METODEBESKRIVELSE...5

Transkript

1

2 INDHOLDSFORTEGNELSE INDLEDNING PROBLEMSTILLINGER PROBLEMAFGRÆNSNING PROBLEMFORMULERING NØGLEBEGREBER METODEBESKRIVELSE VALG OG KRITIK AF TEORI VALG OG KRITIK AF ARTIKLER TEORI CR KILOVOLT & MAS ABSORPTIONSPROCESSER Compton effekt Fotoelektrisk effekt FØLSOMHED CR KONTRA FILM-FOLIE BILLEDKVALITET Rumlig opløsning Subjektkontrast Lavkontrastopløsning Støj DOSIS Effektiv dosis Overfladedosis Huddosis EMPIRIAFSNIT ETISKE OVERVEJELSER KRITISK STILLINGTAGEN TIL EMPIRI PILOTFORSØG ÆKVIVALERINGSFORSØG FORSØGET Teori til forståelse af forsøget Visual grading analysis (VGA) CDRAD FORSØGSBESKRIVELSE Forsøgsopstilling og udførelse Omregning fra overfladedosis til effektiv dosis og omvendt FORSØGSRESULTATER STATISTIK Eksponeringer Korrelationsanalyse ANALYSE OG DISKUSSION ERFARINGSAFSNIT KONKLUSION PERSPEKTIVERING REFERENCELISTE INDHOLDSFORTEGNELSE FOR BILAG...47 Side 1af 59

3 Indledning I løbet af de seneste årtier har de fleste røntgenafdelinger i Danmark erstattet det analoge film/foliesystem med digital radiografi. Den digitale radiografi domineres grundlæggende set af to systemer; 1): fosfor-plade-systemet, også kaldet computed radiography (CR) og 2): flat-panel detectors eller direct radiography (DR). De digitale systemer adskiller sig grundlæggende fra det konventionelle film/folie-system. Således er de digitale systemer ikke begrænset af en smal dynamic range, hvilket åbner op for en langt større eksponeringslattitude (1, s. 399). Desuden tilbyder de digitale systemer mulighed for post-processing, hvorved detaljer, som ellers ville være gået tabt, nu kan genskabes ved hjælp af eksempelvis vinduesteknik. Disse forskelle til trods har man, ved implementeringen af digitale systemer, i vid udstrækning adopteret parameterindstillingerne fra film/folie-systemet; rørstrømmen (mas) er måske blevet sænket en smule, mens man ofte har bibeholdt spændingen (kv) ved overgangen fra film/folie til digital radiografi (2, s. 240). En række videnskabelige artikler indikerer imidlertid, at digitale systemer har en højere følsomhed ved lavere kv sammenlignet med film/folie. Hermed antydes det, at en sænkning af kv kan medføre bedre billedkvalitet uden, at dosis til patienten øges. Dette vil være omdrejningspunktet for denne opgave. 1.1 Problemstillinger Optimering og kvalitetssikring er centrale begreber for nutidens radiografstuderende. Vi er således trænet i at forholde os kritisk til eksisterende procedurer, ikke mindst i relation til implementering af nye modaliteter. Ansporet af videnskabelige artikler og med udspring i vores teoretiske viden, giver det således næring til vores kritiske sans, at der tilsyneladende ikke foreligger et reelt optimeringsarbejde i forbindelse med, at man har skiftet fra analoge til digitale systemer på de fleste danske røntgenafdelinger. Adskillige videnskabelige artikler (2, 3, 4) antyder, at kv-niveauet ved en lang række røntgendiagnostiske undersøgelser, ved brug af digitale systemer, er for højt. Dette skyldes, at man ofte benytter sig af samme parametre, som var passende ved film/folie-systemet. Ifølge European Image Criteria (5), anbefales kv-indstillingen til eksempelvis thorax - og pelvisundersøgelser til at være henholdsvis kv og kv. En række udenlandske artikler, heriblandt Tingbjerg og Sjöström (3) dokumenterer imidlertid hvordan sænkning af kv-niveauet resulterer i bedre billedkvalitet uden at gå på kompromis med patientdosis. Side 2af 59

4 Således opnår man i dette studie en betydelig bedre billedkvalitet for thorax og pelvis ved sænkning af kv til henholdsvis 70 og 50. Vel at mærke uden at øge den effektive dosis til patienten. Betyder dette, at vi har et manglende kendskab til følsomheden af den digitale detektor? Og resulterer denne manglende viden i, at vi ikke udnytter de digitale systemer optimalt, og således ikke opnår optimal billedkvalitet? Dette må i værste fald formodes at kunne resultere i fejldiagnosticeringer. I et strålehygiejnisk perspektiv er en sænkning af kv som udgangspunkt problematisk. Således bekendtgør Statens Institut for Strålehygiejne, at røntgenundersøgelser skal udføres med så høj kv som diagnostisk anvendeligt (6, 75). Dette med udgangspunkt i, at en højere kv resulterer i en mere gennemtrængelig stråling, hvorved færre stråler absorberes i patienten. Dog vil høj kv, isoleret set, medføre mere spredt stråling og øget dosis, og kun sammen med en reduktion i mas, vil dette blive strålebesparende. Imidlertid indikerer Tingberg & Sjöström (3), at sammenhængen mellem kv og dosis ikke er så entydig, som ovenstående antyder. Set i relation til dosis vil et øget kendskab til de digitale systemer måske endda bidrage til at patientdosis kan sænkes yderligere. Det er allerede veldokumenteret, at digitale systemers detective quantum efficiancy (DQE) - se afsnit er væsentlig højere end film/folie-systemet, hvorved dosis kan reduceres. Men kan en sænkning af kv, og dermed en formodet bedre udnyttelse af systemets følsomhed, resultere i, at udkoblingsdosis og hermed patientdosis kan sænkes? Som det ses af ovenstående, afføder overgangen fra analoge til digitale systemer en række problemstillinger. Det kræver et dybdegående optimeringsarbejde for at få kendskab til de digitale systemers muligheder og begrænsninger i forhold til film/folie-systemet. Vi vil, i det følgende, afgrænse de nævnte problemstillinger og således indsnævre opgavens fokusområde. 1.2 Problemafgrænsning Denne opgave er centreret omkring en hypotese, som siger, at følsomheden for digitale detektorer er højere ved lavere kv, sammenlignet med film/folie-systemet. Forskellige videnskabelige artikler (2, 3, 4) indikerer, at dette gør sig gældende for såvel CR som DR. Vi vælger dog i denne opgave at holde fokus på CR, da denne modalitet er meget udbredt, og i dag benyttes på de fleste danske røntgenafdelinger i Side 3af 59

5 forbindelse med mange forskellige røntgenundersøgelser. Samtidig er det i et tidligere bachelorprojekt beskrevet, hvordan røntgen af thorax på DR kan optimeres ved sænkning af kv. For at differentiere os yderligere fra ovennævnte projekt vælger vi, i denne opgave, at fokusere på røntgen af pelvis. Vi finder, at denne undersøgelse passer bedre til vores valg af CR som modalitet end eksempelvis thorax, da man mange steder i dag benytter sig af DR ved røntgen af thorax. Pelvis er et anatomisk område indeholdende flere strålefølsomme organer med høje vævsvægtningsfaktorer, og røntgen af pelvis er således et interessant område i en opgave omhandlende optimering af billedkvalitet og dosis. Desuden viser Tingberg & Sjöström (3) at en sænkning i kv har en endnu større indflydelse på billedkvaliteten ved pelvis-optagelser end tilsvarende ved thorax. Set i et dosismæssigt perspektiv fokuserer vi, i opgaven, på effektiv dosis. Der er mange andre måder at måle dosis på (huddosis, overfladedosis, arealdosis, absorberet dosis, ækvivalent dosis mm.), men da strålerisikoen ved en røntgenundersøgelse er relateret til den effektive dosis (7, s. 1) vil denne være vores konstant, og således sikre at kv-nedsættelsen ikke øger den relative risiko forbundet med undersøgelsen. En konstant effektiv dosis vil, ved kv-nedsættelse, øge huddosis til patienten, hvorfor denne også vil blive behandlet kort i opgaven. Desuden beregnes den effektive dosis på baggrund af overfladedosis, og denne vil ligeledes blive beskrevet Der er mange parametre, som har indflydelse på billedkvaliteten, heriblandt mas, kv, film-fokus-afstand, filtrering mm. Som nævnt, er den parametermæssige variabel i vores projekt kv, da vi ønsker at undersøge CR-systemets følsomhed for lavere fotonenergier. I bestræbelsen på at holde den effektive dosis konstant må mas også justeres. Alle andre parametre holdes konstante, og disse behandles således ikke yderligere i opgaven. Der findes mange begreber, som beskriver billedkvaliteten. I denne opgave fokuserer vi på subjektkontrast, lavkontrastopløsning, rumlig opløsning og støj, da disse er centrale i vurderingen af digitale billeders kvalitet. Ovennævnte afgrænsning af opgavens problemstillinger leder os til følgende problemformulering: Side 4af 59

6 1.3 Problemformulering Hvordan kan man opnå en bedre billedkvalitet ved kv-nedsættelse, uden at øge den effektive dosis til patienten, ved røntgen af pelvis på CR? 1.4 Nøglebegreber Billedkvalitet: Effektiv dosis: Bedst mulige forhold mellem subjektkontrast, lavkontrastopløsning, rumlig opløsning og støj se endvidere afsnit 5.5. Den ækvivalerede dosis multipliceret med vævsvægtningsfaktorer se endvidere afsnit CR: Se afsnit Metodebeskrivelse Før jeg ved, hvad jeg skal undersøge, kan jeg ikke vide, hvordan jeg skal gøre det Som udgangspunkt for opgavens metodiske design har vi operationaliseret problemformuleringen (Bilag 4) og heraf udledt følgende forskningsspørgsmål: 1. Hvordan er CR s følsomhed ved forskellige kv-niveauer? 2. Hvilken betydning har kv-nedsættelse for støj? 3. Hvilken betydning har kv-nedsættelse for lavkontrastopløsning og den rumlige opløsning? 4. Hvilken betydning har kv-nedsættelse for dannelsen af compton effekt og den fotoelektriske effekt, og hvordan påvirker disse billedkvaliteten? 5. Hvilken betydning har kv-nedsættelse for overfladedosis? 6. Hvilken betydning har overfladedosis for huddosis? 7. Hvilken betydning har overfladedosis for den effektive dosis? 8. Hvilken betydning har kv-nedsættelse for mas-produktet ved konstant effektiv dosis? Det er hensigten, at hvert enkelt forskningsspørgsmål skal bidrage med præcis viden inden for et afgrænset område af opgaven, så det sikres, at der indsamles al den viden, som ligger til grund for en præcis besvarelse af problemformuleringen. Side 5af 59

7 De opstillede forskningsspørgsmål er således bestemmende for, hvilke områder af opgaven som skal behandles teoretisk og hvilke områder der skal besvares ved hjælp af indsamling af empiri, alt afhængig af, om svaret på spørgsmålet kan indhentes via deduktiv eller induktiv læring altså med udgangspunkt i teori eller praksis. I opgavens første del behandles de forskningsspørgsmål, som er relateret til teoriindsamling. Følgende emner gennemgås således i opgavens teoriafsnit: CR Opgaven tager sit udgangspunkt i CR-systemet, men fokus er rettet mod systemets følsomhed. Derfor behandles CR-systemet blot overfladisk, da en minutiøs gennemgang af modaliteten ikke er nødvendig for forståelse af opgaven. Kilovolt og mas Det er kombinationen af kv og mas, som er afgørende for billedkvalitet og patientdosis. Fotonenergien er forsøgets variabel og rørstrømmen vil ligeledes variere i forhold til at holde den effektive dosis konstant. Disse parametres betydning beskrives således i dette afsnit. Absorptionsprocesser Kilovolt-indstillingen har stor indflydelse på, hvordan de indkommende fotoner reagerer ved vekselvirkning med kroppens atomer. Herved opstår begreberne compton effekt og fotoelektrisk effekt, som har stor betydning for mængden af spredt stråling og hermed også billedkvaliteten. Følsomhed Opgavens hypotese bygger på, at CR-systemet har en højere følsomhed ved lavere kv, sammenlignet med film-folie. Derfor er det nødvendigt at undersøge hvorledes de to systemers fysiske opbygning adskiller sig, og hvilken indflydelse disse forskelle har i forhold til sænkning af fotonenergien. Billedkvalitet Optimeringsfaktoren i vores forsøg er billedkvalitet, og det er således nødvendigt at erhverve et grundigt kendskab til dette område. Ændring i fotonenergien påvirker primært billedkvalitetsmæssige begreber som rumlig opløsning, subjektkontrast, lavkontrastopløsning og støj, og disse behandles således i dette teoriafsnit. Dosisbegreber Begrebet dosis indeholder mange aspekter, og det er således nødvendigt at beskrive, de, for denne opgave relevante dosisbegreber. Side 6af 59

