Sammenligning af billedkvalitet og dosis ved thorax ... · PDF fileSammenligning af...

1

Sammenligning af billedkvalitet og dosis ved thorax røntgenoptagelser af præmature neonatale på CXDI-70C og CXDI-55C

Bacheloropgave

Navne: Rune Kring Johan Høising Eckmann Anne Catherine Støvring

Dato/år: 03-01-11 Vejleder: Helle Precht Antal anslag: 95.314

Opgaven må udlånes og anvendes til udannelsesmæssige formål samt gøres tilgængelig på institutionens intranet, hjemmeside o.logn.

Underskrift:

2

Undertegnede erklærer hermed at denne opgave er udarbejdet af undertegnede samt at der ikke er modtaget uretsmæssig hjælp til udarbejdelsen af denne opgave, herunder afskrift fra andre opgaver, bøger, artikler og lignende.

Underskrift:

3

ABSTRACT

Sammenligning af billedkvalitet og dosis ved thorax røntgenoptagelser af neonatale

præmature på CXDI-70C og CXDI-55C. / Comparison of image quality and dose, when

performing chest radiography on premature neonates using CXDI-70C vs CXDI-55C.

Baggrund: Canon har netop udviklet en ny DR detektor, CXDI-70C, der har mindre pixels og

højere fill faktor end tidligere modeller. Højere fill faktor medfører i teorien en højere sensitivitet,

og dermed mulighed for nedsættelse af dosis samtidig med bibeholdelse af billedkvalitet – i

overensstemmelse med ALARA princippet. Dosisnedsættelse er specielt interessant indenfor

pædiatrien, hvor især præmature er meget strålefølsomme. Ved præmature er de anatomiske

strukturer i thorax meget små, så kravene til billedkvaliteten er høje. Selv de mindste detaljer kan

gøre en forskel i diagnosen for barnet.

Formål: At undersøge om der er en potentiel dosisbesparelse forbundet med brug af CXDI-70C

frem for CXDI-55C ved thorax optagelser obs. pneumothorax af præmature neonatale.

Metode og materialer: Der blev foretaget en subjektiv og objektiv vurdering af billedkvalitet via et

humant og et teknisk fantom for at sammenligne billedkvalitet ved forskellige dosisniveauer. Der

blev taget billeder ved alle kombinationer af eksponeringsparametrene 50, 60, 70, 80 kV og 0,1, 0,2,

0,4, 0,8, 1,2 og 1,6 mAs. Alle tekniske parametre og softwareindstillinger blev holdt konstante.

Dosismålinger for alle eksponeringer blev kontrolleret med MonteCarlo, samt sammenholdt med

REX værdier. Der blev udført statistisk analyse på resultaterne.

Resultater: Sammenfattet ses at: Samme REX kan opnås på 70C ved ~33,33 % lavere dosis end på

55C, hvilket peger på højere sensitivitet på 70C. IQFinv var højere på 70C end på 55C ved alle

parameterindstillinger, og denne forskel var statistisk signifikant. Forskellene i VGAS var ikke

statistisk signifikante, men viste tendenser til bedre billedkvalitet på 70C ved lave parametre. Det

var muligt at visualisere pneumothorax på præmature adækvat ved lavere dosis på 70C end på 55C.

Konklusion: Det er muligt at opnå dosis besparelse uden tab af billedkvalitet, ved

røntgenoptagelser obs. pneumothorax på præmature neonatale ved brug af Canons CXDI-70C

detektor frem for Canons CXDI-55C detektor, og det kan konkluderes at der er strålehygiejniske

fordele ved brug af 70C frem for 55C.

4

Indhold

Indledning ............................................................................................................................................. 5

Problemfelt ........................................................................................................................................... 6

Hypotese ........................................................................................................................................... 9

Operationalisering ................................................................................................................................ 9

Kategorier...................................................................................................................................... 9

Begreber ........................................................................................................................................ 9

Forskningsspørgsmål .................................................................................................................. 10

Opgavens opbygning .......................................................................................................................... 11

Kildekritik .......................................................................................................................................... 12

Teori ................................................................................................................................................... 14

Anatomi og fysiologi (JHE) ........................................................................................................... 14

Opbygning af DR detektorer (ACS) ............................................................................................... 16

Billedkvalitet................................................................................................................................... 19

Dosis (RK) ...................................................................................................................................... 22

Statistik ........................................................................................................................................... 23

Empiri ................................................................................................................................................. 24

Valg af metode ................................................................................................................................ 24

Etiske overvejelser .......................................................................................................................... 28

Forsøgsopstilling ............................................................................................................................ 29

Design og udførelse af VGA: ...................................................................................................... 41

Resultater og analyse .......................................................................................................................... 44

REX ................................................................................................................................................ 44

Dosis ............................................................................................................................................... 47

IQFinv ............................................................................................................................................. 49

VGA ................................................................................................................................................ 52

Statistisk analyse ............................................................................................................................. 59

Bias/fejlkilder ................................................................................................................................. 61

Diskussion .......................................................................................................................................... 62

Konklusion ......................................................................................................................................... 69

Perspektivering ................................................................................................................................... 70

Litteraturliste ...................................................................................................................................... 71

Bilagsoversigt ..................................................................................................................................... 75

5

Indledning

Siden midt 90’erne har patientforeninger, medier og politikere stillet krav om mere kontrol og øget

kvalitet inden for sundhedsvæsenet (1). Som følge heraf et øget fokus på evidensbaseret

kvalitetssikring og kvalitetsudvikling inden for det danske sundhedsvæsen – herunder radiografien.

Kvalitetsudviklingen sker indenfor flere områder i radiografien; forbedret tværfagligt samarbejde,

øget specialisering samt forskning, alt sammen med afsæt i den danske kvalitetsmodel (2) og ofte

med det mål at mindske røntgendosis til patienten ved en given undersøgelse. Denne udvikling samt

krav fra patienter og sundhedssystemet gør nyudviklingen indenfor specifikke modaliteter essentiel.

Et område, der er i rivende udvikling, er konventionel røntgen, hvor digitaliseringen har taget sit

indtog. Seneste nyhed i den digitale radiografi er en nyudviklet trådløs DR detektor med høj fill

faktor og høj spatial opløsning. Denne detektor, CXDI-70C, blev præsenteret på ECR 20101 af

Canon, og ses som en revolution inden for DR (3). Dette projekt sammenligner CXDI-70C med en

tidligere DR detektor fra Canon, med fokus på dosis og billedkvalitet, og kan ses som en del af

kvalitetssikringen inden for radiografien.

1 European Congress on Radiology, afholdt Marts 2010 i Wien.

6

Problemfelt

Videnscentret Conrad ved UCL2 har en udviklingskontrakt med Canon Europe, medical division og

har tidligere samarbejdet omkring tekniske projekter. På baggrund af dette samarbejde blev Conrad

forespurgt om at lave et projekt der skulle teste den nyudviklede detektor, hvilket blev til dette

bachelor projekt. Vi, som gruppe, har igennem radiografuddannelsen været teknisk interesserede,

og ved tidligere opgaver haft gode erfaringer med eksperimentel metode, hvilket motiverer og

inspirerer os til at arbejde for at udvikle radiografien ad den tekniske vej.

De overordnede forbedringer på detektoren CXDI-70C (herefter 70C) sammenlignet med

forgængeren CXDI 55C (herefter 55C), er at 70C er trådløs, har en højere spatial opløsning samt fill

faktor, og der er tilkoblet ny software til processering af billederne (3). Fokuseres på billedkvalitet,

er den mindre pixel størrelse samt højere fill faktor interessant. Mindre pixels giver en bedre spatial

opløsning, idet en pixel kan varetage en gråtone og mindre pixels bidrager derfor til en højere

detalje-skarphed i billedet (d, s263). Jo mindre, strukturer man ønsker at visualisere, jo højere krav

stilles der til den spatiale opløselighed, hvilket øger den diagnostiske værdi af røntgenbilledet.

En højere fill faktor bidrager også til en højere billedkvalitet og giver samtidig en bedre udnyttelse

af de billeddannende stråler, idet DR systemet herved ikke skal estimere den information, der

knytter sig til steder hvor detektoren indeholder ledninger og TFT i pixels (4, s. 300). Den højere

udnyttelse af de billeddannende stråler muliggør rent teoretisk, at dosis kan sænkes uden tab af

billedkvalitet (4, s300). Men om den øgede fill faktor i sammenhæng med mindre pixel størrelse

fører til en detektor, der er mere sensitiv over for røntgenstråler, er endnu uvis.

