencedoser for røntgenundersøgelser, udgivet d. 26. marts 2001, af Sundhedsstyrelsen, Statens Institut for Strålehygiejne. 20. Befolkningstal opgjort d.1/1 2004(hele landet heraf Sjælland = 44,22%) - hentet på d. 31/ pitaleroffentlige/- d.26/ Johan Kjærgaard, Kvalitetsudvikling i sundhedsvæsenet, Munksgaard, København 2001, s og s B. Jacobsen, K Schnack, B. Wahlgren og M. B. Madsen, Videnskabsteori, Gyldendal uddannelse, 2. udgave 1. oplag, Nordisk Forlag A/S, København 1999, s Torsten Thurén, Videnskabsteori for begyndere 1. udgave 2. oplag, Munksgaard, København 1994, s. s The CT-Dose calculation program - updated Udarbejdet i et samarbejde mellem SIS og medicotekniske afdeling på Århus universitetshospital. Hentet d. 18/11 04.: ImPACT CT Patient Dosimetry Calculator - version 0.99v, 17/6/2004 Hentet d på: Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia European Guidelines on Quality Criteria for Computed Tomography General Principles associated with good imaging technique; technical, clinical and physical parameters. Hentet d på Paul M. Silverman Multislice computerd tomography, udgivet af Lippincott Willams & Wilkins, Philadelphia, USA Kapitel om Dosimetry fra LightSpeed QX/i Technical Reference Manual Operator Reference, Direction , Rev 5 GE Medical Systems IRCP Kapitel 2. Strålebeskyttelsens alm. grundlag, fra Strålehygiejne for radiografstuderende, Herlev publiceret af Statens Institut for Strålehygiejne marts 2003, s Kapitlet: Biologiske bestrålingseffekter af Lars Jacobsen fra Røntgenteknik bind 2 udgivet af Arnebergs Bogtrykkeri, København 1969 s

45 34. Kapitlet: Radiologiens historie, af Cecil Villaume fra Røntgenteknik 1 udgivet af Arnebergs Bogtrykkeri, København 1971 s Kapitel 1. Strålebeskyttelsens alm.grundlag fra Strålehygiejne for radiografstuderende, Herlev publiceret af Statens Institut for Strålehygiejne marts 2003, s Protection of the patient in diagostic radiology IRCP publication 34, udgivet af Pergamon Press 1982, af 3. Committee. 37. Protection of the patient in diagostic radiology IRCP publication 34, udgivet af Pergamon Press 1982, af 3. Committee s.9 og Stråleskader og Strålehygiejne udgivet af Munksgaard 1999, af IB Swering. 38. Artikel af Lars Henriksen, En lille risiko, bragt i Politikken, søndag d. 30 juni 2002, 3. sektion s Tillægssider til kapitel 2. Patientbeskyttelse Efter SIS risikoberegninger fra Strålehygiejne for radiografstuderende, Herlev publiceret af Statens Institut for Strålehygiejne marts 2003, s. 22 og Henvisningsvejledning for billeddiagnostik 2000, udgivet af EU kommissionens, bearbejdet af eksperter inden for europæisk radiologi og nuklearmedicin, i samarbejde med the UK Royal College of Radiologists. 41. De Gode Stråler af P. F. Høilund-Carlsen Radiografen nr. 2 febuar Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s European Guidelines on Quality Criteria for Computed Tomography General Principles associated with good imaging technique; technical, clinical and physical parameters. Hentet d på Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s European Guidelines on Quality Criteria for Computed Tomography General Principles associated with good imaging technique; technical, clinical and physical 45

46 parameters. Hentet d på Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s og Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Paul M. Silverman Multislice computerd tomography, udgivet af Lippincott Willams & Wilkins, Philadelphia, USA 2002 s. 6 og Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s. 160 og Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s. 178 OG Paul M. Silverman Multislice computerd tomography, udgivet af Lippincott Willams & Wilkins, Philadelphia, USA 2002 s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s Bo H. Jørgensen CT teknik 7. udgave 1.oplag forlaget Utopia 2004, s The Monte Carlo method. Hentet d på OG Normalised Organ Doses for X-Ray Computed Tomography Calculated Using Monte Carlo Techniques. Hentet d på OG ImPACT CT Patient Dosimetry Calculator - version 0.99v, 17/6/2004 Hentet d på: Dosis survey Hentet d på: 46

47 Figurliste Figur 1: Axialsnit af kontrastserien ved en CT urografi, hentet på nettet. Figur 2: Snitoptagelse ved en 360º rotation. Bo H. Jørgensen, CT - teknik s. 33. Figur 3: Røntgenrørets bevægelse ved en CT- scanning. Bo H. Jørgensen, CT - teknik s.131. Figur 4: Forholdet mellem kv og dosis. Bo H. Jørgensen, CT - teknik s Figur 5: Forholdet mellem snittykkelse og dosis. Bo H. Jørgensen CT - teknik s Figur 6: Visende spiralens ændring og spredning af projektioner ved en pitch forøgelse. Bo H. Jørgensen CT - teknik s Figur 7: Forholdet mellem snittykkelse og antal projektioner ved en pitch forøgelse. Bo H. Jørgensen CT - teknik s Figur 8: Geometrisk Halvskygge Bo H. Jørgensen CT - teknik s. 53. Bilagsfortegnelse Bilag 1: Brevet til afdelingerne. Bilag 2: Detektoropbygning (5 og 6 i: Paul M. Silverman Multislice computerd tomography, udgivet af Lippincott Willams & Wilkins, Philadelphia, USA 2002) Bilag 3: Protokollernes stamdata Bilag 4: Effektivdosis for CT urografi protokoller Bilag 5: Variationen og repræsentanten for CT urografi protokoller Bilag 6: Scannertypens betydning for dosis Bilag 7: Repræsentanten - (protokol B og D udeladt) 47