8 Efter gennemgangen af de relevante teoretiske aspekter følger opgavens empiriske perspektiv. Vores empiriindsamling er baseret på et kvantitativt forsøg og forsøgsresultaterne evalueres på baggrund af CDRAD og Visual Grading Analysis (VGA) (se afsnit og ). Ved den kvantitative empiriindsamling indhentes data på baggrund af forsøg, og man kan på den måde undersøge sammenhængen mellem få variabler i vores tilfælde kv og billedkvalitet. De indhentede data er kvantificerbare, og vi vil således benytte os af statistisk test i forbindelse med validering af forsøget. Reliabiliteten søges sikret gennem præcision og punktlighed, og herved minimere forekomsten af bias, således at forsøget kan reproduceres. På baggrund af opgavens validitet og reliabilitet vurderes det, om forsøget kan generaliseres. Efterfølgende sammenholdes empiri og teori i et analyse- og diskussionsafsnit, inden opgaven afslutningsvis konkluderes og perspektiveres. 3 Valg og kritik af teori Radiologic Science for Technologists (1) anvendes gennemgående som kilde i de fleste af opgavens teoriafsnit. Bogen behandler bredt, men også dybdegående, de vigtigste områder indenfor radiografien, og er udbredt som lærebog for radiografstuderende. Forfatteren Stewart Bushong er Ph.D. og professor i radiologi. Bogen er udgivet i 2004, og må derfor betegnes som værende nutidsrelevant. The Essential Physics of Medical Imaging (9) benyttes ligeledes i flere af de teoretiske afsnit. Den beskriver de fleste aspekter inden for moderne radiografi meget dybdegående, og komplementerer Bushong fint i forhold til afdækning af vores opgaves teoretiske områder. Bogens forfattere er alle professorer i radiologi. Bogen anvendes ligeledes som lærebog for radiografstuderende, men henvender sig også til radiologer og hospitalsfysikere. Lærebog i Røntgenfysik for Radiografstuderende (10) benyttes til beskrivelse af absorptionsprocesser og CR-systemets følsomhed. Bogen er ikke publiceret, men da denne anvendes ved undervisning i røntgenfysik for radiografstuderende anses den som værende valid. Seneste udgave er fra 1981, men da bogen behandler grundlæggende røntgenfysiske emner, som må formodes at være uafhængige af tid, vurderes dette ikke til at udgøre et validitetsproblem. Kvantitative Forskningsmetoder (11) anvendes til forståelse af opgavens empiriske forskningsparadigme. Bogen giver et dybt indblik i positivistiske videnskabelighedskriterier, som gælder ved kvantitative undersøgelser. Forfatteren Emil Kruuse har skrevet bøger inden for både kvantitativ og kvalitativ forskning henvendt til det sundhedsvidenskabelige område. Side 7af 59

9 Forskning og Samfund (12) benyttes som supplement til Kruuse i opbygningen af opgavens videnskabsteoretiske indhold. Bogen bruges til forståelse af, hvordan en forskningsproces tilrettelægges, samt videre uddybning af positivismen. Søren Kjørup, bogens forfatter, er professor i videnskabsteori. Desuden benyttes hertil Metodevalg og Metodebruk (8), som er en grundbog i samfundsvidenskabelig metodelære for studerende ved videregående uddannelser. Opgavens statistiske afsnit er baseret på Basal Sundhedsvidenskabelig Statistik (13), som formidler statistik henvendt til det sundhedsvidenskabelige område. Denne suppleres med Statistik i Ord (14), som er skrevet til studerende på videregående uddannelser, der ønsker at sætte sig ind i det statistiske univers. Forfatterne har ikke en statistisk baggrund, men har begge anvendt en del statistik i praksis i forbindelse med deres arbejde hhv. fysioterapi og reumatologi. 4 Valg og kritik af artikler For at vurdere kvaliteten af artiklerne, anvender vi Toulmins Argumentationsmodel til at analysere enkelte argumenter og derefter den overordnede argumentation i den enkelte artikel. Et enkelt argument består af tre elementer: - Påstand hvad er det for et udsagn, læseren skal acceptere gyldigheden af? - Belæg fortæller noget om hvilke konkrete oplysninger der skal få læseren til at acceptere påstanden, og til sidst - Hjemmel. Hjemmel er, som Signe Hegelund skriver: Hvilket generelt synspunkt kan få modtageren til at acceptere at de konkrete oplysninger (belæg) sandsynliggør eller beviser gyldigheden af udsagnet (påstanden)? (15, s. 9) Med disse tre obligatoriske elementer i Toulmins Argumentationsmodel, analyseres artiklen for at vurdere dens kvalitet. Optimisation of Image Plate Radiography with Respect to Tube Voltage, 2005, af Anders Tingberg og David Sjöström (3). Formål: At finde den kv-indstilling på CR, der giver den bedste billedkvalitet pr. effektiv dosis-enhed for thorax- og pelvisoptagelser (3, s. 286). Side 8af 59

10 Påstand: At billedekvaliteten på CR kan, ved en given patientdosis, forbedres ved at reducere kv i forhold til film/folie-parametrene (3, s.286). Belæg: - Kilovolt og dosis, passende parametre til konventionel røntgen, som til stadighed er parametre for de digitale modaliteter. - Digitale systemer er ikke begrænset af en smal dynamic range. Herunder kan et enten over- eller undereksponeret billede reddes på digitale modaliteter vha. diverse postporcessingsmetoder. - IP-pladen ved CR består af BaF og har en k-edge på ~40 kev, hvorimod film/folies k-edge på ~50 kev for gadolinium-baserede folie (3, s. 286). Hjemmel: Tingberg og Sjöström underbygger endvidere deres påstand ved at lave et forsøg og således selv danne belæg for deres udsagn. Artiklen indeholder således en påstand, der er velargumenteret med adskillige belæg. Endvidere danner Tingbjerg og Sjöström selv hjemmel for deres belæg med et forsøg. Validiteten af artiklen øges, da den opfylder Toulmins Argumentationsmodel og da forfatterne stiller sig kritisk over for deres forsøg. De beskriver på side 292 at der er mange fordele ved at reducere kv, men at der også er ulemper. Huddosis vil under alle omstændigheder øges, men i forsøget holdes den effektive dosis konstant, hvorfor risikoen for at påføre patienten en stråleinduceret cancer ikke øges. Investigation of Optimum Energies for Chest Imaging using Film-screen and Computed Radiography, 2005, af I D Honey, A Mackenzie og D S Evans (4). Formål: Formålet med artiklen skrevet af Honey, Mackenzie og Evans er at finde den optimale rørspænding ved thoraxoptagelser, hvor CR benyttes. Endvidere ønsker de at sammenligne billedkvaliteten på CR og filmfolie som funktion af kv (4). Side 9af 59

11 Påstand: At de parametre man benytter til film/folie ikke direkte kan overføres til de digitale modaliteter (CR) og at der mangler optimeringsarbejde omkring dette (4). Belæg: - Dymanic range er ikke smal på de digitale modaliteter. - Ionising Radiation Regulation fra 2000 kræver optimering af hver undersøgelsestype. - Der er ingen accepterede guidelines for digital radiografi. - Ved CR er der mulighed for image processing, hvor man kan forstærke detaljer i lungevæv og mediastinum. - CR og film/folie har forskellig opbygning og forskellige k-edges. - Andre videnskabelige studier konkluderer, at billedkvaliteten vil forbedres, hvis man sænker kv på CR i forhold til film/folie. Hjemmel: I artiklen anvender forfatterne adskillige andre videnskabelige studier som argumentation for deres belæg. Desuden vil de forsøge at finde hjemmel ved hjælp af egen-empiri. Artiklen, skrevet af Honey, Mackenzie og Evans, opfylder også Toulmins Argumentationsmodel ved at udfylde de tre obligatoriske elementer, påstand, belæg og hjemmel. Endvidere taler deres kritisk stillingtagen overfor deres egen og andres empiri for artiklens validitet. De nævner blandt andet, at man skal passe på med at sammenligne andre studier, da der her er anvendt forskellige metoder for at nå frem til resultatet. De beskriver fordele, såvel som ulemper ved både film/folie og CR. 5 Teori I dette afsnit, behandles opgavens teoretiske perspektiv. 5.1 CR CR-systemet består grundlæggende af to enheder; en fosforplade-detektor af forskellige dimensioner svarende til konventionelle film-folie-kassetter, og en image processor, også kaldet aflæseren, som aflæser det latente røntgenbillede opfanget af detektoren (16, s. 154). Side 10af 59

12 Fosfor-pladen består barium-flouro-bromid/iodid (BaFBr/I) aktiveret med europium. Ved eksponering, absorberer fosforpladen energien fra røntgenstrålingen. Den absorberede energi exciterer elektroner fra europium-atomer til en højere energitilstand, hvor de kan befinde sig i kortere eller længere tid, strækkende sig fra dage til uger. De exciterede elektroner udgør det latente billede (9, s. 294). Efterfølgende aflæses det latente billede i aflæseren ved hjælp af stimulering med laserlys. Herved frigives de exciterede elektroner til deres grundtilstand, hvorved der udsendes energi i form af synligt lys. Dette fænomen kaldes stimuleret fosfor- luminescens (1, s. 403). Intensiteten af det udsendte lys er ligefrem proportional med den oplagrede energi i europium-atomerne. Det udsendte lys opfanges af en photomultiplier, som omdanner det til et elektrisk signal, der efterfølgende digitaliseres. Efter aflæsningen af det latente billede og konvertering til digitalt signal, opsamles billeddata i et 2- dimensionelt matrix og videreføres til en arbejdsstation. Her kan billedet manipuleres ved hjælp af forskellige algoritmer, inden det er klar til udprintning eller overføring til PACS (9, s. 294). 5.2 Kilovolt & mas Strålingskvaliteten styres af kv. Derfor afhænger strålernes gennemtrængelighed også af kv. Da strålingskvaliteten styres af kv, har denne også en mindre indvirkning på strålingskvantiteten. Strålingskvantiteten defineres som det antal producerede røntgenstråler, altså ma. Sammen med eksponeringstiden (s), er mas bestemmende for sværtningen til filmen, men også dosis til patienten. Strålingskvaliteten, altså kv, kontrollerer om billedet skal have høj kontrast eller lav kontrast meget gennemtrængelig eller lidt gennemtrængelig (1, s ). Strålingskvaliteten og kvantiteten skal i symbiose give en god billedkvalitet ved den lavest mulige dosis (ALARA 1 ) (9 s. 792). Endvidere vil en 15 % forøgelse af kv kunne resultere i en halvering af mas, og derfor også en reduktion af dosis til patienten (1, s. 157). 5.3 Absorptionsprocesser. For at kunne forstå, hvilken indflydelse kv, altså fotonenergien, har på billedkvaliteten, er det vigtigt at tilegne sig et kendskab om, hvordan fotoner vekselvirker med en absorber, eksempelvis patienten. Det vil sige de fotoner, som ikke transmitteres direkte gennem absorberen. Ved vekselvirkning vil den enkelte 1 As Low As Reasonable Achiveable - ALARA Side 11af 59

13 foton afgive sin energi til én eller flere elektroner (energien absorberes), og/eller til en eller flere fotoner (energien spredes) (10, s. 95). Compton effekt og fotoelektrisk effekt er de to processer, som har betydning for absorption og spredning inden for det diagnostiske energispektrum ( kev) (10, s. 95) Compton effekt Når en røntgenfoton vekselvirker med en elektron i absorber-atomets ydre skaller, tales der om compton effekt. Herved overføres en del af fotonens energi til elektronen, som fjernes fra skallen, og fotonen afbøjes og fortsætter i en anden retning som spredt stråling (10, s. 100). Jo højere energi absorbermaterialet tilføres fra den indkommende røntgenfoton, desto højere bliver den tilførte energi til den ydre skals elektronen og den afbøjede foton. Øget kv vil altså således give den afbøjede foton, og hermed den spredte stråling, mere energi, hvilket øger sandsynligheden for, at den spredte stråling bliver billeddannende. I modsætning til vekselvirkning ved fotoelektrisk effekt, må den indkommende fotons energi være betydelig højere end absorberens bindingsenergi for, at compton effekten finder sted. Derfor vil sandsynligheden for, at vekselvirkningen sker ved compton effekt, frem for fotoelektrisk effekt, øges i takt med, at fotonenergien stiger (10, s. 103). Compton effekten resulterer altså i spredt stråling. Øges kv vil mere spredt stråling blive billeddannende og reducere kontrasten, og hermed medføre forringet billedkvalitet. Samtidig vil andelen af vekselvirkninger ved compton effekt øges i takt med kv-stigning Fotoelektrisk effekt Opstår når en foton vekselvirker med en elektron fra absorber-atomets indre skaller. Elektronen fjernes fra skallen, hvorved der udsendes karakteristisk stråling. Dennes energi er dog så ringe, at den absorberes tæt ved det sted, hvorfra den udsendes. Herved absorberes fotonenergien fuldstændigt, og hele fotonens energi overføres til atomet, således at ingen spredt stråling udsendes. Fotoelektrisk effekt kan ikke optræde, medmindre den indkommende fotons energi er større eller lig elektronens bindingsenergi i den pågældende absorber (10, s. 97). Sandsynligheden for at en fotoelektrisk effekt optræder, afhænger af såvel fotonenergien som absorberens atomnummer. Side 12af 59