En af de vigtigste opgaver for os som radiografer er at overholde ALARA3 princippet; at

patienterne skal have så lav stråledosis som muligt, således at denne er foreneligt med de

diagnostiske krav til billedet (5, s. 41). Dette kompromis mellem billedkvalitet og dosis er beskrevet

i bekendtgørelse 975 fra Statens Institut for Strålebeskyttelse (SIS):

§65: ”Alle doser skal holdes så lave som det med rimelighed er muligt under

hensyntagen til de ønskede diagnostiske resultater” (6)

Dette stiller krav til at radiografen tager så få eksponeringer som muligt med de rette parametre,

således at signal støj forholdet (SNR) svarer til indikationen for undersøgelsen. Ligeledes stiller det

2 University College Lillebælt 3 As Low As Reasonably Achieveable – om stråledosis ved røntgenundersøgelser.

7

krav til apparaturet, som helst skal være optimeret og sensitivt, hvilket bekendtgørelse 975 og 823

fra SIS også forholder sig til:

975, §111: ”Ved anskaffelser skal der vælges apparatur der giver så lave doser som

det med rimelighed er muligt under hensyntagen til de ønskede diagnostiske

resultater. Dette gælder især for apparatur til undersøgelse af børn […]” (6)

823, §2, stk 2: ”Optimering: Alle doser skal holdes så lave som rimelig opnåeligt.”(7)

Netop derfor finder vi det interessant at undersøge, om en højere fill faktor og mindre pixelstørrelse

er forbundet med en potentiel dosisbesparelse.

Muligheden for at sænke dosis (som følge af højere fill faktor) uden tab af billedkvalitet er specielt

interessant i pædiatrien, idet børn er meget strålefølsomme (6, s7). Pædiatriske undersøgelser sætter

samtidigt store krav til billedkvalitet, grundet børns små anatomiske strukturer. På denne baggrund

fokuseres der videre i opgaven på pædiatriske undersøgelser i forhold til dosis og billedkvalitet ved

detektorerne 55C og 70C. Børns øgede strålefølsomhed begrundes med antallet af celledelinger,

idet kroppen er under udvikling og børn har estimeret længere levealder. Jo yngre børnene er, jo

mere strålefølsomme er de (6, s7). Ved valg af præmature neonatale (herefter præmature) vil en

dosis reduktion derfor have stor betydning.

På valgfaget i børneradiografi erfarede vi, at konventionelle thorax undersøgelser er den hyppigste

røntgenundersøgelse på præmature. I forhold til billedkvalitet er der ved thorax undersøgelser af

præmature høje krav, idet de anatomiske strukturer i thorax er ekstra små og selv de mindste

detaljer kan gøre en forskel i diagnosen for barnet. 5-10 % af børn i respirator udvikler

pneumothorax4 (8, s. 183, 197), hvilket gør pneumothorax til en hyppig henvisningsdiagnose ved

thorax af præmature børn. Ved pneumothorax foretages op til flere kontrolrøntgenoptagelser,

hvorved dosis akkumuleres. En mere effektiv detektorplade vil her føre til en reduktion af dosis

gentagne gange, i overensstemmelse med ICRPs5 anbefalinger om pædiatriske undersøgelser:

“The following examinations should be given priority in the optimization of paediatric

examinations: Acquisition leading to repeated radiation. […] Acquisition involving

radiation sensitive area.”(9)

4 Hel eller delvis sammenklapning af en lunge. 5 International Commision on Radiological Protection.

8

Dette giver grundlag for at vælge pneumothorax som det patologiske fokus for dette projekt, og det

er på denne baggrund oplagt at sammenligne 70C med 55C ved pneumothorax optagelser af

præmature i forhold til billedkvalitet og dosis.

En anden mulighed for at optimere dosis og billedkvalitet er vha. software processering. Det kunne

være spændende at arbejde med den seneste nye software og herigennem optimere undersøgelsen;

men det vil kræve kobling af mange parametre og et større eksperimentelt design samt dybere

indblik i software teorien, hvorfor det bliver for omfattende til dette bachelor-projekt. Vi vælger

derfor at holde fokus på hardware. Desuden anvendes den nye software både på 70C og 55C,

hvilket betyder, at softwaren ikke er en specifik force for 70C.

En af de største udfordringer ved røntgenoptagelser af præmatures thorax er, at få spædbørn til at

ligge stille. Dette medfører ofte at radiograferne blænder ekstra ud for at helt være sikre på at få

hele lungefeltet med på røntgen billedet, så billedet ikke skal tages om. For at behandle denne

problemstilling fyldestgørende, ville det være nødvendigt at undersøge nogle af de redskaber,

radiograferne bruger til at få børnene til at ligge stille; kommunikation, sedering og immobilisering.

Disse problemstillinger kunne belyses med en hermeneutisk tilgang, hvilket derfor ikke inkluderes i

denne opgave, der har en kvantitativ tilgang. Flere artikler omtaler indblænding på spædbørn som

en udfordring for radiografer grundet spædbørns anatomiske bygning. Problemerne med

indblændingen resulterer i, at mere væv end det ønskede bestråles, og derved gives unødig dosis. I

artiklerne konkluderes det, at der er behov for nye retningslinjer og for nye fikspunkter for

centrering ved thorax-optagelser af spædbørn (10, 11). Problemstillingen er derfor yderst relevant

og interessant, men i og med, at denne opgave fokuserer på hardware og ikke teknisk optimering af

thorax undersøgelse på præmature, berøres dette ikke videre i opgaven.

Opgaven fokuserer herved på et evt. potentiale for dosisbesparelse samtidig med bibeholdelse af

billedkvalitet forbundet med at bruge 70C frem for 55C, ved røntgenoptagelser af præmature

spædbørn, obs pneumothorax. Hvilket fører frem til følgende hypotese:

9

Hypotese

Operationalisering

Nedenfor operationaliseres hypotesen, ved hjælp af en standardiseret metode. Formålet med

operationaliseringen er at finde frem til en række forskningsspørgsmål, der hjælper med at holde

fokus gennem opgaven – og sikrer at konklusionen indeholder alle elementer fra hypotesen (12, s.

75-78).

Kategorier

a) Dosis besparelse

b) Billedkvalitet

c) Røntgenoptagelse af thorax, neonatal

d) Pneumothorax, neonatal

e) Detektorplader (70C, 55C)

Begreber

Afledte begreber til a:

• Stokastiske og deterministiske skader

• Dosisbesparelse

Afledte begreber til b:

• SNR

• Lavkontrastopløsning (LKO)

• Spatial opløsning

Afledte begreber til c:

• Parametre

• Kriterier

Hypotese: ”Det er muligt at opnå dosis besparelse uden tab af billedkvalitet, ved

røntgenoptagelser af thorax obs. pneumothorax på præmature neonatale, ved brug af

Canons CXDI-70C detektor frem for Canons CXDI-55C detektor”

10

Afledte begreber til d:

• Patologi

• Neonatologi/anatomi

• Radiologi

Afledte begreber til e:

• Opbygning af 70C

• Opbygning af 55C

Forskningsspørgsmål

Kategori A:

1) Hvad er henholdsvis stokastiske og deterministiske skader?

2) Hvordan er sammenhængen mellem dosis og risiko for skader?

3) Hvordan er sammenhængen mellem alder og risiko for skader?

4) Hvilke organer bestråles ved en thoraxundersøgelse af præmature, og hvor strålefølsomme

er de?

Kategori B:

5) Hvilke hardwaremæssige faktorer i detektoren indvirker på billedkvalitet?

6) Hvordan kan billedkvalitet måles?

7) Hvilke faktorer influerer på den subjektive billedkvalitet?

Kategori C:

8) Hvilke tekniske parametre anvendes til en thorax optagelse af et præmaturt barn?

9) Hvilke kriterier er der til en thorax optagelse af et præmaturt barn?

Kategori D:

10) Hvordan er opbygning og udvikling af pulmones hos præmature neonatale?

11) Hvad er pneumothorax, og hvordan ses pneumothorax på røntgenbilleder?

Kategori E:

12) Hvordan er 70C opbygget?

11

13) Hvordan er 55C opbygget?

14) Hvilken indflydelse har opbygningen af hhv. 70C og 55C på billedkvaliteten ved de samme

eksponeringsparametre?

15) Hvor høje/lave eksponeringsparametre er nødvendige for at opnå tilstrækkelig god

billedkvalitet til diagnosticering på hhv. 70C og 55C?

16) Hvilken type scintilatorlag anvendes på 70C og 55C, og hvor sensitiv er scintilatorlaget ved

forskellige kV niveauer?

Opgavens opbygning

Dette afsnit beskriver opgavens opbygning herfra. Først argumenteres for valget af anvendte

hovedkilder, som ligger til grund for denne opgave. Det angives, hvordan hver enkelt kilde

anvendes til besvarelse af forskningsspørgsmål, eller design af empiriindsamling. Herefter følger

teoriafsnittet opdelt i separate emner. Teorien ligger til grund for forsøgsovervejelser og opsætning

af forsøget, og inddrages i konklusionen i form af diskussioner omkring forsøgs resultater. I

opgaven beskrives kort før hvert teoriafsnit, hvilke forskningsspørgsmål, der bliver besvaret i de

enkelte afsnit. Derefter kommer et afsnit omhandlende indsamling af empiri. Formålet med dette

afsnit er at besvare forskningsspørgsmål ved hjælp af indsamling og analyse af empiriske data. I

starten af afsnittet udvælges forsøgsmetoderne, og forsøgsovervejelserne beskrives ved kritisk at

inddrage teorien samt erfaringer fra pilotforsøg. De endelige forsøg udføres, data og resultater

behandles og der laves statistiske beregninger. Empiriafsnittet afsluttes med bias og fejlkilder.

Forsøgets resultater diskuteres, og de statistiske beregninger inddrages samt sammenholdes med

tidligere fremstillet teori. Det undersøges om hypoteserne kan afvises/bekræftes. Endelig

konkluderes på vores hypoteser og der perspektiveres.

12

Kildekritik

Herunder præsenteres og argumenteres for anvendte bøger og artikler.

”Kvantitative forskningsmetoder” og ”Kvalitative forskningsmetoder”

Skrevet af Emil Kruuse, cand. psyk. Bøgerne giver en grundlæggende introduktion til kvantitative

og kvalitative forskningsmetoder, og forklarer blandt andet, hvordan en naturvidenskabelig

empirisk undersøgelse bør designes. Bøgerne henvender sig til studerende inden for fag som

psykologi, medicin samt sygepleje, og vi regner dem derfor også for værende relevante for os.

Nyeste udgave af begge bøger er fra 2007. Vi bruger bøgerne til at vælge metode, designe vores

forsøg, og til at få viden om de positivistiske videnskabelighedskriterier.

”The Essential Physics of Medical Imaging”

Skrevet af Bushberg, Seibert, Leidholdt, og Boone. Alle Ph.D., og professor of radiology ved

University of California. Bogen omhandler røntgenfysik og billeddannelse og er skrevet til

undervisning af studerende/personale inden for radiografen. Vi bruger bogen som kilde til teori om

detektorpladers opbygning og billedkvalitet. Bogen har et højt fagligt niveau, men er fra 2002,

hvorfor det er nødvendigt at supplere med nyere litteratur.

“Principles of Radiographic Imaging”

Skrevet af Arlene M. Adler, professor ved Radiologic Sciences Program, Indiana University og

Richard Carlton, associate professor ved Grand Valley State University. Nyeste udgave er fra 2006.

Bogen omhandler radiografisk billeddannelse, herunder digital billeddannelse og digital

billedbehandling. Da denne bog er nyere og opdateret, bruger vi den som supplement til

ovenstående.

”Radiographic positioning and related anatomy” (RPRA)

Kenneth L. Bontrager, radiograf, MA og John P. Lampignano, radiograf, M.Ed.

Bogen er et omfattende, men let tilgængeligt opslagsværk over projektioner og kriterier ved

røntgenundersøgelser. Nyeste udgave er fra 2009. Vi bruger bogen som en af flere referencer til at

finde eksponeringsparametre til vores forsøg.

”Neonatologi”

Skrevet i 2002 af Birgitte Peitersen, overlæge på Hvidovre Hospitals børneafdeling, og Mette

Arrøe, afdelingslæge på rigshospitalets neonatalklinik. Bogen omhandler både raske og syge

13

nyfødte børn, og henvender sig til læger og plejepersonale på neonatalafdelinger. Bogen svarer

fyldestgørende på vores forskningsspørgsmål om neonatales anatomi, fysiologi og patologi.

Sundhedsstyrelsens Bekendtgørelser nr. 975 og 823.

Dette er de gældende bekendtgørelser om hhv. medicinske røntgenanlæg til undersøgelse af

patienter og om dosisgrænser for ioniserende stråling. Begge er udarbejdet af Statens Institut for

Strålebeskyttelse. Vi regner bekendtgørelserne for valide og relevante kilder, da de er udgivet af

Sundhedsstyrelsen og er gældende lovgivning.

”Etiske retningslinjer for sygeplejeforskning i Norden”

Retningslinjerne fra Northern Nurses’ Federation, sidst revideret i 2003, beskriver blandt andet de

etiske krav der stilles i forbindelse med forskningsprojekter, såsom samtykke og fortrolighed. Vi

bruger retningslinjerne til kilde for etiske overvejelser i forbindelse med indsamling af vores empiri.

”Statistik i ord”

Bogen er skrevet i 2004 af Hans Lund, fysioterapeut, Ph.D. og Henrik Røgind, speciallæge,

reumatologi, Ph.D. Bogen beskæftiger sig med de grundlæggende begreber inden for medicinsk

statistik. Vi bruger bogen til at udvælge statistiske tests til at efterprøve vores resultater med.

“Visual grading characteristics (VGC) analysis: a non-parametric rank-invariant statistical

method for image quality evaluation Teori”

Artiklen er skrevet i 2007 af M. Båth, Ph.D. og L.G.Månsson, Ph.D. der begge har udgivet

adskillige peer reviewed artikler på pubmed, omhandlende vurdering af billedkvalitet.

Vi anvender artiklen som kilde til design af vores subjektive billedkvalitetsanalyse, da artiklen giver

en grundig gennemgang af både ROC og VGA analyse. Som supplerende litteratur anvendes

“Methods for the evaluation of image quality: a review”, som også er skrevet af L.G. Månsson.

14

Teori

Anatomi og fysiologi (JHE)

Formålet med dette afsnit er at beskrive anatomien og fysiologien for pulmones ved præmature, og

derved svare på forskningsspørgsmål 106.

Pulmones opbygning:

Pulmones er de organer, hvor respirationen foregår, det vil sige der her sker en udveksling af O2 fra

luften og CO2 fra blodet. Pulmones er placeret i thorax og består af: alveoler, bronkioler, bronkier,

nervevæv, lymfekar og blodkar. Man kan opdele pulmones i lapper. Den højre er inddelt i tre lapper

og den venstre er inddelt i to lapper. Den øverste del af pulmones kaldes apex pulmones, og ligger

på højde med første costapar. Den nederste del af pulmones kaldes basis pulmones og følger den

nederste costa kant. Hver pulmone er omgivet af en pleura, som er en tynd, elastisk

bindevævshinde. Pleura består af to lag: pleura visceralis som beklæder overfladen af pulmones og

pleura parietalis der sidder på indersiden af costavæggen, diaphragma samt det bindevæv, som

omgiver organerne i mediastinum (13, s. 93).

Præmature neonatale:

Ved præmaturitet forstås for tidlig fødsel, dvs. fødsel før udgangen af 37. gestationsuge. Præmature

neonatale vil ofte veje under 2500g men kan variere meget i vægt. Jo længere før terminen barnet er

født, jo mindre udviklede er de. Hos præmature vil respirationsfunktionen ofte være umodnet,

hvilket karakteriseres som respiratoric distress syndrome og tendens til apnøtilfælde7 (8, s. 59-62).

Præmature kan have store respirationsproblemer, da surfactant først dannes sent i fostertilstanden.

Surfactant nedsætter overfladespændingen, og gør det herved muligt for alveolerne at udvide sig

under respirationen. Derfor bliver mange præmature observeret nøje for respirationsforstyrrelser

(13, s. 88).

6 Hvordan er opgbygning og udvikling af pulmones hos præmature neonatale? 7 Åndenød.

15

Pneumothorax (JHE):

Formålet med dette afsnit er at beskrive patologien ved pneumothorax hos præmature, for at svare

på forskningsspørgsmål 118.

Pneumothorax defineres som ansamling af luft i pleurahulen. Lungerne er omgivet af pleura, der

som nævnt tidligere, består af pleura partietalis og pleura visceralis. Mellemrummet mellem de to

lag pleura hedder pleurahulen. De to sider af pleura som vender ind mod pleurahulen er beklædt

med pladeepitel, der er meget glat. Samtidig findes der smørende væske i pleurahulen, som gør at,

lungernes overflade kan bevæge sig gnidningsløst i forhold til omgivelserne, når lungerne ændrer

størrelse under vejrtrækning. Den smørende væske i pleurahulen har et lavere tryk end trykket inde i

pulmones. Det medfører, at væsken i pleurahulen har en sugende kraft, der suger lungernes

overflade ud mod brystkassens væg, mod diaphragma og mediastinum. Det er undertryk i

pleurahulen, der forhindrer lungerne i at klappe sammen. Hvis der sker brud på pleura eller på

anden måde kommer luft ind i pleurahulen, sker det, der kaldes pneumothorax. Hos præmature kan

der blandt andet opstå pneumothorax spontant i forbindelse med fødslen eller under behandling med

nasal-CPAP9. Ofte ses pneumothorax dog i situationer, hvor barnet genoplives eller ligger i

respirator med store inspirationstryk. Mellem fem og ti procent af de respirator-behandlede børn

udvikler pneumothorax (8).

Pneumothorax på røntgenbilleder:

På et røntgenbillede af thorax hos et barn med pneumothorax,

vises den luftfyldte del af pleura mørkere i forhold til lungevævet.