14 For en bestemt absorber vil sandsynligheden for fotoelektrisk effekt aftage med fotonenergien i 3. potens. En fordobling af kv vil altså reducere chancen for en fotoelektrisk absorption med 2 3 = 8 gange. For samme fotonenergi vil sandsynligheden for fotoelektrisk effekt vokse med atomnummeret i 4. potens. Derfor er den fotoelektriske effekt dominerende, når lave fotonenergier vekselvirker med stoffer med højt atomnummer, eksempelvis knogle og bariumholdige fosforplader. Omvendt vil compton effekten dominere i materialer med lavere atomnummer, som bløddele og vand (10, s. 99). Fotonenergien har altså stor indflydelse på fordelingen af de fotoner, som ikke transmitteres direkte gennem patienten. Høj kv giver en relativ større andel compton effekt, hvilket resulterer i øget spredt stråling og heraf nedsat billedkvalitet. Lav kv øger andelen af fotoelektrisk effekt i forhold til compton, hvorved billedkvaliteten, alt andet lige, forbedres da mængden af spredt stråling reduceres. Figur 1. Viser den procentvise fordeling af vekselvirkninger ved compton effekt og fotoelektrisk effekt ved bestråling af 10 cm tykt bløddelsvæv (1, s. 237). 5.4 Følsomhed CR kontra film-folie I bestræbelsen på at skabe forståelse for, hvordan CR-systemets følsomhed for kv adskiller sig fra filmfolie-systemets ditto, vil vi i dette afsnit se nærmere på de to systemers absorptionskoefficienter. Opbygningen af fosfor-pladen, Bariumflurobromid/iodid (BaFBr/I), adskiller sig grundlæggende fra det konventionelle folie, som er opbygget af gadolinium (Gd 2 O 2 S). Dette resulterer i, at de to systemer har forskellige absorptionskoefficienter, hvilket illustreres af nedenstående figur (4). På figuren ses Side 13af 59

15 massesvækkelseskoefficienterne for henholdsvis BaFBr/I (fed linje) og Gd 2 O 2 S (tynd linje) som en funktion af fotonenergien. Figur 2 Barium og gadolinium har henholdsvis atomnummer 56 og 64 i det Periodiske system. Dette betyder, at de har forskellige bindingsenergier. Således har barium en k-skals bindingsenergi på 37 kev, mens gadoliniums k-skals bindingsenergi er 50 kev (9, s. 886), hvilket illustreres som pludselige, kraftige stigninger på de to kurver. Ved meget lave energier er den fotoelektriske absorption meget høj, men i takt med at fotonenergien øges, falder absorptions-sandsynligheden drastisk indtil fotonenergien ækvivalerer bindingsenergien. Ved energier lavere end bindingsenergien har røntgenstrålingen for lidt energi til at ionisere k- skalselektronerne (1, s. 228). Når fotonenergien ækvivalerer bindingsenergien, muliggøres fotoelektrisk interaktion med k-skalselektronerne, og sandsynligheden for fotoelektrisk absorption stiger pludseligt. Denne pludselige stigning i absorption kaldes k-shell absorption edge, eller bare k-edge. Umiddelbart efter falder sandsynligheden for fotoelektrisk absorption igen drastisk i takt med, at fotonenergien øges (1, s. 228). På ovenstående figur ses det altså, at den barium-baserede fosforplade har en betydelig højere sandsynlighed for fotoelektrisk absorption i energiintervallet fra kev. Dette skal ses i relation til, at det gennemsnitlige energiniveau ved almindelige røntgenundersøgelser ligger på kev, (1, s. 230) idet den udsendte røntgenstråling jo er polyenergisk (9, s. 50). Side 14af 59

16 Ved energier på >50 kev absorberer det gadolinium-baserede film-folie flere røntgenfotoner end fosforpladen, dog i en relativ mindre grad. Ovenstående indikerer altså, at barium har en højere detective quantum efficiancy (DQE) ved lavere kv sammenlignet med gadolinium. DQE definerer et systems effektivitet i forhold til den indkommende fotonenergi (9, s. 308). Det vil sige, at den procentvise absorption af røntgenfotoner er højere ved lavere kv for CR-systemet sammenlignet med film-folie systemet. Honey, Mackenzie & Evans (4) illustrerer forskellen på de to systemers følsomhed ved hjælp af nedenstående figur (4). Den kontinuerlige linje repræsenterer CR, mens film-folie er angivet ved den brudte linje. Figur 3 Figur 3 kan ikke umiddelbart sammenholdes med figur 2, da den er fremkommet ud fra en helt anden beregning. Her har man beregnet hvor stor en del af de transmitterede fotoner, som absorberes i detektoren ved hjælp af nedenstående formel (4): Figur 4 Side 15af 59

17 Det ligger uden for denne opgaves rammer at redegøre for elementerne og fremkomsten af denne komplicerede formel, men vi finder figur 3 meget illustrativ i forhold til at vise forskellen på følsomheden på CR og film-folie. Figur 3 viser, at absorptionen af de transmitterede fotoner i området fra ca kv, er højere ved CR end film-folie. Tilsvarende absorberer film-folie flere af de transmitterede fotoner i området over 80 kv. Figuren understøtter altså vores hypotese om, at CR systemet har en højere følsomhed ved lavere kv sammenlignet med film-folie. 5.5 Billedkvalitet Billedkvalitet kan defineres som den præcision, hvormed patientens anatomi er repræsenteret på et røntgenbillede (1, s. 272). Der eksisterer talrige begreber, som benyttes til at beskrive og vurdere billedkvalitet, men vi vil i dette afsnit kun behandle de parametre, vi finder relevante i forhold opgavens tematiske fokus Rumlig opløsning Det digitale billede er et matrix, som består af rækker og kolonner, der tilsammen danner en masse små celler, som benævnes pixel. Størrelsen af matrix, og hermed antallet og størrelsen af pixel, angiver hvor mange punkter et billede består af. Dette har afgørende betydning for billedkvaliteten, da den rumlige opløsning, altså evnen til at detektere små objekter, er begrænset af pixelstørrelsen (1, s. 397). Udover antallet og størrelsen af pixel er den rumlige opløsning også påvirket af dosis til detektoren, idet dårligere signal/støj-forhold ved lavere doser mindsker opløsningen. Ved utilstrækkelig rumlig opløsning er der således risiko for, at små strukturer overses. Ved CR er den rumlige opløsning desuden afhængig af fosforpladens opbygning, tykkelse, lysspredning og efterslæb i fosforen (17, s. 6) Subjektkontrast I en opgave som denne, hvor kv benyttes som variabel i forhold til at optimere billedkvaliteten, er det essentielt at have et kendskab til billedets subjektkontrast, da denne i høj grad påvirkes af ændringer i kv. Begrebet subjektkontrast bruges til at beskrive forskellen i sværtning mellem forskellige væv. Store forskelle i sværtning indikerer, at billedet har høj kontrast. Således vil et billede med høj kontrast fremstå hvidt, svarende til områder i patienten med høj absorptionskoefficient, mens områder af billedet, svarende til lave absorptionskoefficienter i patienten, fremstår meget mørke (9, s. 256). Side 16af 59

18 Subjektkontrasten påvirkes af fotonenergien, således at høj kv giver lav kontrast, da flere fotoner bliver billeddannende, hvorved flere gråtoner afbildes. Samtidig vil høj kv øge mængden af spredt stråling, som bidrager til en sløring af billedet, hvorved kontrasten nedsættes yderligere. Omvendt resulterer en lav kv i en mindre gennemtrængelig stråling, hvorved antallet af gråtoner reduceres. Sammenholdt med en nedsat mængde af spredt stråling vil en lav kv således resultere i høj kontrast (1, s. 292). Forholdet mellem fotonenergi og subjektkontrast illustreres på nedenstående figur: Figur 5 (9, s. 258) Kontrasten bliver også påvirket af andre faktorer, heriblandt patienttykkelse, vævsdensitet og det undersøgte vævs atomnummer (1, s. 291), men da disse er konstante faktorer i vores forsøg, vil de ikke bidrage til kontrastændringer og vil således ikke blive yderligere behandlet her Lavkontrastopløsning Ved lavkontrastopløsning forstås evnen til at adskille små absorptionsforskelle. Dvs. evnen til at adskille forskellige typer væv med ensartet densitet, og dermed absorptionskoefficienter der ligger meget tæt op ad hinanden (1, s. 272). I digitale systemer er lavkontrasten overordnet set afhængig af systemets dynamic range og hermed bitdybde. CR-systemet er karakteriseret ved en bred dynamic range, hvilket muliggør fremstillingen af flere tusinde gråtoner, langt flere end det menneskelige øje kan skelne imellem. Imidlertid kan man ved hjælp af vinduesteknik betragte et udsnit af gråtoneskalaen, og hermed manipulere med billedets sværtning og kontrast i forhold til den diagnostiske problemstilling, og således udnytte systemets følsomhed for lavkontrast (1, s ). Side 17af 59

19 Lavkontrastopløsningen er afhængig af flere andre faktorer, primært subjektkontrasten (og således også kv og spredt stråling), som skabes af de forskellige vævs specifikke absorptionsforskelle (16, s. 192). Desuden indvirker støj afgørende på lavkontrastopløsningen. Derfor er en god lavkontrastopløsning afhængig af dosis til detektoren, da denne undertrykker støjen (17, s. 8) Støj I digitale systemer kontrolleres støj primært af antallet af fotoner, som opfanges af detektoren, dvs. dosis. Støj kan således kun nedsættes ved at øge signalet, altså dosis, til systemet (9, s. 278). Udover manglende fotontilgang tilføres CR-systemet også støj ved A/D-konvertering, samt fra elektroniske støjkilder tilført under bearbejdningen af det latente billede (16, s. 172). Et støjfuldt billede nedsætter såvel lavkontrastopløsningen som den rumlige opløsning, og begrænser derfor mulighederne for at skelne mellem små absorptionsforskelle og detektering af små strukturer (17, s. 6-8). 5.6 Dosis Ved alle røntgenundersøgelser udsættes patienten for ioniserende stråling, og befinder sig derfor i en risikogruppe for senere at udvikle stråleinduceret cancer. Afhængig af parametre, modalitet og undersøgelsestype, er risikoen større eller mindre, men den vil altid være til stede. Risikoen ved den medicinsk diagnostiske bestråling, vil altid blive opvejet mod risikoen for at lade være (18, 2). Indenfor dosisbegrebet anvendes forskellige kategorier og forskellige målemetoder. De forskellige kategorier vil nu beskrives nærmere Effektiv dosis Summen af den ækvivalente dosis 2 til hvert væv multipliceret med vævsvægtningsfaktoren for et specifikt væv, giver den effektive dosis. Ved at anvende vævsvægtningsfaktoren, tages der højde for vævets strålefølsomhed (9 s ). Den effektive dosis beskriver en dosis, der giver samme risiko som ved en homogen bestråling af hele kroppen med en dosis af samme numeriske størrelse. Den effektive dosis bruges almindeligvis til at sammenligne risikoen for de stokastiske skader for hver enkelt undersøgelse (9, s. 796). Ved en undersøgelse af pelvis estimeres risikoen til 1 ud af for på længere sigt at udvikle en stråleinduceret cancer (19, s. 17). 2 Den ækvivalente dosis defineres som den gennemsnitlige absorberede dosis i et væv vægtet for type og kvalitet af strålingen. Side 18af 59

20 5.6.2 Overfladedosis Er et udtryk for ekspositionen i luft og måler således dosis til huden på indgangssiden. Overfladedosis benyttes hyppigt i forbindelse med måling af patientdosis, da denne måles simpelt. Kan dog være problematisk i forhold til at vurdere risikoen ved en røntgenundersøgelse, da man ved overfladedosis ikke tager højde for vævsvægtningsfaktorer, altså forskellige vævs følsomhed for ioniserende stråling. Overfladedosis kan ved hjælp af konversionsfaktorer (se bilag 1 + 2), omregnes til effektiv dosis (7, s. 1) Huddosis Huddosis udregnes fra ekspositionen i luft, overfladedosis, og multipliceres med back scatter factor (BSF). BSF defineres som forholdet mellem ekspositionen på hudoverfladen ved det aktuelle areal og ekspositionen i luft samme sted, men uden patient. BSF er en funktion af feltstørrelsen og halvværdilag. BSF undlades i tilfælde hvor man ved måling af huddosis anvender ionkammer uden blyafdækning på bagsiden, da der herved tages højde for den spredte stråling fra patienten. I dette tilfælde vil huddosis således være lig overfladedosis. At nævne huddosis, er relevant i forhold til, at der sker en cellefornyelse på 2 % hver dag. Dette er ikke signifikant i forhold til eksempelvis tarmens indvendige celler hvor 50 % fornyes hver dag, men eftersom huden er det største organ, og røntgenstråler altid skal passere denne, er dette alligevel en relevant faktor (1, s. 521). 6 Empiriafsnit I dette afsnit behandles opgavens empiri. Vi vil her gennemgå vores forsøg og opstille vores forsøgsresultater. Indledningsvis beskriver vi vores etiske overvejelser, hvorefter afsnittet om kritisk stillingtagen til empiri følger. 6.1 Etiske overvejelser Vores etiske overvejelser i forbindelse med indsamling af empirisk data tager udgangspunkt i følgende fire grundlæggende principper. Side 19af 59