Ved et lille pneumothorax ses en smal luftbræmme langs

thoraxvæggen. På figur 1 ses en neonatal med pneumothorax (14,

s. 80).

Figur 1 (15)

8 Hvad er pneumothorax, og hvordan ses pneumothorax på røntgenbilleder? 9 CPAP er en behandlingsmetode med iltmaske der understøtter barnets vejrtrækning.

Opbygning af DR detektorer (ACS)

Formålet med dette afsnit er at besvare forskningsspørgsmål

Flat panel detektorer:

Flat panel detektorer består af en aktiv matri

pixel er i stand til at lagre en mængde strøm proportionelt med mængden af røntgenstråling. Hver

pixel har en lys følsom del og en elektronik del. Den lysfølsomme del er en lysleder

kontakt med fotoner danner en mængde strøm

strømladning aflæses herefter pixel for pixel af det e

Fill faktor:

Størrelsen af pixels i en detektor bestemmer den spatiale opløsning, og da man ønsker så god en

spatial opløsning som muligt, ønskes så sm

en del af pladsen. Så ved meget små pixels, tager elektronikdelen en større del af

10 Hvordan er Canon CXDI-70C opbygget?11 Hvordan er Canon CXDI-55C opbygget?

Opbygning af DR detektorer (ACS)

Formålet med dette afsnit er at besvare forskningsspørgsmål 1210 og 1311.

af en aktiv matrix opstilling opbygget af pixels (figur 2


pixel har en lys følsom del og en elektronik del. Den lysfølsomme del er en lysleder

danner en mængde strøm, der fastholdes af en kondensator. Denne

strømladning aflæses herefter pixel for pixel af det elektroniske switching kredsløb.

Figur 2 (4, s. 302)

en detektor bestemmer den spatiale opløsning, og da man ønsker så god en

opløsning som muligt, ønskes så små pixels som muligt. Elektronikdelen i en pixel tager dog

en del af pladsen. Så ved meget små pixels, tager elektronikdelen en større del af

70C opbygget? C opbygget?

16

figur 2). Hvert enkelt


pixel har en lys følsom del og en elektronik del. Den lysfølsomme del er en lysleder, der ved

der fastholdes af en kondensator. Denne

lektroniske switching kredsløb.

en detektor bestemmer den spatiale opløsning, og da man ønsker så god en

delen i en pixel tager dog

en del af pladsen. Så ved meget små pixels, tager elektronikdelen en større del af pladsen i forhold

til den lysfølsomme del. Der bliver mindre plads til at

lysfølsomme del i pixlen og hele pixlen kaldes

Det ønskes altid at have så høj en

stedet for den lysfølsomme del, går tabt og dermed ikke medvirker til billeddannelsen. Tabet af

signal går ud over lav kontrast opløsningen. Derfor er pixelstørrelsen et kompromis mellem ønsket

om en god spatial opløsning og/ell

Indirekte detektorer:

Indirekte detektorer kan ikke omforme røntgenstråler til

Amorphous silicon (a-Si), der virker som en fotodiode

kræver en scintillator typisk opbygget af enten gadolinium eller cesium iodid.

omdanner den indkomne røntgenstråling

cesium iodid (herfra CsI) scintillatorer

retninger. For at minimere spredningen af lys til flere pixels,

opløsning, er CsI opbygget som lange stav krystaller med en diameter på ca. 10

Disse stavkrystaller leder effektivt lyset ned mod et lag af a

fungerende som fotodetektorer. Hver enkelt foto detektor skaber en elektrisk lading

proportionel med mængden af lys. Det e

transisitor lag (TFTs). Signalet aflæses række for række og pixel for pixel. Signalet fra h

til den lysfølsomme del. Der bliver mindre plads til at opfange lys. Forholdet mellem den

lysfølsomme del i pixlen og hele pixlen kaldes for fill faktor (figur 3).

så høj en fill faktor som muligt, da lysfotoner der rammer elektronikken i



m en god spatial opløsning og/eller en god lavkontrast opløsning (4, s. 300).

Figur 3 (4, s. 303)

Indirekte detektorer kan ikke omforme røntgenstråler til en elektrisk ladning -

virker som en fotodiode, der fanger fluoricerende lys. a

opbygget af enten gadolinium eller cesium iodid.

r den indkomne røntgenstråling til lys - med forstærkende effekt (16, s

scintillatorer på CXDI-serien (17, 18). Scintillatorer spreder

nger. For at minimere spredningen af lys til flere pixels, hvilket reducerer

opbygget som lange stav krystaller med en diameter på ca. 10

Disse stavkrystaller leder effektivt lyset ned mod et lag af a-Si, et silicone lag der er opdelt i pixels

fungerende som fotodetektorer. Hver enkelt foto detektor skaber en elektrisk lading

proportionel med mængden af lys. Det elektriske signal bliver herefter opfanget af et tyndt film

transisitor lag (TFTs). Signalet aflæses række for række og pixel for pixel. Signalet fra h

17

opfange lys. Forholdet mellem den

der rammer elektronikken i



i stedet bruges et lag

cerende lys. a-Si laget

opbygget af enten gadolinium eller cesium iodid. Scintillatorlaget

, s. 371). Canon bruger

Scintillatorer spreder lys i alle

den spatiale

opbygget som lange stav krystaller med en diameter på ca. 10 til 20 micrometer.

Si, et silicone lag der er opdelt i pixels

fungerende som fotodetektorer. Hver enkelt foto detektor skaber en elektrisk lading, som er

lektriske signal bliver herefter opfanget af et tyndt film-

transisitor lag (TFTs). Signalet aflæses række for række og pixel for pixel. Signalet fra hver enkelt

18

pixel omsættes til en gråtone i computeren, der ved hjælp af softwaren omsættes til det færdige

billede, som vi får op på skærmen (16, s371). Processen i detektoren er illustreret herunder (figur 4).

Figur 4. Kilde: paint

De hardwaremæssige faktorer der indvirker på billedkvalitet for 55C og 70C vises og sammenlignes

i figur 5:

Figur 5 (17, 18)

55C er en indirekte flat panel detektor med CsI scintillator, opbygget som beskrevet i teorien

ovenfor. Fill faktor på 55C er, ifølge en ingeniør fra Canon, på 52 %. 70C er en nyere model

indirekte flat panel detektor med CsI scintillator. Da teknologien er helt ny, og Canon holder

kortene tæt ind til kroppen, har vi ikke adgang til specifikke oplysninger om opbygningen. Men vi

har fået at vide, at detektorens fill faktor er højere på trods af mindre pixels, som følge af, at nano

teknologi har gjort det muligt at flytte TFT laget om på bagsiden af a-Si laget. Hermed optager

elektronikken ikke nær så stor en del af overfladen, og den lysfølsomme del får mere plads. Det

19

oplyses også fra Canon, at producenten af scintillator-laget for 70C er en anden end ved 55C. CsI

laget på de to detektorer bør være identiske, men vi har ikke dokumentation for dette, hvorfor vi er

nødt til at tage forbehold for eventuelle forskelle.

Billedkvalitet

Formålet med dette afsnit er at besvare forskningsspørgsmål 512, 613 og 714.

Digitale billeder:

I digitale billeder udtrykkes billedkvalitet som spatial opløsning og lavkontrast opløsning. Spatial

opløsning refererer til størrelsen af de pixels, billedet er opbygget af (og dermed også antallet af

pixels) (figur 6). Jo mindre pixels, billedet er opbygget af, jo mindre strukturer er det muligt at

visualisere korrekt – og jo tættere strukturer er det muligt at adskille visuelt (16, s. 439, 4, s. 263).

Pixelstørrelsen i det endelige billede er altså afhængig af detektorens pixelstørrelse.

Figur 6: Dårlig og god spatial opløsning (kilde: paint)

Lavkontrast opløsning refererer til et systems evne til at visualisere forskellen mellem objekter i

billedet der har næsten ens absorptionsniveauer, og deraf lille indbyrdes kontrast. Lavkontrast

opløsning er meget afhængig af støj, idet støj giver et generelt slør hen over billedet (4, s. 281). Ved

at øge signal-støj forholdet (SNR) i et billede, undertrykkes støjen, og lavkontrast opløsningen

forbedres. En højere fill faktor øger signal-støj-forholdet og forbedrer dermed lavkontrast

opløsningen.

12 Hvilke hardwaremæssige faktorer i detektoren indvirker på billedkvalitet? 13 Hvordan måles billedkvalitet? 14 Hvilke faktorer influerer på den subjektive billedkvalitet?

20

REX-værdi:

Digitale røntgensystemer har et eksponeringsindex, der er et værktøj, der viser brugeren, hvor

veleksponeret et billede er. På Canon-systemer anvendes REX (Reached Exposure Value):

”REX er et udtryk for, om billedet – ved ønskelig lys/kontrast indstilling – har

tilstrækkelig diagnostisk værdi. Er REX for lav – dvs. under 125, er der ikke

tilstrækkelig diagnostisk værdi. Billedet er undereksponeret og eksponering må

gentages med en højere dosis. Er REX for høj – dvs. over 350, er der givet for stor

dosis, men billedet indeholder data nok til at have diagnostisk værdi.” (19).