21 Princippet om autonomi Princippet om at gøre godt Princippet om ikke at gøre skade Princippet om retfærdighed Disse er hentet fra Etiske Retningslinjer for Sygelejeforskning i Norden (20), da vi ikke har kunnet finde tilsvarende for radiografer. Men da de to fag er nært beslægtede finder vi, at disse etiske retningslinjer også er relevante inden for radiografien. Da vores forsøg indeholder test med ioniserende stråling på et eksperimentelt stadie, vælger vi, med udgangspunkt i princippet om ikke at gøre skade, at undlade inddragelse af patienter. Således undgår vi at påføre patienten unødig stråling med den risiko, det medfører. Samtidig undgår vi også konflikt i forhold til principperne om autonomi og retfærdighed ved at udelukke patienter fra forsøget. Desuden undgår vi etiske problemstillinger i forhold til fortrolighed omkring personlige data. På baggrund af ovenstående har vi derfor valgt at erstatte patienten med et menneskelignende fantom, samt CDRAD-fantom til vurdering af billedkvaliteten. Af etiske årsager er alle forsøg er udført i weekend og aftentimer for at undgå forstyrrelse af afdelingens arbejdsgang, således at patienter og personale ikke generes af vores tilstedeværelse. 6.2 Kritisk stillingtagen til empiri I forbindelse med indsamlingen af vores empiri har vi valgt at benytte os af en kvantitativ forskningsmetode. Kvantitativ empiriindsamling udspringer fra det naturvidenskabelige paradigme, og vi er således underlagt de positivistiske videnskabelighedskriterier (11, s ): Systematik En planmæssig, ordnet fremgangsmåde, der ikke er præget af tilfældigheder. Systematik er vigtig i alle faser af en empirisk undersøgelse fra planlægning til rapportering (11, s. 55). Kontrol Formålet med kontrol er at sikre, at der ikke kan rejses tvivl om, at det udelukkende er den uafhængige variabel, der er ansvarlig for et givet resultat. Således skabes maksimal sikkerhed for, at resultatet ikke er et enkeltstående fænomen, men at der kan generaliseres (11, s. 55). Side 20af 59

22 Præcision Nøjagtige beskrivelser af forsøget, metoden, målingerne, databehandlingen, fortolkningen af resultaterne, og rapporteringen skal være præcist formuleret (11, s. 56). Objektivitet Man må være saglig og upartisk og ikke præget af personlige meninger og følelser (11, s ). Kvantificerbarhed Refererer til kravet om, at undersøgelsesresultaterne skal kunne udtrykkes i tal (11, s. 61). Repræsentativitet Sikre at antallet af forsøgspersoner er tilstrækkeligt således at forsøgsresultater bliver repræsentative. Sikre at selektionen af forsøgspersoner er relevant i forhold til det man ønsker at undersøge (11, s ). Gentagelse Det er vigtigt, at en undersøgelse kan gentages, så man kan kontrollere, om resultaterne beror på tilfældigheder, om de er afhængige af tid og/eller sted, eller om man har fundet frem til generelt gældende lovmæssigheder (11, s. 77). Reliabilitet Kan forstås som reproducerbarhed, og bygger således på antagelsen, at der findes en afgrænset form for virkelighed, som ville forårsage det samme resultat hver gang det samme forsøg blev gentaget (11, s ). Validitet Udtrykker en undersøgelses sandhed, troværdighed og styrke. Validitet indtager en central rolle i vurderingen af empiriske undersøgelser, da formålet med disse er at undersøge om en hypotese er rigtig eller forkert (11, s ). Generaliserbarhed Indebærer at man kan drage fra et enkelt eller nogle få tilfælde til samtlige tilfælde. Hvis man ud fra en undersøgelse kan forudse, at andre end forsøgspersonerne vil opnå tilsvarende resultater i en lignende situation, kaldes det ekstern validitet (11, s ). Vi finder den kvantitative metode hensigtsmæssig som metodevalg i vores forsøg af en række forskellige årsager. Først og fremmest beskæftiger vi os med fotonenergien, som er et begreb der udspringer fra fysikkens verden, og således har en naturlig kobling til det naturvidenskabelige paradigme. Derudover kan Side 21af 59

23 de indsamlede data ved hjælp af CDRAD og VGA kvantificeres og hermed udtrykkes i tal, hvilket muliggør validering via statistisk bearbejdelse. Ydermere er det kendetegnende for kvantitativ forskning, at man undersøger sammenhængen mellem få variable (8, s. 76), hvilket harmonerer fint med denne opgave, som undersøger billedkvaliteten ved forskellige kv-niveauer. Vi finder ikke den kvalitative metode anvendelig i forhold til vores problemstilling. Kvalitative metoder har interesse for det særegne, unikke og afvigende, som står i skarp kontrast til vores kvantitative tilgang, hvis formål er at belyse det som er fælles, gennemsnitligt og repræsentativt. Kendetegnende for kvalitative metoder er også, at man interesserer sig for sammenhæng og strukturer, hvorimod vi ønsker at undersøge adskilte variabler (8, s. 76). Kvalitative metoder fokuserer på det subjektive, altså informantens meninger og holdninger. Metoden bruges om forhold der er vanskelige at måle og kvantificere, og metodens resultater manifesterer sig således i højere grad i tekst frem for i tal (8, s. 74). Denne dyrkelse af det unikke, individuelle og særegne betyder, at kvalitative forsøg ikke kan reproduceres. Vi ønsker imidlertid at skabe generaliserbar viden i håbet om at vores forsøg kan overføres til praksis, og er derfor afhængig af reproducerbarhed for at gøre forsøget reliabelt. Empiriindsamlingens eneste subjektive tilnærmelse er i forbindelse med VGA, hvor de udvalgte radiologer individuelt vurderer billedkvaliteten. Men da vurderingen sker på baggrund af forudbestemte svaralternativer, og således ikke inddrager muligheden for individuelle kommentarer og meningstilkendegivelser, er VGA et kvantitativt forskningsredskab. 6.3 Pilotforsøg Da vi har valgt at udføre vores egen empiri efter de positivistiske videnskabelighedskriterier, altså blandt andet systematik, gentagelse og præcision, vil vi, for at eliminere bias, udføre et pilotforsøg. Efter udførelse af pilotforsøget, har vi kunnet tilpasse adskillige faktorer for i sidste ende at ende ud med et forsøg der forhåbentligt er reproducerbart. Da resultaterne i pilotforsøget er fundet på baggrund af en konstant overfaldedosis, undlader vi at bringe resultaterne, da de vil give anledning til forvirring. I bachelorforsøget differentierer vi os fra pilotforsøget ved at holde den effektive dosis konstant, da vi gennem adskillige videnskabelige artikler har erfaret, at den effektive dosis, i kontrast til overfladedosis, vil være repræsentativ for den strålerelaterede risiko for patienten. Side 22af 59

24 Materialer: 20 cm plexiglas, CDRAD-fantom, pelvisfantom indeholdende knogler støbt i epoxy (se afsnit 8), målekammer med dosismåler, Fuji CR kassette og software, Philips rør, generator, leje og buckyskuffe, raster i buckyskuffen - fokuseret og med skaktforhold 1:10 og filtrering. Ved alle rørpotentialer er filtreringen 2 mm aluminium. Forsøgsbeskrivelse og udførelse: Den 20 cm høje plexiglasblok centreres over buckyskuffen. Vi vælger ti forskellige rørpotentialer strækkende sig fra 50 kv og i pultens interval op til 102 kv, altså 50, 60, 63, 66, 70, 73, 77, 81, 90 og 102 kv. Ved 70 kv i automatik (AEC), måles en reference-overfaldedosis. Ved de ni andre rørpotentialer, forsøger vi, manuelt, at opnå den erhvervede reference-overfladedosis. Da de passende parametre er fundet, udskiftes 1 cm plexiglas med CDRAD-fantomet, som placeres tættest på filmen. Der eksponeres, uden ionkammer og på samme kassette, med de forskellige kv-intervaller og deres tilhørende parametre, fundet som ovenover. Billederne tildeles forskellige numre til senere CDRAD-analyse. CDRAD-fantomet udskiftes med pelvisfantomet og igen eksponeres der med forskellige kv-intervaller. Igen tildeles billederne individuelle kommentarer til senere brug. Billedet nedenfor viser forsøgsopstillingen Figur 6 Side 23af 59

25 6.4 Ækvivaleringsforsøg For at kunne sammenligne de to fantomer; altså pelvisfantomet og plexiglasblokken indeholdende CDRAD-fantomet, har vi, inden udførelsen af bachelorforsøget, ækvivaleret plexiglasblokken. Dette har vi gjort ved først at måle overfladedosis på pelvisfantomet ved en eksponering i AEC hvor pulten er indstillet på bækken og 70 kv. Derefter har vi ved forskellige størrelser på plexiglasblokken, forsøgt at ramme den samme overfladedosis som på pelvisfantomet. Da udkoblingsdosis altid vil være den samme, vil en ensretning af overfladedosis ved de forskellige fantomer, give den bedst mulige ækvivalering. På nedenstående tabel ses de opnåede resultater. Alle målinger har enheden mgy. Antal eksponeringer Middelværdi Overfladedosis på pelvisfantomet 1,119 1,122 1,13 1,131 1,125 1, cm høj plexiglasblok 0, cm høj plexiglasblok 0, cm høj plexiglasblok 1,031 1,042 1,038 1,044 1,047 1, cm høj plexiglasblok 1,326 1,331 1,323 1,325 1,33 1,327 Tabel 1 Som det fremgår af ovenstående tabel, har vi målt den gennemsnitlige overfladedosis på pelvisfantomet til 1,1254 mgy. De efterfølgende målinger på plexiglasblokken med forskellig højde, viser at blokken på 16 cm, ligger tættest på plevisfantomet (1,0404 mgy). Fremover vil plexiglasblokken med en højde på 16 cm, altså anses for at være tilnærmelsesvis ækvivalent med pelvisfantomet og vil derfor blive benyttet til det efterfølgende forsøg. 6.5 Forsøget Da det naturvidenskabelige paradigme er grundpillen i denne opgave, er det vigtig at have de positivistiske videnskabelighedskriterier for øje. Via videnskabelighedskriterierne, tilstræbes det, at forsøget gøres reliabelt, validt og i sidste ende, måske generaliserbart. Med udgangspunkt i kriterierne, vil forsøget blive udført (11, s. 55). Side 24af 59

26 6.5.1 Teori til forståelse af forsøget Da vores resultater består af to analyser, VGA og CDRAD-analyse, finder vi det relevant med en kort beskrivelse af de to analysemodeller Visual grading analysis (VGA) VGA er en metode som benyttes i adskillige videnskabelige studier (2, 3, 21) til vurdering af billedkvalitet. Ideen med VGA er at sammenligne billedkvaliteten for en given parameter-indstilling med et referencebillede, hvorefter billedet pointgives i forhold til om billedkvaliteten er bedre eller dårligere sammenlignet med referencebilledet (21, s. 49). Ifølge Tingberg & Sjöstöm (3) er VGA en effektiv metode, når man er afhængig af et relativt lille antal billeder og observationer i bestræbelsen på at påvise statistisk signifikante forskelle i mellem forskellige parameterindstillinger. VGA bygger på, at man vurderer billedkvaliteten ud fra nogle på forhånd definerede normal-anatomiske strukturer. Heri ligger en potentiel svaghed ved VGA, da man antager, at synligheden af anatomiske og patologiske strukturer er forbundet, således at hvis synligheden af normalanatomiske strukturer forbedres, så vil synligheden af patologiske strukturer ligeledes forbedres. Dette forhold er endnu ikke blevet bevist, og det kan således ikke endegyldigt verificeres om forbedringer i billedkvaliteten, vurderet med VGA, også forbedrer detekteringen af patologiske strukturer. (21, s. 49) Dog anses antagelsen af sammenhæng mellem anatomi og patologi, i ovennævnte studier, som værende rimelig. I bachelorforsøget har vi foretaget eksponeringer ved 50, 60, 70, 81 og 90 kv af et pelvisfantom. Eksponeringen ved 70 kv er standardindstillingen ved rtg. af pelvis, på hospitalet, hvor forsøget udføres, og denne fungerer som vores reference-billede. Billeder taget ved de øvrige parameterindstillinger skal efterfølgende evalueres på baggrund af referencebilledet ud fra følgende billedkriterier, som er adopteret og direkte oversat fra Tingberg & Sjöstöm (3): Billedkriterier 1 Visuel skarp gengivelse af os sacrum (spongiosa) 2 Visuel skarp gengivelse af sacrale foramina 3 Visuel skarp gengivelse os pubis 4 Visuel skarp gengivelse af sacro-iliaca led 5 Visuel skarp gengivelse af collum femoris bilateralt Tabel 2. Tingberg og Sjöström har udarbejdet billedkriterierne på baggrund European Quality Criteria(5) Side 25af 59

27 Figur 7 viser placeringen af de fem billedkriterier Ud fra sammenligningen med referencebilledet tildeles hvert billede point på baggrund af nedenstående tabel, som ligeledes stammer fra Tingberg & Sjöstöm(3). point Strukturen i billedet er: -2 Væsentlig dårligere fremstillet end den tilsvarende struktur i reference-billedet -1 En smule dårligere fremstillet end den tilsvarende struktur i reference-billedet 0 Fremstillet svarende til den tilsvarende struktur i reference-billedet +1 En smule bedre fremstillet end den tilsvarende struktur i reference-billedet +2 Væsentlig bedre fremstillet end den tilsvarende struktur i reference-billedet Tabel 3 I vores forsøg blev VGA udført af tre radiologer, alle overlæger. For at eliminere bias benyttede de alle samme diagnostiske skærm i forbindelse med evalueringen. Billederne blev præsenteret i tilfældig rækkefølge, og alle parameterindstillinger var camoufleret, således at deltagerne kunne forholde sig neutralt til de respektive billeder CDRAD CDRAD-fantomet består af en 10 mm tyk plexiglasplade med 15 kolonner og rækker, og danner derfor 225 kvadrater. De første tre rækkers kvadrater indeholder en prik i hver. De resterende kvadrater Side 26af 59