”Bemærk, at hvis REX er meget høj, kan organvæv være ”skudt væk”. Hvor høj

værdien skal være for at væv forsvinder, er forskellig fra vævstype til vævstype.

Praktisk erfaring har vist, at der ved REX værdier over 2500 har vist sig

gennemeksponering af væv” (19).

Dette er generelle retningslinjer, der ikke er specifikke for hverken thorax-optagelser eller

pædiatriske undersøgelser, men viser generelle niveauer for diagnostisk brugbare billeder. REX-

værdien beregnes ud fra et område i billedet, som brugeren vælger som det vigtigste i billedet. Dette

gøres ved, at brugeren placerer markøren i det interessante væv og hermed sætter ROI (Region of

Interest); herefter justeres billedets lys/kontrast-indstilling, og REX-værdien beregnes (19).

REX er som udgangspunkt ligefrem proportionel med dosis; men da REX-værdien ændres når

billedets brightness og kontrast indstilles i både præ- og postprocessing, kan REX-værdier kun

sammenlignes på tværs af billeder, hvis både præ- og postprocessing udføres ens (20).

Visuel analyse af billeder:

Formålet med dette afsnit er at besvare forskningsspørgsmål 715.

Der findes flere metoder til visuel analyse af billeder. Det overordnede formål med

analysemetoderne er at kvantificere en subjektiv vurdering af røntgenbilleder (21).

I VGA (Visual Grading Analysis) vurderes et billede på visualiseringen af et antal anatomiske eller

patologiske strukturer. Billedet vurderes ud fra fastsatte kriterier og hvert enkelt kriterium gives en

15 Hvordan kan billedkvalitet måles?

21

score på en fastsat skala. Skalaen kan være absolut (hvor billedet vurderes mod de fastsatte kriterier,

uden referencebillede) eller relativ (med udgangspunkt i et eller flere referencebilleder). Ved at

anvende et referencebillede, reduceres bias, idet alle billeder holdes op imod den samme standard.

En relativ skala vil oftest bestå af tre, fem eller syv forskellige scorer (22). Et eksempel på en relativ

scorings skala ses her (figur 7).

Figur 7

Hvis et billede vurderes på f.eks. fem kriterier (eksempelvis visualisering af fem anatomiske

strukturer), gives billedet fem scorer. Disse kan samles i én samlet Visual Grading Analysis Score

(VGAS), som beregnes ved at tage gennemsnittet af de fem individuelle scorer (21).

Da billederne vurderes subjektivt og derfor blandt andet er afhængig af radiologens erfaring, er

undersøgelsen svær at gentage med samme resultat – og dermed er der problemer med

videnskabelighedskriteriet om reproducerbarhed (se empiriafsnit) (22, 21). Ved at opstille klare

kriterier for scoring af billedet, søges at opnå højere objektivitet i analysen og reducere bias.

Perception:

Erfaring:

Studier har vist, at radiologers erfaring med at diagnosticere en given type billeder har en stor

indflydelse på radiologernes evne til at diagnosticere korrekt. Efterhånden som radiologen bliver

mere erfaren, forbedres en række kognitive evner. Et eksempel herpå er mønstergenkendelse;

Efterhånden som radiologen har set mange billeder og indprintet sig, hvordan det ikke-patologiske

billede ser ud, kommer patologiske billeder til at afvige fra det normale mønster (23, s. 866, 890).

Monitor:

For at fuldt udnytte et røntgensystems billedkvalitet (spatial opløsning og lavkontrastopløsning) er

det vigtigt, at den monitor, billedet vises på, er i stand til at gengive røntgenbilledet i samme

opløsning, og med samme kontrast. Ligeledes er der forskel mellem monitorer, selv af præcis same

fabrikat, idet der er forskellige indstillingsmuligheder både for monitorens output, og for de

22

billedprocesseringsværktøjer, der er tilgængelige på arbejdsstationen. Disse forskelle i output kan

have en indflydelse på radiologens vurdering af et billede (23, s900-908).

Dosis (RK)

Formålet med dette afsnit er at besvare forskningsspørgsmål 116, 217, 318 og 419 der alle omhandler

røntgendosis.

Røntgenstråling er ioniserende stråling, der kan påvirke organer og væv i kroppen, og kan føre til

deterministiske og stokastiske skader (4, s. 795). Dosis ved konventionelle røntgenundersøgelser er

ikke høj nok til at føre til deterministiske skader (24, s. 484-490, 4, s. 795, 829). Stokastiske skader

er senskader som følge af mindre stråledoser, og begrebet dækker over en øget sandsynlighed for

sygdomme såsom cancer og leukæmi (16, s. 138, 24, s. 499-507). En øget røntgendosis øger ikke

sværhedsgraden af stokastiske skader, men øger risikoen for at de forekommer (4, s. 795). Dosis er

også kumulativ: ved gentagen bestråling akkumuleres risikoen for stokastiske skader (24, s. 501-

503, 4, s. 795, 814).

Risikoen ved udsættelse for ioniserende stråling er udover dosis også afhængig af personens alder.

Strålefølsomheden er højest hos fostre, og aftager med alderen (16, s. 138, 24, s. 465, 25, s. 635).

De enkelte organer i kroppen har forskellig følsomhed. Organernes strålefølsomhed er opsummeret

i figur 8. Vævsvægtningsfaktoren udtrykker det enkelte organ/vævs strålefølsomhed, i forhold til

andre væv/organer.

Figur 8 (bilag 1)

16 Hvad er henholdsvis stokastiske og deterministiske skader? 17 Hvordan er sammenhængen mellem dosis og risiko for skader? 18 Hvordan er sammenhængen mellem alder og risiko for skader? 19 Hvilke organer bestråles ved en thoraxundersøgelse af præmature, og hvor strålefølsomme er de?

23

Figur 9 er et eksempel på et thorax-billede af en præmatur. Pulmones, mamae, ventrikel og

oesophagus er alle med inden for strålefeltet, og udsættes for direkte stråling. Alle disse organer har

den højeste vævsvægtningsfaktor og regnes derfor for at være meget strålefølsomme.

Dosissimulation:

Dosis ved røntgenundersøgelser simuleres ved hjælp af beregningsprogrammer som Monte Carlo.

Programmet simulerer dosis ud fra indtastede parametre og røntgenfysik (27). I programmet kan

dosis beregnes på baggrund af flere forskellige faktorer, såsom målt huddosis og mAs. Beregning

på baggrund af mAs giver en vis usikkerhed, da der regnes ud fra en 100 % konstant ydelse fra

røntgengeneratoren (bilag 2).

Statistik

Herunder beskrives de statistiske tests, der anvendes i opgaven.

Statistisk signifikans:

En statistisk hypotese er nødvendig for at man kan bevise, om resultater er statistisk signifikante.

I statistikken kan man ikke bekræfte en hypotese (Ha), kun falsificere den – derfor er en nulhypotese

nødvendig (H0). Følgende statistiske hypoteser anvendes i opgaven:

Ha”Der er forskel på billedkvaliteten ved samme dosis ved brug af 70C frem for 55C”

H0 ”Der er ikke forskel på billedkvaliteten ved samme dosis ved brug af 70C frem for 55C”

For at undersøge, om en evt. forskel i resultater er en tilfældighed eller skyldes de to detektorpladers

opbygning, skal P-værdien udregnes. P-værdien er udtryk for sandsynligheden for at forskellen i

resultater skyldes tilfældighed. Hvis P-værdien er under et fastsat signifikansniveau, kan H0-

Figur 9 (26)

24

forkastes og Ha derved bekræftes. 5 % er et hyppigt anvendt signifikansniveau (28). Der findes flere

forskellige tests til udregning af P-værdi. Hvilken test, der anvendes, afhænger af de data, der skal

analyseres.

Interrater reliabilitet:

Interrater reliabilitet er en sammenligning af scorer fra respondenterne i en VGA for at se om de er

enige i vurderingen af billederne. Reliabiliteten kan testes statistisk ved hjælp af en Kappa test.

Testen tager også højde for, at respondenter tilfældigt kan score samme billede ens.

Empiri

Valg af metode

Her beskrives forskellige forskningsmetoder, og derefter udvælges hvilken metode, der skal bruges

til indsamling af empiri.