28 indeholder hver to prikker en i midten og en placeret tilfældigt i et af de fire hjørner. Dette for at verificere påvisningen af prikken. Størrelsen og dybden af hullerne varierer fra 0,3 mm til 8 mm. For hver kolonne, vil dybden, i et interval, øges fra 0,3 mm til 8 mm og for hver række vil prikkens diameter øges i et interval fra 0,3 mm til 8 mm. Fantomet kan bruges til forskellige kvalitetsudviklingsmetoder, herunder at optimere eksponeringsteknikker, som det er tilfældet i denne opgave (22, s. 6). Til CDRAD-analysen benyttes et computerprogram, frem for manuel aflæsning, hvor billederne af CDRAD-fantomet aflæses digitalt. CDRAD Analyser-software gør brug af statistiske metoder for at afgøre om, der er en bestemt kontrast- og detaljekombination til stede. Den statistiske metode benytter det gennemsnitlige pixel-signal og standarddeviationen for kontrast- og detaljekombinationen og baggrundspixlerne. For at fastsætte disse variabler, vil programmet lokalisere tilstedeværelsen af alle 225 kontrast- og detaljekombinationer. Derefter vil programmet fastsætte positionen af den aktuelle kontrastog detaljekombination. På baggrund af de statistiske metoder, vil programmet konstatere om kombinationen signifikant kan påvises eller ikke. For at afgrænse måleområdet til CDRAD-fantomet, skal man manuelt afgrænse alle fire hjørner. Dette gøres så præcist som muligt, ved at zoome på billedet, da hjørnerne vil blive tydeligere. For at opnå sammenlignelige resultater, skal man være konsekvent når man afsætter hjørnerne, da en variation, vil give svingende IQFinv-værdier 3. Disse værdier beregnes af programmet, og er et samlet udtryk for evnen til at detektere lavkontrast og rumlig opløsning. Jo højere IQFinv-værdi, jo bedre billedkvalitet i forhold til lavkontrast og rumlig opløsning (22, s. 6). 6.6 Forsøgsbeskrivelse Opgavens empiriske perspektiv, består af følgende forsøg. På baggrund af pilotforsøget, har vi valgt at holde den effektive dosis konstant ved hjælp af konversionsfaktorer og overfaldedosis. Vi benytter to fantomer, CDRAD-fantomet og et pelvisfantom. Ud fra ækvivaleringsforsøget (se afsnit 6.4) anvender vi en 16 cm høj plexiglasblok, da denne er ækvivaleret med pelvisfantomet. For både at få en objektiv og tilnærmelsesvis subjektiv synsvinkel på forsøget, deles evalueringen af forsøgsresultaterne op i to. Den objektive synsvinkel erhverves ved at benytte CDRAD-fantomet. Vi eksponerer ved forskellige potentialer, og har derfor billeder som kan analyseres ved hjælp af et 3 Image Quality Figure (IQF). Side 27af 59

29 analyseprogram, skabt af firmaet bag fantomet. For at få en tilnærmelsesvis subjektiv vinkel, tager vi billeder af et pelvisfantom ved samme potentialer, og analyserer billederne med VGA. Det er vigtigt, endnu en gang, at understrege, at selv om VGA bygger på subjektive vurderinger forbliver vi inden for den kvantitative forskningsmetode, da disse vurderinger gives på baggrund af foruddefinerede svarmuligheder Forsøgsopstilling og udførelse Materialer: 16 cm plexiglas CDRAD-fantom Pelvisfantom indeholdende knogler støbt i epoxy 4 Målekammer med dosismåler (Radcal 9010) Fuji CR kassette og software (FCR XG 1) Philips rør, generator, leje og buckyskuffe (Philips Optimus) Raster i buckyskuffen. Fokuseret og med skaktforhold 1:10 Filtrering. Ved alle rørpotentialer er filtreringen 2 mm aluminium. Figur 8 taget på det aktuelle hospital. På figur 8 ses den første forsøgsopstilling. 4 Epoxy: Kunstharpiks (plast), der fremstilles ved reaktion mellem epiklorhydrin og difenylopropan sammen med forskellige tilsætninger. Det anvendes blandt andet til faste støbte emner. Kilde: Lademanns leksikon, side 88, bind 5, Side 28af 59

30 1. Under røret, der er fokuseret til buckyskuffen, placeres en 16 cm høj plexiglasblok, der inden selve forsøget er blevet ækvivaleret med pelvisfantomet. 2. På blokken fikseres målekammeret, for at måle overfladedosis, og dosismåleren tændes og indstilles på dose akkumulated. 3. I buckyskuffen sættes en 35*43-kassette, da udblændingen således vil være konstant og fordi man kun, som sikkerhed, kan eksponere med kassette i buckyskuffen. 4. Pulten indstilles på bækken i AEC og der eksponeres for første gang. Herved erhverves vores referenceoverfladedosis. 5. Ud fra den første eksponering, der er taget i AEC og 70 kv, beregnes en effektiv dosis som benyttes som referencedosis. Denne beregnes ud fra overfaldedosis og konversionsfaktorerne (vedlagt i bilag 2) se afsnit Efterfølgende beregnes den overfladedosis ved 90 kv der skal til, for at den effektive dosis forbliver konstant. Dette gøres ud fra konversionsfaktorerne for 90 kv og den effektive dosis, der bruges som reference. 7. På pulten vælges manuel og kv indstilles på Herefter forsøges at ramme den beregnede overfladedosis for 90 kv ved at regulere ma og ms. 9. Efter de bedst mulige parametre er fundet, tages fem eksponeringer for at sikre repræsentativitet i overfladedosis ved de valgte parametre (se afsnit 6.8.1). 10. Nu skal en ny overfladedosis beregnes ud fra det næste valgte rørpotentiale, altså 81 kv. Dette gøres ud fra konversionsfaktorerne og den effektive dosis ved 70 kv, der benyttes som reference. 11. Herefter gentages punkt 6-9, men hvor 90 kv er erstattet med 81 kv. 12. Punkt 6-9 gentages igen, men 90 kv erstattes med henholdsvis 60 kv og 50 kv. 13. Efter alle målingerne, med forskellig rørpotentiale og med 16 cm plexiglas er afsluttet, udskiftes 1 cm plexiglas med CDRAD-fantomet, der også består af 1 cm plexiglas. I modsætning til pilotforsøget, placeres CDRAD-fantomet nu i midten (22, s. 6) af plexiglasblokken, da vi gennem fantomets manual har erfaret, at dette er mere realistisk i forhold til fremkomsten af spredt stråling samt geometrisk uskarphed. Der benyttes ikke længere målekammer, da alle nødvendige dosisværdier, til den resterende del af forsøget, er indsamlet. Side 29af 59

31 14. Herefter indsættes en kassette i buckyskyffen. Kassetten er forinden blevet renset i aflæseren. 15. Nummeret på kassetten skrives ned og denne kassette genbruges for at mindske bias. 16. Der eksponeres først ved 90 kv og de fundne parametre, der sørger for at den effektive dosis holdes bedst muligt konstant, hvorefter kassetten aflæses. 17. På arbejdsstationen tildeles billedet et forsøgsnr. og kv-niveauet hvormed billedet er taget (se nedenstående eksempel). Figur Igen anvendes den sammen kassette som sættes i buckyskuffen. 19. Pulten stilles på 81 kv og igen anvendes de fundne parametre, der sikrer en konstant effektiv dosis. Efter eksponering sættes kassetten i aflæseren. 20. På arbejdsstationen sikrer vi, at vi kan kende forskel på billederne ved at tilføje forsøgsnr. og kv. 21. Punkt gentages med undtagelse af pultindstillingerne. Forsøget med 70 kv tages i AEC. 22. Punkt gentages, men hvor pulten indstilles på henholdsvis 60 kv og 50 kv. 23. Afslutningsvis sendes billederne til PACS og brændes derfra ned på en cd-rom for at billederne forbliver i DICOM-format. Dette format kræves til den digitale CDRADanalyse. Side 30af 59

32 På figur 10 ses den anden forsøgsopstilling. Figur 10 taget på det aktuelle hospital 24. Nu skiftes plexiglasblokken ud med pelvisfantomet. 25. Der tages billeder ved samme parametre som oven over, da dette sikrer en konstant effektiv dosis. 26. Punkt gentages. Dog er der en undtagelse: Billederne skal anvendes til VGA, og det må derfor ikke være åbenlyst hvilket billede der er taget ved 81 kv eller 50 kv, da dette kan påvirke observatøren. Derfor skrives der vilkårlige ting på billedet som kun vi kender til, og som observatøren ikke kan gemmenskue. 27. Efter endt forsøg, printes billederne uden at der post-processeres først. Efterfølgende analyseres CDRAD- og pelvisbillederne efter hver sin metode. CDRAD-billederne analyseres ved hjælp af software. Pelvisbillederne analyseres ud fra VGA. Begge analysemodeller er forklaret under afsnittet og Omregning fra overfladedosis til effektiv dosis og omvendt For at kunne holde den effektive dosis konstant, har vi benyttet os af en målt overfladedosis og konversionsfaktorer (se bilag 2). For at finde netop den effektive dosis vi senere vil benytte som referencedosis, måler vi overfladedosis ved 70 kv og i AEC. Side 31af 59

33 Effektiv dosis = Overfladedosis ved 70 kv * konversionsfaktor for 70 kv og 2 mm Al Efterfølgende skal en ny overfladedosis beregnes ud fra den effektive dosis, der benyttes som reference, og en ny konversionsfaktor. Formlen vil se således ud: Overfladedosis ved 90, 81, 60 og 50 kv = Effektiv dosis (brugt som reference) / konversionsfaktorerne ved 90, 81, 60 og 50 kv og ved 2 mm Al. 6.7 Forsøgsresultater I dette afsnit vil vi behandle forsøgsresultaterne med de positivistiske videnskabelighedskriterier som udgangspunkt. Her vises de vigtigste resultater fra forsøg, VGA og CDRAD-analyse i form af skema og grafer. Alle forsøgsresultater og tabelværdier vedlægges som bilag (nr. 1 & 2). Nedenstående graf viser hvordan huddosis stiger i takt med at kv bliver lavere. Normalt beregnes huddosis ud fra ekspositionen i luft og en BSF (se afsnit 5.6.3). Til overfladedosismålinger anvendes et ionkammer, der er meget følsomt over for spredt stråling, og ikke en halvleder detektor, med bly på bagsiden. Dette resulterer i at vi gennem ionkammeret, tager højde for BSF. Derfor er vores overfladedosis = huddosis. Den eneste forskel er enheden, men da faktorforholdet mellem mgy og msv = 1, ændres benænvelsen til msv, som er et udtryk for specificeret stråling og ikke energiafsættelse, som mgy udtrykker (23). Ved 81 og 90 kv er kurven stagnerende. Hvis man ser på tabel nr. 4 over de mas-produkter der eksponeres med, ses det at mas-produktet ikke ændres meget fra 81 kv til 90 kv, hvorimod mas mere end tredobles fra 70 kv til 50 kv. Side 32af 59

34 Huddosis og kv 1,6 1,4 1,2 1 msv 0,8 0,6 0,4 0, kv 60 kv 70 kv 81 kv 90 kv Figur 11 viser den huddosis, patienten får, ved forskellige kv-niveauer, når den effektive dosis holdes konstant. kv mas 50, ,12 8 6,3 Tabel 4 viser det mas-produkt der er nødvendigt for en opretholdelse af en konstant effektiv dosis VGA-resultater Punkterne på grafen, lavet på baggrund af VGA-resultaterne, viser en tilnærmelsesvis ret linje med negativ hældning. Endvidere ses det at billedet ved 70 kv har scoren 0, hvilket skyldes at billedet anvendes som referencebillede. Ud fra grafen kan man ligeledes se at billederne taget ved 50 og 60 kv får flere point end referencebilleder, hvor billederne taget ved 81 og 90 kv scorer lavere. VGA-analyse 1,5 1 0,5 VGA-score 0-0,5 50 kv 60 kv 70 kv 81 kv 90 kv -1-1,5 Figur 12 Side 33af 59

35 CDRAD-resultater Punkterne på figur 13 udviser ikke en lineær sammenhæng imellem kv og billedkvalitet. Grafen viser at billedet, taget ved 70 kv, får den bedste IQFinv-værdi. Herefter følger billederne taget ved henholdsvis 90 og 60 kv, der har tilnærmelsesvis ens værdier. De billeder der er taget ved 81 og 50 kv, ligger lavest i dette koordinatskema, hvilket indikerer at de opnår den laveste IQFinv-værdi. CDRAD-analyse 3,6 3,5 3,4 IQFinv-værdi 3,3 3,2 3,1 3 2,9 2,8 50 kv 60 kv 70 kv 81 kv 90 kv Figur Statistik Eksponeringer Hvordan kan vi forsvare at vi bruger fem eksponeringer pr. kv-indstilling? Ved hjælp af Excel 2003, har vi beregnet standardafvigelsen (SD) for forsøget med 70 kv. SD er fundet ved hjælp af beskrivende statistik-funktionen, og viser sig at være 0,00534 (se tabel 5). Man kan, ved normalfordelte data, regne med at 95 % af forsøgsresultaterne befinder sig inden for ±2 SD (14, s. 60). Middelværdien i forsøget med 70 kv er 0,828 mgy (se bilag 1) og det vil sige at 95 % vores forsøgsresultater varierer fra middelværdien til ±2 SD altså fra 0,828 mgy til ± 2 * 0,00534 mgy, 0,83868 mgy til 0,81732, mgy. Det er altså en variation på 0,02 mgy, hvilket må anses for at være en ikke signifikant variation hvorfor 10 eksponeringer er tilstrækkeligt i forsøget ved 70 kv. Da nedenstående Side 34af 59

36 tabel viser at SD for 50, 60, 81 og 90 kv er endnu lavere, finder vi belæg for at fem eksponeringer pr. kvindstilling, er tilstrækkeligt. kv Standardafvigelse (SD) i mgy 50 kv 0, kv 0, kv 0, kv 0, kv 0,00067 Tabel 5 viser standardafvigelsen i mgy CDRAD-analysen Til CDRAD-analysen, har vi anvendt tre billeder, taget indenfor hvert kv-niveau. Nedenstående tabel viser standardafvigelsen for de fem CDRAD-analyser der er anvendt på hvert billede. Den højeste SD ses under billede 3 ved 50 kv og den er 0,105, hvor den laveste SD er 0. Det vil sige at CDRAD-analyseresultaterne varierer mellem en IQFinv-værdi på 0,42 (2 * 2 SD hvor 1 SD=0,105) og 0. Da middelværdien på alle IQFinv-værdierne er 3,28 og max varierer med 0,42, er det en max variation på 13 %. Denne afvigelse behandles i Erfaringsafsnittet (7.1). Standardafvigelsen i IQFinvværdi kv Billede 1 Billede 2 Billede 3 50 kv 0,067 0,031 0, kv 0,049 0,030 0, kv 0, kv 0, , kv 0, ,022 Tabel 6 viser standardafvigelserne for CDRAD-analysen Korrelationsanalyse For at afgøre om der er en lineær sammenhæng i forholdet mellem kv og billedkvalitet, anvender vi Pearsons korrelationstest. I denne forbindelse er det indledningsvis vigtigt at fastslå, at der ikke nødvendigvis er lighedstegn imellem sammenhæng og årsagssammenhæng (14, s. 92). Vi vil undersøge korrelationen for såvel VGA som CDRAD-analyse. Side 35af 59

37 Pearsons korrelationskoefficient (r) angiver graden af lineær sammenhæng mellem flere variable, og antager værdier mellem -1 og 1. Hvis alle værdier ligger fuldkommen på en ret linje, bliver r = 1 for en positiv hældning og r = -1 for en negativ hældning. Hvis der ikke findes nogen sammenhæng mellem de variable, bliver r = 0, som er H 0 -hypotesen i testen. Det vil sige, jo nærmere koefficienten er på 1 eller -1, desto bedre lineær sammenhæng er der mellem værdierne (13, s. 136). Korrelationskoefficienten er givet ved følgende formel (13, s. 137): Formlen fremkommer ved, at x-værdierne og y-afstandende til tilhørende gennemsnit ganges med hinanden, lægges sammen og divideres med kvadratroden af produktet af x- og y-afvigelsernes kvadratsummer (13, s. 137). I forbindelse med beregning af r benytter vi os af følgende forsøgsresultater: CDRAD - analyse VGA - analyse kv IQFinv kv VGA-score 50 3, , , ,8 70 3, , ,6 90 3, ,2 Tabel 7. Forsøgsresultaterne for henholdsvis VGA og CDRAD-analyse indtastes i regneprogrammet Excel, hvor vi har beregnet r. Heraf fik vi at r antager en værdi på 0,19199 for CDRAD-resultaterne, mens VGAresultaterne har en korrelationskoefficient på -0, For at undersøge, om vores korrelationskoefficienter er signifikant forskellig fra vores H 0 -hypotese, skal disse sammenholdes med nedenstående tabellerede værdier, som angiver signifikansgrænsen for r. Side 36af 59

38 Tabel 8 (13, s. 172) Antallet af frihedsgrader angives ved formlen n 2, hvor n er lig antallet af x og y-data. Vi har altså 5 2 = 3 frihedsgrader for hvert datasæt (13, s. 172). For at afgøre om der er signifikant korrelation skal r > end tabelleret værdi ved 3 frihedsgrader (p0,05 = 0,88 og p0,01 = 0,96). Side 37af 59

39 Ved opslag i tabellen kan det konstateres, at r for CDRAD (0,19199) er mindre end begge tabellerede værdier, og dermed ikke signifikant forskellig fra 0, altså H 0 -hypotesen. Ligeledes ses det at r for VGA (- 0,99763) er større end begge tabellerede værdier, hvorved der opnås en signifikant korrelation på p< 0,01. Korrelationsanalysen viser altså, at der en ringe statistisk sammenhæng mellem kv og billedkvalitet, når CDRAD-fantomet benyttes til evaluering. Til gengæld opnås en glimrende korrelationskoefficient på baggrund af VGA-resultaterne. 7 Analyse og diskussion Vi har i forbindelse med evalueringen af vores forsøg, benyttet os af såvel VGA som CDRAD-analyse i håbet om, at disse ville supplere hinanden og give et entydigt svar i forhold til besvarelsen af vores problemformulering. Desværre peger de to analyser ikke i samme retning, og vi vil i det følgende diskutere resultaterne fremkommet ved de to metoder, særskilt, i håbet om at udrede denne uoverensstemmelse. Ser man nærmere på resultaterne opnået ved vores VGA, er der en udpræget lineær sammenhæng mellem kv og billedkvalitet ved konstant effektiv dosis. Den lineære sammenhæng er blevet testet statistisk med en korrelationsanalyse, og udviser et signifikansniveau på p<0,01. VGA viser således, at billedkvaliteten forbedres væsentligt i takt med, at kv-niveauet nedsættes. Vores resultater, opnået ved VGA, harmonerer således fint med tidligere studier (3, 4), hvor man på baggrund af forskellige undersøgelser har påvist, at CR, ved konstant effektiv dosis, har en bedre billedkvalitet ved kv-nedsættelse. Vi formoder, at denne forbedring i billedkvalitet skyldes en kombination af en række forskellige forhold, som er omtalt i opgavens teoriafsnit. Som tidligere nævnt benytter man sig i praksis i vid udstrækning af samme kv-nivaeu ved CR som ved film/folie. Imidlertid redegøres der i afsnit 5.4 for, hvordan de to modaliteters grundlæggende opbygning adskiller sig, og hvordan denne manifesterer sig i forskellige absorptionskarateristika. Således har den bariumholdige CR-plade en bindingsenergi på 37 kev, mens det gadolinium-baserede film/folie har en bindingsenergi på 50 kev. Dette betyder at CR har en væsentlig højere fotoelektrisk absorption af fotonenergier i intervallet mellem kev, mens film/folie har en beskeden højere absorption ved fotonenergier over 50 kev. CR har altså en lavere DQE ved højere kv, hvilket er i overensstemmelse med Side 38af 59

40 forskellige videnskabelige studier, heriblandt Fetterly & Handiandreou (24), der viser hvordan CRsystemets DQE falder i takt med at fotonenergien øges fra 70 kv til120 kv. Ligeledes formoder vi, at fotonenergiens indflydelse på vekselvirkninger mellem røntgenfotoner og kroppens atomer har haft en afgørende indvirkning på billedkvaliteten i vores forsøg. Som det er redegjort i afsnittet om absorptionsprocesser (afsnit 5.3), vil andelen af vekselvirkninger som sker ved compton effekt reduceres og fotoelektrisk effekt forøges, når kv nedsættes. Derfor tilføres billedet mindre spredt stråling ved lav kv med bedre billedkvalitet til følge. Ifølge vores VGA opnås den bedste billedkvalitet ved 50 kv. Hvad ville der ske hvis man sænkede kv yderligere til 45 eller måske 40 kv? Desværre strækker konversionsfaktorerne sig kun fra kv, og det har således ikke været muligt at teste billedkvaliteten ved fotonenergier under 50 kv. Det er klart, at ved yderligere sænkning af kv, vil gennemtrængeligheden på et tidspunkt forringes i en grad, at der må kompenseres med en meget høj mas-værdi for at opretholde et acceptabelt signal/støj-forhold. Samtidig viser vores undersøgelse, at huddosis forøges ved kv-nedsættelse med konstant effektiv dosis, og der må være grænser for hvor høj dosis til huden, man kan acceptere. Forholdet mellem kv og huddosis ved konstant effektiv dosis kan ses i figur 11 som viser, at dosis til huden stiger fra 1,045 mgy til 1,3514 mgy, svarende til ca. 25 %, når fotonenergien sænkes fra 70 kv til 50 kv. Imidlertid er det ifølge Tingberg & Sjöström (3), eftersom huddosis er lavere ved højere kv, en udbredt misforståelse, at den effektive dosis automatisk reduceres ved højere kv. Således hævdes det, at en reduceret huddosis, opnået ved at øge kv, kan resultere i højere effektiv dosis til patienten. Dette er naturligvis forudsat, at kv-stigningen ikke ledsages af en reduktion af mas. Endnu et vigtigt element, som denne diskussion også må tage højde for, er eksponeringstiden. For at opretholde en konstant effektiv dosis må mas øges i takt med at kv sænkes. I denne forbindelse er der en øvre grænse for ma-indstillingen, og man må derfor kompensere ved at øge eksponeringstiden for at opnå den ønskede mas-værdi. Vi har derfor sammenholdt vores eksponeringstider med European Quality Criteria, hvor det anbefales at eksponeringstiden for pelvis AP-optagelser er <400 ms (5). Som det ses af bilag 1 overskrider vi ikke denne grænseværdi ved nogle af de valgte kv-områder. Som det fremgår af vores forsøgsresultater efterlader vores CDRAD-analyse et noget andet indtryk af billedkvaliteten. Hvor VGA viser, at billedkvaliteten forbedres i takt med at kv sænkes, resulterer CDRAD-analysen i, at den bedste billedkvalitet opnås ved 70 kv, hvorefter 90, 60, 81 og 50 kv følger. Der synes ikke at være nogen sammenhæng mellem vores parameterændring og billedkvaliteten, hvilket Side 39af 59

41 også bekræftes af vores korrelationsanalyse, hvor r = 0,191994, hvilket indikerer en meget ringe grad af korrelation. Indledningsvis, kan det i forbindelse med CDRAD-analysen (bilag 5) konstateres, at der er en relativ lille forskel i bedste og dårligste billedkvalitet vurderet på baggrund af IQFinv. Således er der kun en IQFinvforskel på 0,47 mellem bedste score opnået ved 70 kv, og dårligste score opnået ved 50 kv. Dette kunne indikere, at det til en vis grad er tilfældigheder, som afgør hvilken parameterindstilling der opnår den bedste score. Imidlertid har vi udført 3 eksponeringer ved hvert kv-område og foretaget 5 CDRADanalyser ved hver eksponering for at skabe repræsentativitet. Kigger man nærmere på bilag 5 ses det, at der i visse kv-områder er indbyrdes stor forskel i IQFinvværdien på de enkelte billeder. Ved 70 kv er der således en forskel på 0,94 = 25 % mellem den bedste (3,91) og dårligste (2,97) IQFinv-score ved denne billedkvalitet. Sammenligner man den dårligste IQFinv ved 70 kv, altså 2,97, med IQFinv-værdierne for den dårligst scorende fotonenergi, nemlig 50 kv, ses det, at alle IQF-værdier for 50 kv scorer bedre, end den nævnte værdi ved 70 kv. Føres dette tænkte eksempel ud i livet, ville 70 kv gå fra at være den bedst scorende til den dårligst scorende. På den baggrund, kan det tænkes, at den elektroniske aflæsning af CDRAD-fantomet afslører en vis ustabilitet i aflæsning af de tilhørende billeder, hvilket kan have haft signifikant betydning for vurdering af billedkvaliteten. En anden faktor, som måske kan have haft indflydelse på de modstridende analyseresultater, opnået ved VGA og CDRAD-analyse, er signal/støj-forholdet. Som det ses af bilag 5, stiger s-værdien i takt med at kv sænkes. S-værdien er, kort fortalt, et udtryk for hvor meget systemet har forstærket signalet, og en øget s-værdi vil således resultere i et mere støjfyldt billede (16, s ). Som det er redegjort i teoriafsnittet om billedkvalitet, resulterer støj i forringet lavkontrastopløsning og rumlig opløsning. Dette forhold synes ikke at have en afgørende indvirkning på VGA, som jo er baseret på tre radiologers subjektive vurdering. Her scorer de mest støjfyldte billeder bedst, og det er således nærliggende at antage, at de fordele som erhverves ved kv-nedsættelse, eksempelvis mindre spredt stråling, vejer tungere i den subjektive vurdering af billedkvaliteten end lavkontrastopløsning og rumlig opløsning. Derimod ser det ud til, at signal/støj-forholdet har en anden indvirkning på CDRAD-fantomet. Den dårligste billedkvalitet, vurderet på baggrund af CDRAD-analyse, er som nævnt 50 kv, og samtidig er det også ved denne fotonenergi, vi finder de mest støjfyldte billeder. 90 kv er den næstbedst scorende, vurderet ud fra CDRAD-analysen, og er desuden det billede som har den laveste S-værdi, og dermed indeholder mindst støj. Uden at kunne påvise en direkte korrelation, finder vi dog, at der antydningsvist tegner sig en tendens til, at de støjfyldte billeder scorer dårligere ved CDRAD-analyse. Dette er Side 40af 59