Metodevalg:

Problemstillingerne i denne opgave handler om en sammenligning af to detektorer i forhold til

billedkvalitet og dosis. Problemstillingerne befinder sig i den beskrivende og forklarende

forskningstype, hvor de klassiske kvalitetskriterier gælder, og de uafhængige variabler er under

kontrol (29, s. 12-16). En positivistisk tilgang gør det muligt for os at leve op til de klassiske

kvalitetskriterier og finde ud, af hvilken indvirkning opbygningen af 70C har på billedkvaliteten

sammenlignet med 55C ved forskellige dosisværdier. Vi mener derfor den bedste metode til at

besvare forskningsspørgsmålene 15 og 16 er ved hjælp af laboratorieforsøg, der er en positivistisk,

naturvidenskabelig, kvantitativ metode. Vi får derved mulighed for at få fuld kontrol over

forsøgsvariablerne og gentagelse af forsøget (30, s55). For at kunne be- eller afkræfte hypotesen,

skal forskelle i billedkvalitet og detektorpladernes udnyttelse af de billeddannende stråler kunne

dokumenteres ved at fremskaffe kvantificerbare data.

For at øge validiteten af resultaterne, kan metodetriangulering anvendes. Ved metodetriangulering

undersøges samme problem fra forskellige vinkler og ved hjælp af forskellige metoder.

Overensstemmelse mellem resultater opnået med flere forskellige metoder, vidner om valide

resultater (31, s. 47-53).

25

De positivistiske videnskabelighedskriterier:

Herunder beskriver vi kort de positivistiske kriterier, og forklarer, hvordan vi forsøger at overholde

hver enkelt kriterium i opgaven.

Systematik:

”Systematik er en planmæssig, ordnet fremgangsmåde, der ikke er præget af

tilfældigheder” (30, s. 29)

Systematik er et overordnet kriterium, der indgår i alle de andre positivistiske

videnskabelighedskriterier. Systematik giver mulighed for omhyggelige observationer. Når man går

systematisk til værks, øges chancen for at måleresultaterne bliver objektive (30, s. 71).

I denne opgave kommer systematikken til udtryk ved en detaljeret gennemgang af forsøgsovervejelser

og forsøgsopstilling, samt det materiale og apparatur, der bliver anvendt. Opgavens opbygning er

systematisk beskrevet for at få overblik over skriveprocessen, og relevant litteratur gennemgås for

systematisk at udvælge den bedst egnede. Systematikken bliver tydeliggjort i gennemførelsen af

forsøget ved at anvende ens dosis-niveauer samt tekniske parametre på anvendte fantomer.

Kontrol:

”Man kan gentage forsøget med tilsvarende betingelser for at kontrollere resultaterne

og man har fuld kontrol over uafhængige variabler og parametre.” (30, s. 29)

Når man har fuld kontrol, kan man sikre at de måleresultater, man når frem til, skyldes netop den

uafhængige variabel, og ikke andre variabler (30, s. 29).

Kontrol sikres ved at overveje forsøget nøje og gennemgå alle parameterindstillinger, der har

indflydelse på dosis og billedkvalitet efterfulgt af et pilotstudie. Ved laboratorieforsøg er der fuld

kontrol over alle variabler. For at være sikker på, at der ikke er utilsigtede forskelle mellem

målinger, bruges den samme person til hver enkelt opgave under forsøget (f.eks. den samme person,

der indstiller eksponeringsparametre hele forsøget igennem).

26

Præcision:

”Definitionerne skal være præcise. Man må sørge for at have nøjagtige beskrivelser

af forsøgs-/kontrolpersonerne, metodetypen, designet, målingerne, databehandlingen,

fortolkningen af resultaterne, og rapporteringen skal være præcist formuleret.” (30, s.

30)

Præcision opnås ved at udarbejde en nøjagtig forsøgsopstilling indeholdende billeder af udførelsen,

så forsøget kan reproduceres. Derudover bliver præcision sikret i anvendt måleudstyr via

afprøvning og opmærksomhed på evt. udsving af REX eller huddosis, hvilket fører til udelukkelse

af det enkelte billede fra forsøget. Valg og baggrund for anvendte statistisk analyse af

forsøgsresultater bliver præciseret.

Objektivitet:

”... anvendes udtrykket objektivitet om observationer, der er uafhængige af

observatøren, Hansen et al. (1974). Dette søges opnået ved at bruge apparatur og

måleresultater i stedet for fortolkninger. Objektiviteten indgår således i alle de dele af

forskningsprocessen, hvor der indgår talopgørelser.” (30, s. 36-37)

Objektivitet ved en positivistisk tilgang opnås ved brug af apparatur og måleresultater i stedet for

fortolkninger, hvilket er muligt ved at aflæse dosis med dosimeter og REX værdier på DR systemet.

Derudover blev et Monte Carlo program benyttet til at estimere patient dosis ved de udvalgte mAs

niveauer, hvilket blev holdt op imod de aflæste doser gennem forsøget. Ved det humane fantom

blev billederne scoret af tre forskellige radiologer uden kendskab til metoden - for at opnå så

objektive resultater som muligt. Her havde radiologerne intet mål eller angivelse af, hvilken

detektor eller dosis niveau der var anvendt ved det valgte billede, dvs. forsøget var blændet,

hvorved objektiviteten blev øget.

Kvantificerbarhed:

”Kvantificerbarhed referer til kravet om, at undersøgelsesresultaterne skal kunne

udtrykkes i tal.” (30, s. 37)

27

Dosis-resultaterne i forsøget blev aflæst i Gy. Og ligeledes blev simuleret dosis i Monte Carlo

udregnet i Gy. Billedkvaliteten fremgik ved de tekniske billeder som en IQFinv værdi, hvor

billedkvaliteten af thorax fantomet var en kvalitativ vurdering med eksplicitte kriterier, som blev

kvantificeret via den relative VGA skala.

Reliabilitet:

”Reliabilitet er den præcision eller konsistens, hvormed en prøve måler det, den

måler” (30, s. 56)

I forsøget var der, som kontrol, valgt 10 gentagelser af hver eksponering for hvert delforsøg, ved

forskellige mAs værdier. Ligeledes aflæste radiologerne tre billeder to gange, hvorpå den

intraobservatoriske varians blev beregnet rent statistisk.

Validitet:

”... validitet er den sikkerhed, hvormed man undersøger det, man ønsker at

undersøge” (30, s. 62)

På baggrund af en dybdegående beskrivelse af den undersøgte teori og empiri sikredes en høj

gennemsigtighed i projektet, hvorved validiteten i projektet blev styrket. Via detaljerede

forsøgsbeskrivelser blev det sikret at der måltes det, der ønskes målt. De empiriske metoder som

VGA og anvendt CDRAD fantom blev valideret via teori, hvor dosismålinger blev valideret via

Monte Carlo beregningerne. Der blev taget kritisk stilling til alt anvendt litteratur og VGA analysen

blev blændet.

Generaliserbarhed.

”Generaliserbarhed indebærer, at man kan drage slutninger ud fra et enkelt eller

nogle få tilfælde til samtlige tilfælde” (30, s. 65)

De empiriske studier i dette projekt var lavet vha. et thorax fantom og kunne derfor ikke uden

videre generaliseres til alle børn. Dog ville studiet kunne vise en tendens, som efterfølgende kunne

undersøges i et videre projekt. Der tilstræbes i projektet at bruge parametre svarende til de der

bruges i klinisk praksis, og derved øge generaliserbarheden.

28

Etiske overvejelser

De etiske overvejelser i dette afsnit er med udgangspunkt i ”Etiske retningslinjer for

sygeplejeforskning i Norden” (32), da vi finder disse mere fyldestgørende end ”Etik for

Radiografer i Danmark”. Radiografernes retningslinjer er generelt for overordnede og omtaler

blandt andet ikke princippet om ikke at gøre skade.

Principperne om autonomi, ikke at gøre skade og retfærdighed:

Idet projektet indeholder forsøg med ioniserende stråling på et eksperimenterende stadie, har vi,

med udgangspunkt i princippet om ikke at gøre skade, valgt at undlade at inddrage patienter. I

stedet blev patienten erstattet med et fantom til vurdering af billedkvalitet. Således undgik vi at

påføre patienten unødig stråling, med en risiko for senere i livet at udvikle cancer. Da der ikke

indgik patienter i forsøget kom vi ikke i konflikt i forhold til principperne om autonomi og

retfærdighed, eller problemstillinger ved fortrolighed om personlige data. Princippet om autonomi

indgik dog i forhold til inddragede radiologer i VGA scoren, som fra første kontakt blev informeret

om, at det var helt frivilligt at deltage, at de blev anonymiseret samt at de til enhver tid kunne

trække sig fra forsøget.

Princippet om at gøre godt:

Forsøget vil på sigt bidrage til at gøre godt, idet proceduren ved pædiatriske thorax undersøgelser

ud fra dette projekt ønskes optimeret, således at detektor-valget sikrer at patienten modtager den

lavest accepterede dosis i forhold til korrekt diagnosticering.

Forskningssamarbejde med Canon Europa:

Projektet blev muliggjort gennem et samarbejde med Canon Europa, grundet behovet for at få

tekniske informationer omkring den nye detektor mm. Ved samarbejde med private virksomheder,

som oftest har salg og PR for øje kræves en kontrakt, hvor alle samarbejdsbetingelserne er

formuleret. Samarbejdsaftalen ses som bilag 3, hvor det er entydigt defineret, at vi i dette

samarbejde er helt uvildige og har ret til (uanset projektets konklusion) at udbrede viden omkring

dette projekt.

29

Forsøgsopstilling

I dette afsnit opstilles to separate forsøg til måling af billedkvalitet, som udføres på både 70C og

55C, for derved at kunne besvare forskningsspørgsmål 1420 og 1521. Gennem detaljerede

forsøgsovervejelser inkluderes kritik af metode og anvendte materialer - for samlet at sikre

gennemsigtighed i projektet og dermed høj reproducerbarhed. Udgangspunktet for forsøget var

konstant kun at ændre én variabel, så en ændring i resultater kun skyldes denne ene variabel (30). I

henhold til projektets formål var sammenligning af billedkvalitet på 70C og 55C og dosis i fokus,

hvorfor der umiddelbart var tale om tre variabler, da det ikke gav mening at sammenligne

detektorerne uden samtidigt at undersøge disses sensitivitet, holdt op mod dosis og billedkvalitet og

herigennem variere både mAs og kV. Disse tre variabler (kV, mAs og detektor) var til stede

samtidig; men forsøget er opstillet således at alle trin i forsøget er synlige og parametrene kun

ændres én ad gangen.

Herunder følger forsøgsovervejelser, baseret på teori samt erfaringer fra pilotprojekt 1 (udført på

UCLs CXDI-50G detektor) og pilotprojekt 2 (udført i Canons workshop, på 55C og 70C

detektorer). Udførlig beskrivelse af pilotprojekterne er vedlagt som bilag 4 og 5.

Røntgen apparatur:

Forsøget blev udført i Canons Europe’s workshop i hovedkontoret i Amsterdam, hvor der er udført

modtagekontrol på udstyret, men ellers ikke bliver udført konstanstest på udstyret, da det ikke bliver

brugt til kliniske undersøgelser. Derfor udførtes tests af hhv. lys/strålefelt og generatorens stabilitet.

Strålefeltet blev testet vha. DIGRAD-fantom, og der blev ikke fundet afvigelser ud over den tilladte

1 % af SID (6) (bilag 6). Generatorens stabilitet blev testet vha. kV-målinger med dosimeter.

Afvigelserne lå under 5 %, og dermed vel under det tilladte udsving på 10 % (6) (bilag 7). Ligeledes

blev REX og dosis målt løbende - som kontrol for eventuelle udsving (bilag 8 og 9).

Fantomer:

Det ønskedes at resultaterne fra forsøget skulle kunne generaliseres til praksis i overensstemmelse

med de positivistiske videnskabelighedskriterier, derfor valgtes et humant fantom som en del af

forsøget. Humane fantomer består typisk af anatomiske dele støbt i PMMA. I forsøget anvendtes

20 Hvilken indflydelse har opbygningen af hhv. 70C og 55C på billedkvaliteten ved de samme eksponeringsparametre? 21 Hvor høje eksponeringsparametre er nødvendige for at opnå tilstrækkelig god billedkvalitet til diagnosticering på hhv. 70C og

55C?

30

Gammex 610 Neonatal Chest Phantom (herfra humant fantom) (figur 10), da det er et fantom der

svarer til lungefeltet på en 1-2 kg præmatur, både hvad angår anatomiske strukturer og

attenuationen i de forskellige væv. De inkluderede væv er: cor, pulmones og knogler (33). Vægten

på 1-2 kg er lavere end normalvægten for børn født til terminen - og svarer til et præmaturt barn

født mellem 27. og 33. uge (8, s21). Med fantomet følger flere forskellige lunger, der kan skiftes ud

- alt efter hvilken patologi man ønsker at undersøge (34). Som beskrevet i patologiafsnittet, er

pneumothorax hyppig ved præmature, og derfor vælges en lunge med pneumothorax samt en rask

lunge til forsøget. Fantomet har tidligere været brugt i en videnskabelig artikel udgivet på

pubmed22, hvilket er med til at øge validiteten af fantomet (35).

Figur 10 (33)

Vurdering af billedkvalitet på et humant fantom vil altid blive subjektiv, idet den visuelle vurdering

afhænger af radiologens ekspertise og erfaring inden for den specifikke undersøgelse. Ligeledes er

billeder taget på fantomet ikke fuldstændig anatomisk korrekte, da man ikke kan genskabe alle de

små strukturer der findes i thorax hos præmature. Det betyder, at radiologerne skal vurdere billeder,

der ikke fuldstændig ligner de billeder, de er vant til at se på. Denne usikkerhed kan mindskes ved

brug af et teknisk fantom såsom CDRAD 2.0. Ved CDRAD analysen bruges et fantom, der består af

en 1 cm tyk plexiglasplade. Pladen er inddelt i 15 rækker og 15 kolonner, hvilket giver 225 felter.

Der er boret et eller to huller i hvert enkelt felt. Dybden af hullerne varierer langs rækkerne, mens

diameteren af hullerne varierer langs kolonnerne. Hullernes varierende diameter (figur 11) gør det

22 Database over videnskabelige, sundhedsfaglige artikler. Kun artikler udgivet i magasiner med peer review udgives på pubmed.

31

muligt at kvantificere et røntgensystems evne til at visualisere små detaljer (spatial opløsning).

Hullernes varierende dybde (figur 12) giver en varierende mængde plexiglas, og dermed varierende

attenuation af røntgenstrålingen. Dette gør det muligt at kvantificere et røntgensystems

lavkontrastopløsning.

Figur 11 (36)

Figur 12: Hullernes dybde ændres kolonne for kolonne. Kilde: paint

Billederne taget på CDRAD fantomet kan analyseres kvalitativt ved hjælp af visuel analyse (4, s.

287) - men også kvantitativt ved hjælp af software - CDRAD Analyser. Softwaren finder frem til,

hvor mange, og hvilke af de 225 felter, der kan genkendes, og beregner på baggrund heraf en score:

IQFinv. IQFinv giver en samlet vurdering af billedets billedkvalitet; spatial opløsning og

32

lavkontrastopløsning bliver ikke behandlet separat. Jo højere scoren er, jo bedre er billedkvaliteten i

det pågældende billede. Ved at udføre forsøg på både det humane fantom og CDRAD fantomet er

anvendt metodetriangulering.

For at billederne taget på CDRAD fantomet kan sammenholdes med billederne taget på det humane

fantom kræves, at der er sket den samme svækkelse af røntgenstrålingen ved de samme parametre.

Pilotforsøg 1 (bilag 4) viste at CDRAD fantomet i sig selv ikke absorberer lige så meget stråling

som det humane fantom. Derfor skulle anvendes en absorber oven på CDRAD fantomet så

svækkelsen matchede svækkelsen ved det humane fantom. Der anvendtes plexiglasplader af 1 cm

tykkelse som absorber. Plexiglasset er homogent og giver en konstant svækkelse over hele

strålefeltet. Det krævede antal cm plexiglas, der skulle bruges for at opnå svækkelse svarende til det

humane fantoms svækkelse, blev fundet ved at måle udgangsdosis for en eksponering på det

humane fantom, og derefter måle udgangsdosis for varierende antal plexiglasplader, som vist i figur

13. 5 cm plexiglas + CDRAD fantomet gav en svækkelse på 92 % af det humane fantoms

svækkelse, hvilket var det tætteste, der kunne opnås med de plexiglas-plader, der var til rådighed

(bilag 10).

Figur 13: Opstilling til måling af udgangsdosis. Kilde: paint

Parametre:

Der blev indsamlet anvendte parametre til thorax af præmature fra tre sygehuse (X, Y og Z) i

Region Syd samt fra European Guidelines23 (5) og RPRA (25). Parametrene er indsat i et skema,

vedlagt som bilag 11. Disse kilder inddrages i valget af de enkelte parametre i følgende afsnit. 23 European Guidelines on Quality Criteria for Diagnostic Radiographic Images in Paediatrics

33

Teknik:

Der benyttes sjældent AEC til præmature i praksis på sygehusene, da præmature børn er meget små

- og det derfor ikke er muligt at placere barnet således at der anatomisk kun er lungefelt over

målekammeret. I stedet vil der forekomme en vævssammenblanding (lungefelt, cor og columna),

hvilket giver en længere eksponering – og dermed overeksponerede billeder i forhold til

visualisering af lungefeltet. Derfor vælges 2 punkts teknik, da denne giver mulighed for manuel

indstilling af både kV og mAs, hvilket giver kontrol over eksponeringsparametrene. Herved undgås

også problemer med placering af fantomet i forhold til målekamre.

kV:

I et strålehygiejnisk perspektiv tilstræbes høj kV. En øgning i kV øger kvaliteten af

røntgenstrålingen, og strålernes gennemtrængningsevne. Hermed øges antallet af fotoner, der når

frem til detektoren. En øgning på 15 % i kV fordobler signalet til detektoren (16, s. 177). Dette

giver mulighed for at halvere mAs, da mAs er ligefrem proportionel med signalet. En øgning i kV

og reducering af mAs giver en bedre strålehygiejne, da mAs er et udtryk for kvantiteten af stråler.