42 interessant, da CDRAD jo netop skabt til at vurdere lavkontrast og rumlig opløsning, som jo er afhængige af støj. Noget tyder altså på at vores to analyseredskaber, VGA og CDRAD, har forskellig følsomhed over for støj, hvilket i nogen grad kan have haft indflydelse på den resultatmæssige uoverensstemmelse. Denne uoverensstemmelse kan muligvis også tilskrives en række andre faktorer, som er opstået i form af forskellige bias. Disse vil blive uddybet i det efterfølgende erfaringsafsnit. 7.1 Erfaringsafsnit Selvom vi har haft stort fokus på de positivistiske videnskabelighedskriterier, og herigennem forsøgt at minimere forekomsten af bias, vil der uvægerligt i forbindelse med udarbejdelsen af en større empiriindsamling opstå nogle forhold, som i større eller mindre grad kan have utilsigtet indflydelse på forsøgsresultaterne. Første potentielle fejlkilde knytter sig til det anvendte pelvis-fantom. I forbindelse med opgaveskrivningen har vi naturligvis søgt oplysninger om fantomets opbygning hos afdelingen, hvorfra det er udlånt. Desværre er disse oplysninger meget sparsomme, da fantomet angiveligt er indkøbt for ca. fyrre år siden, hvorved alle tilhørende dokumenter i mellemtiden er gået tabt. Dog oplyses det på afdelingen, at fantomet består af ægte knogler indstøbt i epoxy (se afsnit 6.6.1). I dag produceres de fleste fantomer af plexiglas, som anses for at have vævslignende absorptionskarakteristika. Ligeledes er de anvendte plader i forbindelse med vores CDRAD-målinger lavet af plexiglas. Som beskrevet i opgavens empiriske del, har vi ækvivaleret tykkelsen af plexiglas med pelvis-fantomet, således at overfladedosis ved en given udkoblingsdosis er ens ved målinger af hhv. CDRAD- og pelvis-fantom. Imidlertid kan vi reelt set ikke vide, om absorptionskoefficienterne for de to fantomer er ens, da de består af to forskellige materialer. Det kan således ikke med sikkerhed konstateres, at mængden af spredt stråling er ensartet ved eksponeringer af de to fantomer, hvilket derfor må angives som mulig fejlkilde i relation til sammenligning af VGA og CDRAD-analyse. I forbindelse med CDRAD-analysen er der foretaget tre eksponeringer ved hver fotonenergi. Efterfølgende er der foretaget CDRAD-analyse ved alle eksponeringer, og den heri resulterende IQFinvværdi afslører en inkonsistens på op til 25 %. Dette kunne naturligvis skyldes manglede stabilitet i software-programmet, som aflæste billederne, men da alle billeder er analyseret fem gange uden betydningsfulde individuelle afvigelser, må denne forkastes som værende fejlkilde. Derfor er det nærliggende at mistænke generatoren som kilde til vores lidt svingende IQFinv-værdier ved samme kv. Som diskuteret i det foregående afsnit kan udsvinget i IQFinv-værdi ved de enkelte kv-områder have stor betydning i forhold til, hvilken fotonenergi som opnår den bedste score. Derfor kunne det i et retrospektivt Side 41af 59

43 perspektiv have været fornuftigt at foretage mere end tre eksponeringer ved hver kv, hvorved repræsentativiteten i den gennemsnitlige IQFinv-værdi for det enkelte kv-område, må formodes at blive forbedret. Det kunne være interessant at supplere den elektroniske CDRAD-aflæsning med en manuel aflæsning, men da denne skal udføres af minimum tre forskellige observatører, hvis individuelle perceptionsevne, erfaringsmæssigt, ligeledes skaber afvigelser i forhold til den endelige IQFinv-værdi, fravælger vi at inddrage manuel aflæsning, for at undgå yderligere resultatmæssig uoverensstemmelse. En tilsvarende problematik kan naturligvis også nævnes som fejlkilde i forbindelse med VGA. Vi har i denne forbindelse benyttet tre radiologer, og man må forholde sig kritisk til, om dette er nok til at skabe en repræsentativ vurdering af billedkvaliteten. Vi ville gerne have haft deltagelse af flere radiologer, men har vurderet, på baggrund af vores måleresultater som udviser statistisk signifikant, lineær korrelation, at antallet af radiologer er sufficient. I forbindelse med anvendelse af konversionsfaktorer til udregning af effektiv dosis, gør der sig også et forhold gældende, som kan kategoriseres som en mulig fejlkilde. Konversionsfaktorerne, udarbejdet af Hart, Jones & Wall (7), muliggør udregning af effektiv dosis på baggrund af både overfladedosis og arealdosis. Ifølge Hart, Jones & Wall (7) er udregning på baggrund af arealdosis formodentlig mest pålidelig, da denne metode tager højde for det røntgenbestrålede område, som involverer antallet af bestrålede organer. Imidlertid havde vi ved forsøgets udførelse ikke det nødvendige udstyr til måling af arealdosis, og den effektive dosis er således beregnet med udgangspunkt i overfladedosis. Vi kan ikke udelukke, at dette kan have haft betydning for konstansniveauet i forhold til at opretholde konstant effektiv dosis, men da beregning på baggrund af overfladedosis er en anerkendt metode, må afvigelsen anses som værende beskeden. Afslutningsvis, skal det i dette afsnit nævnes, at udførelsen af pilotforsøget har været utroligt nyttigt. Vi har herigennem opsamlet en masse erfaring i forhold til hensigtsmæssig udførelse af forsøget, således at antallet af fejlkilder holdes på et minimum. På baggrund af pilotforsøget, har vi været i stand til at optimere samarbejdet i forhold til at have en systematisk og præcis behandling af alle de bolde, som er i luften under udførelsen af et kompliceret forsøg som det, der ligger til grund for denne opgave. 8 Konklusion I denne opgave har vi undersøgt CR-systemets følsomhed ved forskellige fotonenergier. Vi har arbejdet ud fra en hypotese, som siger, at CR-systemet har en højere følsomhed ved lavere kv, sammenlignet med Side 42af 59

44 de fotonenergier, som almindeligvis benyttes i dag. For at undgå øget strålerelateret risiko til patienten, er den effektive dosis i vores forsøg holdt konstant ved alle kv-niveauer. Forsøgsresultaterne er evalueret med VGA, og denne er suppleret med CDRAD-analyse. VGA bekræfter vores hypotese, og viser at der er en tydelig forbedring af billedkvaliteten, når kv sænkes ved konstant effektiv dosis. Således opnås bedste billedkvalitet ved 50 kv, hvorefter 60, 70, 81 og 90 kv følger. Sammenhængen mellem kv og billedkvalitet er undersøgt statistisk og denne viser en statistisk signifikant korrelation på p< 0,01. CDRAD-analysen viser derimod, at bedste billedkvalitet er opnået ved udgangspunktet på 70 kv. Der kan ved CDRAD-analyse ikke påvises nogen form for korrelation mellem kv og billedkvalitet, hvilket øjensynligt må tilskrives de fejlkilder som er diskuteret i erfaringsafsnittet. Vi vælger at tillægge VGA størst vægt i forhold til at konkludere forsøget. Dels med udgangspunkt i de statistiske kendsgerninger, men endnu vigtigere er det, at VGA-resultaterne er fremkommet på baggrund af vurderinger fra de radiologer, som i praksis er afhængige af god billedkvalitet for at kunne stille de rette diagnoser. I forlængelse af konklusionen vil vi afslutningsvis kort reflektere over opgavens reliabilitet, validitet og generaliserbarhed, som er de 3 kriterier der overordnet set benyttes til vurdering af forskning. Med udgangspunkt i overholdelse af de positivistiske videnskabelighedskriterier har vi tilstræbt at gøre forsøget reliabelt, via præcision i forsøgsudførelsen og eksplicitering af vores dataindsamling. Vi mener således, at forsøget kan reproduceres og ved gentagelse resultere i tilsvarende resultater. Dog er der en vis usikkerhed omkring resultaterne opnået ved CDRAD-analyse, og det er yderst tvivlsomt om disse kan genskabes. Formålet med validitet er at undersøge, om en hypotese er rigtig eller forkert (11, s.82). Vores resultater. opnået ved VGA og CDRAD, er modstridende, men som det er begrundet ovenfor, tillægger vi VGAresultaterne størst værdi, hvorved vores hypotese bekræftes. Opgavens validitet understøttes yderligere af, at forsøgsresultaterne opnået ved VGA udviser sammenhæng mellem teori og empiri. På baggrund af resultaterne opnået ved VGA, finder vi, at vores forsøg kan generaliseres. Der kan således skabes direkte paralleller til andre videnskabelige studier, eksempelvis Tingberg & Sjöström (3), hvor man har påvist en lignende sammenhæng mellem kv og billedkvalitet ved undersøgelse af CR-systemet. Vores forsøg udviser, på baggrund af VGA, et statistisk signifikansniveau på p<0,01 og vi finder, at det som angivet ovenfor, lever fint op til kriterierne for reliabilitet og validitet. Dermed finder vi det muligt, at man på baggrund af vores forsøg kan drage slutning fra et enkelt tilfælde til samtlige tilfælde. Herved Side 43af 59

45 skabes ekstern validering, også kaldet bogstavelig generalisation (11, s. 87), hvorved andre ud fra vores undersøgelse kan opnå tilsvarende resultater i en lignende situation. 9 Perspektivering Vores forsøg viser, at det er muligt at optimere CR-systemet, og således udnytte systemets følsomhed til at opnå en bedre billedkvalitet ved at sænke kv. Vel at mærke uden at øge den strålerelaterede risiko for patienten. Spørgsmålet er, om det er muligt at overføre vores forsøg til praksis. For at opretholde konstant effektiv dosis har vi været nødsaget til at udføre forsøget i manuel mode. Der foreligger derfor et arbejde for teknikere i form af omprogrammering af AEC, hvis forsøget skal realiseres. AEC er i dag programmeret i forhold til en fikseret udkoblingsdosis. Ved implementering af vores forsøg kunne man forestille sig, at AEC i stedet programmeres til en konstant patientdosis, hvor man måske kunne bruge signal/støj forholdet som et mellemled? Inden man gør sig overvejelser om at implementere kv-nedsættelse ved konstant effektiv dosis i praksis, synes vi dog, at man bør foretage nærmere undersøgelser i forhold til eventuelle konsekvenser, som den øgede huddosis kunne tænkes at medføre. Vi har således ikke optimeret noget som helst, hvis den øgede dosis til huden resulterer i en højere strålerelateret risiko til patienten, da formålet med vores forsøg jo netop er at forbedre billedkvaliteten uden at øge patientrisikoen. I denne opgave har vi søgt at optimere billedkvalitet, mens den effektive dosis har været konstant. Men man kan jo også vende ligningen rundt, således at billedkvalitet bliver vores konstant og effektiv dosis den optimerende faktor. På den måde kan man også udnytte CR-systemets følsomhed til, at optimere den effektive dosis ved en given billedkvalitet, og dermed reducere dosis til patienten. Side 44af 59

46 10 Referenceliste 1. Bushong, Stewart C., (2004): Radiologic Science for Technologist Physics, Biology and Protection. Elsevier Mosby, St. Louis, MO, USA,. 2. Geijer, Håkan & Persliden, Jan, (2005): Varied Tube Potential with Constant Effective Dose at Lumbar Spine Radiography using a Flat Panel Digital Detector. Radiation Protection Dosimetry, Vol. 114, Nos 1-3, pp Linköping University, Linköping, Sweden. 3. Tingberg, Anders & Sjöström, David, (2005): Optimisation of Image Plate Radiography with Respect to Tube Voltage. Radiation Protection Dosimetry, Vol. 114, Nos 1-3, pp , Malmö University Hospital, Malmö, Sweden. 4. Honey, I D, Mackenzie, A & Evans D S, (2005): Investigation of Optimum Energies for Chest Imaging using Film-screen and Computed Radiography. British Journal of Radiology 78, , King College Hospital, London, UK. 5. Commision of the European Communities. European guidelines on quality criteria for diagnostic radiographic images. Report EUR 16260, (Geneva: EC) (1996). 6. Sundhedsmin., Sundhedsstyrelsen (1998): Bekendtgørelse om Medicinske Røntgenanlæg til Undersøgelse af Patienter. J.nr Hart, D, Jones, D G & Wall, B F, (1994): Estimation of Effective Dose in Diagnostic Radiology from Entrance Surface Dose and Dose-Area Product Measurements. NRPB-R262, NRPB, Chilton, UK. 8. Holme, Idar Magne & Solvang, Bernt Krohn, (1991): Metodevalg og Metodebruk. Tano, Otta. 9. Bushberg, Jerrold T, Seibert, J. Anthony, Leidholdt Jr, Edwin M, Boone, John M, (2002): The Essential Physics of Medical Imaging. Lippincott Williams & Wilkins, Philadelphia, PA, USA. 10. Andersen, Jørn Erik & Munk, Jens, (1981): Lærebog i Røntgenfysik for Radiograf studerende. Kompendium udleveret ved Radiografuddannelsen i Odense. 11. Kruuse, Emil, (2005): Kvantitative Forskningsmetoder i Psykologi og Tilgrænsende Fag. Dansk psykologisk Forlag, Viborg, Danmark. 12. Kjørup, Søren (2003): Forskning og Samfund En Grundbog i Videnskabsteori. Gyldendal, København, Danmark. 13. Johansen, Klaus (2002): Basal Sundhedsvidenskabelig Statistik Begreber og Metode. Munksgaard. Viborg, Danmark. 14. Lund, Hans & Røgind, Henrik (2004): Statistik i ord. Munksgaard, Viborg, Danmark. Side 45af 59

47 15. Hegelund, Signe (2002): Akademisk Argumentation Skriv Overbevisende Opgaver på de Videregående Uddannelser. Samfundslitteratur. Frederiksberg, Danmark. 16. Seibert, J. Anthony (2004): Computed Radiography Technology University of California Davis Medical Center. Sacramento, California, USA. 17. Sundhedsstyrelsen, Statens Institut for Strålehygiejne (2003): Vejledning om Kontrol af CRsystemer , Herlev, Danmark. 18. Sundhedsmin., Sundhedsstyrelsen (1997): Bekendtgørelse om Dosisgrænser for Ioniserende Stråling. J.nr Dansk Radiologisk Selskab (2003): Vejledninger Vedr. Radiologiske Procedurer Sund, Patrick, Båth, Magnus, Kheddache, Susanne & Månsson, Lars Gunnar (2004): Comparison of Visual Grading Analysis and Determination of Detective Quantum Efficiancy for Evaluating System Performance in Digital Chest Radiography. Eur Radiol 14: Göteborg, Sweden. 22. Thijssen, M.A.O og Bijkerk, K.R: Manual Contrast-detail phantom, Artinis cdrad. University Medical Center Nijmegen, Netherlands. 23. Sundhedsstyrelsen, Statens Institut for Strålehygiejne (2005): Stråling. Undervisning i strålehygiejne juni Herlev, Danmark. 24. Fetterly, Kenneth A. & Hangiandreou (2000): Effects of X-ray Spectra on the DQE of a Computed Radiography System. Medical Physics, Vol. 28, No. 2, pp , Rochester, Minnesota, USA. Side 46af 59

48 11 INDHOLDSFORTEGNELSE FOR BILAG BILAG 1 48 BILAG 2 50 BILAG 3 52 BILAG 4 54 BILAG 5 56 BILAG 6 57 BILAG 7 58 Side 47af 59

49 Bilag 1 Forsøgsresultater og beregning af overfladedosis og effektiv dosis Bilag 1 viser alle vores forsøgsresultater. Imellem hvert forsøg, vil beregningen af den nye overfladedosis fremgå. Forsøg 1 - OVERFLADEDOSIS i AEC, akryl: 16 cm ( Billedenr. 2,1-2,2-2,3 ) Antal eksponeringer Middelværdi kv Overfaldedosis måli i mgy 1,014 1,005 1,005 1,001 1,007 1,003 1,001 0,994 1,006 1,009 1,0045 mas 14, ,1 14,1 14,2 14,2 14, ,2 14,2 14,12 Beregningen for den effektive dosis vi vil benytte som referencemåling fremkommer således jf. bilag 2: 1,0045 mgy * 0,134 msv mgy -1 = 0, msv FORSØG NR 1a: Beregningen for en ny overfladedosis ved 90 kv vil se således ud: 0,1346 msv / 0,162 msv mgy -1 = 0,83086 mgy Forsøg 1a - Manuelle parametre med konstant effektiv dosis, akryl: 16 cm ( Billedenr. 3,1-3,2-3,3 ) Antal eksponeringer Middelværdi kv Overfladedosis målt i mgy 0,8508 0,8465 0,826 0,826 0,7577 0,826 0,8246 0,8271 0,8276 0,8285 0,82676 ms , mas 6,4 6,4 6,25 6,3 5,776 6,3 6,3 6,3 6,3 6,3 6,3 ma Side 48af 59

50 FORSØG NR 1b: Beregningen for en ny overfladedosis ved 81 kv vil se således ud: 0,1346 msv / 0,1503 msv mgy -1 = 0,89556 mgy Forsøg 1b - Manuelle parametre med konstant effektiv dosis, akryl: 16 cm ( Billedenr. 4,1-4,2-4,3) Antal eksponeringer Middelværdi kv Overfladedosis målt i mgy 0,8222 0,8042 1,019 1,032 1,028 1,031 0,8222 0,8212 0,8225 0,8234 0,8234 0,82254 ms 16 12,5 12, mas 8 7, , ma FORSØG NR 1c: Beregningen for en ny overfladedosis ved 60 kv vil se således ud: 0,1346 msv / 0,117 msv mgy -1 = 1,15045 mgy Forsøg 1c - Manuelle parametre med konstant effektiv dosis, akryl: 16 cm ( Billedenr. 5,1-5,2-5,3) Antal eksponeringer Middelværdi kv Overfladedosis målt i mgy 1,199 1,185 1,176 1,186 1,209 1,06 1,176 1,175 1,174 1,174 1,176 1,175 ms mas 25,6 25, ,2 25,6 22, ma FORSØG NR 1d: Beregningen for en ny overfladedosis ved 50 kv vil se således ud: 0,1346 msv / 0,099 msv mgy -1 = 1,35962 mgy Forsøg 1d - Manuelle parametre med konstant effektiv dosis, akryl: 16 cm ( Billedenr. 6,1-6,2-6,3) Antal eksponeringer Middelværdi kv Overfladedosis målt i mgy 1,074 1,351 1,342 1,323 1,32 1,34 1,351 1,351 1,352 1,351 1,352 1,3514 ms mas 40 50,4 50, ,2 50,4 50,4 50,4 50,4 50,4 50,4 ma Side 49af 59

51 Bilag 2 - Konversionsfaktorerne Bilag 2 er en kopi af konversionsfaktorerne fra rapporten Estimation of effective dose in diagnostic radiology from entrance surface dose and dose-area product measurements af Hart, Jones og Wall. Side 50af 59

52 Side 51af 59

53 Bilag 3 - Følgebrev til radiologerne i forbindelse med VGA. Visual grading analysis (VGA) - Instruktion I forbindelse med vores bachelor-opgave arbejder vi med optimering af CR-systemet, og herigenem undersøgelse af systemets følsomhed ved forskellige fotonernergier. Med udgangspunkt i røntgen af pelvis, ønsker vi således at undersøge, om billedkvaliteten kan forbedres ved at sænke kv-niveauet. En kv-nedsættelse udgør normalt et strålehygiejnisk problem, men vi har udført alle optagelser således, at den effektive dosis er konstant uanset kv-indstilingen. Herved sikres det, at den strålerelaterede risiko er konstant ved alle kv-indstillinger. Vi har således udført optagelser ved følgende kv-indstillinger: 50, 60, 70, 80, og 90kV. Indstillingen på 70 kv er standard-indstillingen ved rtg af pelvis på det pågældende hospital, og vil således fungere som vores reference-billede. Optagelser udført ved de øvrige kv-indstilinger ønskes sammenlignet med reference-billedet vha. visual grading analysis (VGA). VGA er en videnskabelig anerkendt metode og benyttes ofte i forbindelse med subjektiv evaluering af billedkvalitet. Denne metode vil i vores forsøg desuden blive sammenholdt med en CDRAD-analyse. Billederne skal evalueres ud fra følgende kritereier for røntgen af pelvis, som er udarbejdet på baggrund af European Image Criteria (European Commision 1996) Billedkriterier 1 Visuel skarp gengivelse af os sacrum (spongiosa) 2 Visuel skarp gengivelse af sacrale foramina 3 Visuel skarp gengivelse af os pubis 4 Visuel skarp gengivelse af sacro-iliaca led bilateralt 5 Visuel skarp gengivelse af collum femoris bilateralt Side 52af 59

54 Hvert billede skal sammenholdes med reference-billedet og tildeles point på baggrund af nedenstående tabel point Strukturen i billedet er: - 2 Væsentlig dårligere fremstillet end den tilsvarende struktur i reference-billedet - 1 En smule dårligere fremstillet end den tilsvarende struktur i reference-billedet 0 Fremstillet svarende til den tilsvarende struktur i reference-billedet + 1 En smule bedre fremstillet end den tilsvarende struktur i reference-billedet + 2 Væsentlig bedre fremstillet end den tilsvarende struktur i reference-billedet Point bedes udfyldt i det vedlagte skema. Mange tak for hjælpen. Med venlig hilsen Sanne Jakobsen og Anders Jørgensen, radiografstuderende, 7. semester Side 53af 59

55 Bilag 4 - Operationalisering af problemformulering Problemformulering: Hvordan kan man opnå en bedre billedkvalitet ved kv-nedsættelse, uden at øge den effektive dosis til patienten, ved røntgen af pelvis på CR? Kategorier: A. Billedkvalitet ved kv-nedsættelse på CR B. Dosis ved kv-nedsættelse på CR Begreber: Ad. A Billedkvalitet Høj og lavkontrast, støj, uskarphed, modalitet, ALARA, dynamic range, præ og postprocessing, betragtningsforhold, k-edge, HVL, spredning. kv-nedsættelse Nedsat spredt stråling, øget kontrast, øget dosis (?), nedsat compton effekt, øget fotoelektrisk effekt, tommelfingerregelen. Ad. B Dosis Huddosis (indgangs og udgangsdosis), overfladedosis, effektiv dosis, absorberet dosis, arealdosis, ækvivalent dosis, mas, vævsvægtningsfaktorer, deterministiske/stokastiske skader, referencedosis, ALARA, øget kv, strålehygiejne. Forskningsspørgsmål: Hvordan er CR s følsomhed ved forskellige kv-niveauer? Hvilken betydning har kv-nedsætelse for støj? Hvilken betydning har kv-nedsættelse for høj og lavkontrast? Hvilken betydning har kv-nedsættelse for dannelse af compton og fotoelektrisk effekt, og hvordan påvirker disse billedkvaliteten? Hvilken betydning har kv-nedsættelse for overfladedosis? Side 54af 59

56 Hvilken betydning har overfladedosis for huddosis? Hvilken betydning har overfladedosis for den effektive dosis? Hvilken betydning har kv-nedsættelse for for mas ved konstant effektiv dosis? Side 55af 59

57 Bilag 5 Resultater fra CDRAD-analysen CDRAD-analysen kv 50 kv 60 kv 70 kv 81 kv 90 kv Billedenr. 6,1 6,2 6,3 5,1 5,2 5,3 2,1 2,2 2,3 4,1 4,2 4,3 3,1 3,2 3,3 CDRAD-analyse 1 3,1 3,02 2,99 3,6 3,29 3,2 3,64 2,97 3,91 2,99 3,08 3,16 3,15 3,9 3,05 CDRAD-analyse 2 3,1 3,09 3,12 3,69 3,31 3,2 3,64 2,97 3,91 2,99 3,08 3,16 3,13 3,9 3,1 CDRAD-analyse 3 2,99 3,02 3,12 3,6 3,31 3,18 3,78 2,97 3,91 2,99 3,08 3,16 3,18 3,9 3,05 CDRAD-analyse 4 2,95 3,02 2,99 3,6 3,31 3,18 3,64 2,97 3,91 2,99 3,08 3,12 3,2 3,9 3,05 CDRAD-analyse 5 3,03 3,05 3,24 3,69 3,24 3,18 3,78 2,97 3,91 3,04 3,08 3,16 3,15 3,9 3,05 Gennemsnitlig IQFinv-værdi for hvert billede 3,034 3,04 3,092 3,636 3,292 3,188 3,696 2,97 3,91 3 3,08 3,152 3,162 3,9 3,06 Gennemsnitlig IQFinv-værdi for kv 3,055 3,372 3,525 3,077 3,374 S-værdi Gennemsnitlig s-værdi Side 56 af 59

58 Bilag 6 VGA-resultaterne 50 kv score 60 kv score 81 kv score 90 kv score læge 1 læge 2 læge 3 læge 1 læge 2 læge 3 læge 1 læge 2 læge 3 læge 1 læge 2 læge 3 kriterie kriterie kriterie kriterie kriterie kriterie kriterie kriterie Kriterie Kriterie Kriterie Kriterie kriterie kriterie kriterie kriterie kriterie kriterie kriterie kriterie i alt middel 1, middel 0,8 middel -0,6 middel -1,2 Side 57 af 59

59 Bilag 7 Fra overfladedosis til huddosis Gennemsnitlig overfladedosis Gennemsnitlig huddosis målt i mgy i msv 50 kv 1,3514 1, kv 1,1750 1, kv 1,0045 1, kv 0,8225 0, kv 0,8268 0,8268 Side 58 af 59