Det er derfor strålehygiejnisk korrekt at eksponere med så høj kV og så lav mAs som muligt til en

given undersøgelse, hvilket også fremgår af SIS’ bekendtgørelse 823, § 75:

”Røntgenrørets højspænding skal ved enhver undersøgelse vælges så høj som

foreneligt med de diagnostiske krav til billedet.”

Men der er en øvre grænse for kV ved en given undersøgelse, idet den højere

gennemtrængningsevne resulterer i lavere kontrast i billedet (16, s. 423). European Guidelines

foreslår 60-65 kV, men denne kilde er baseret på analog radiografi. I digitale systemer giver præ- og

postprocessing mulighed for at manipulere kontrasten i billedet (4, s. 316), hvilket giver mulighed

for at øge kV i forhold til analoge systemer.

På sygehus X, Y og Z ændres kV-niveauet efter barnets vægt. Det humane fantom, der anvendes i

forsøget, repræsenterer et barn med en vægt på mellem 1 og 2 kg. Indenfor dette interval, anvendes

fra 60 op til 70 kV på sygehusene og RPRA foreslår et interval på 70-80 kV.

Scintillatorlaget bør også tages med i overvejelserne, idet CsI-scintillatoren yder forskelligt ved

forskellige kV-niveauer (figur 14). Dette gælder både for GOS og CsI scintillatorer. Den

forstærkende effekt stiger med kV, indtil ca. 85 kV, hvor ydelsen af scintillatorlaget er højest. CsI-

34

scintillatoren yder bedre end GOS-scintillatoren over hele spektret af kV-niveauer, og især inden for

det kV-område (60-80 kv), der bruges ved præmature thorax optagelser.

Figur 14: Effektiviteten af hhv. CsI-scintillator (blå kurve) og GOS-scintillator

(lilla kurve) ved givne kV-niveauer. (Bilag 12)

På denne baggrund blev disse tre kV-niveauer udvalgt:

60 kV giver et godt udgangspunkt i forhold til billedkvalitet, idet der er en god kontrast i billedet,

men ved 60 kV er dosis høj, da mAs skal være forholdsvis høj for at opnå tilstrækkeligt SNR. Ved

denne kV udnyttes CsI-scintillatoren ikke optimalt.

70 kV vælges, da det er den højeste kV-indstilling der bruges i vores kilder fra praksis, og giver et

kompromis mellem den høje kontrast ved 60 kV, og den lave dosis ved 80 kV.

80 kV giver en optimal udnyttelse af CsI-scintillatoren, og mulighed for at sænke mAs og derved

dosis – men også en lavere kontrast i billedet.

Ved udførelse af pilotforsøg 2 blev det klart, at REX-niveauerne generelt var høje og at de fleste af

billederne lå over det anbefalede REX-niveau. Da detektorerne sensitivitet bedst kunne testes ved

lave eksponeringer, inkluderedes et niveau på 50 kV.

35

mAs:

mAs er en af de varierende faktorer i forsøget og reguleres ved hvert af de anvendte kV niveauer.

mAs værdien vælges med afsæt i udførte pilotprojekter (bilag 4 og 5), REX værdier og anvendte

mAs-indstillinger på afdelingerne (bilag 11) og startede med en høj værdi for at få så optimalt et

billede som muligt. Derefter gradvist lavere mAs niveauer, så det kunne vurderes ved hvor lav

mAs-indstilling, billedkvaliteten ikke længere var tilstrækkelig til diagnostisk brug. Med andre ord

hvornår støjen overskyggede signalet, således at de ønskede anatomiske strukturer forsvandt i et

lavt SNR.

mAs værdierne fra klinikken varierede mellem 0,8 og 1,8. Der skulle dog tages højde for at disse

værdier var gældende for CR-kassetter, der har en anden sensitivitet end DR-detektorer. Derfor blev

et bredt spektrum af mAs-værdier testet på DR i pilotforsøg 1. I pilotforsøget var højeste mAs på

2,0, hvilket var højere end den højest angivne fra klinikken, og burde give et optimalt billede.

Herefter justeredes ned med 0,4 af gangen (2,0 à 1,6 à 1,2 à 0,8 mAs). Pilotforsøg 1 (på CXDI-

50G) viste her REX-værdier fra 381 (ved 80 kV, 2 mAs) ned til 32 (ved 60 kV, 0,8 mAs). Disse

værdier lå fordelt fra et klart veleksponeret billede, ned til et klart undereksponeret billede, hvilket

var hensigten. Dette forsøg blev dog udført med en ekstern filtrering på 0,3 mm Cu, da denne

parameter på det tidspunkt endnu ikke var fastsat for det endelige forsøg.

Pilotforsøg 2 viste meget højere REX-værdier på 70C og 55C ved samme parametre, dog uden

ekstern filtrering, som anvendt i pilotforsøg 1. Der blev korrigeret for den højere sensitivitet: højeste

anvendte mAs blev nedjusteret til 1,6 og tre helt lave niveauer inkluderet. De endelige mAs

niveauer til forsøget blev: 1,6 à 1,2 à 0,8 à 0,4 à 0,2 à 0,1.

Antal gentagelser:

Der anvendtes fire kV-niveauer og seks mAs-indstillinger. Dette gav 24 forskellige sæt

eksponeringsparametre, der alle skulle testes på begge detektorplader og begge fantomer. Dette gav

24 x 2 x 2 = 96 forskellige eksponeringer.

For at øge validiteten af forsøget blev hver eksponering gentaget. Dvs. at f.eks. eksponeringen med

det humane fantom, på 70C detektoren, ved 60 kV og 1,6 mAs blev gentaget 10 gange uden

ændringer i forsøgsopstilling eller parametre. Ved at gentage eksponeringerne var det muligt at

fange et eventuelt udsving i spændingen fra generatoren. Herved mindskedes sandsynligheden for at

det var tilfældigheder der lå til grund for resultaterne.

36

Dosimeter:

Formålet med dosimeteret var at måle huddosis, da den største mængde stråling afsættes i huden.

Til dette anvendtes et Unfors Mult-O-Meter (figur 15). Huddosis blev målt ved hvert

eksponeringsniveau, ved alle gentagelser. Dosismålingerne blev efter forsøget valideret ved hjælp

af Monte-Carlo beregninger. Ud fra pilotforsøg 1 erfarede vi, at dosismålingerne ikke kunne

foretages samtidig med, at billederne på hhv. CDRAD-fantomet og det humane fantom blev taget.

Ved det humane fantom skulle det blændes for meget ud for at få dosimeteret med. Ved CDRAD-

fantomet var det ikke muligt at anvende Analyser softwaren på billeder, hvor dosimeteret var med

på. Derfor blev dosismålingerne udført separat (se bilag 13).

Figur 15

Filtrering:

Højere totalfiltrering sænker dosis til patienten ved at filtrere de bløde stråler fra, og ekstern

filtrering anbefales:

Bekendtgørelse 975 fra SIS (6):§76”Røntgenrørets totalfiltrering skal vælges så høj

som mulig. Dette gælder især ved undersøgelser af børn.”

37

European Guidelines (5):”All tubes used for paediatric patientes […] should have the

facility for adding additional filtration and for changing it easily […]”

Højere filtrering influerer dog også på billedkvaliteten da frasorteringen af de bløde stråler fører til

en højere gennemtrængningsevne - og dermed reduceret kontrast i billedet (37, s. 269). På sygehus

Y hvor VGA analysen udføres, bruges der ikke ekstern filtrering til thoraxoptagelser på præmature

(bilag 11). Derfor fravalgtes den eksterne filtrering, så den ikke kunne indvirke på billedkvaliteten -

og give en forskel i forhold til de billeder radiologerne var vant til at se på. Altså anvendtes kun

rørets standard egenfiltrering (2,5 mm Al) i forsøget.

Indblænding:

De anatomiske strukturer, der er fremstillet i det humane fantom, svarer til mere end det er

nødvendigt at have med i et røntgenbillede af thorax på en præmatur. Dette stemmer godt overens

med praksis, hvor det er svært at indblænde helt optimalt på præmature, grundet deres størrelse,

bevægelse og tvivl om hvor pulmones ender og abdomen starter (10, 11). Derfor valgtes at

indblænde til fantomets kant (figur 16, venstre) og ikke optimalt (som illustreret med den røde kasse

på figur 16, højre).

Figur 16

Det ekstra væv medtaget i indblændingen øger den spredte stråling i billedet, hvilket også vil være

tilfældet i praksis. Mængden af spredt stråling er begrænset, grundet objektets størrelse, og derfor er

raster/airgab ikke nødvendig. Indblænding holdes konstant hele forsøget igennem. Ligeledes viste

pilotprojekt 2, at det var nødvendigt at have direkte stråling til detektoren for korrekt udregning af

38

REX. Derfor blev der blændet 5 mm ud over fantomets kanter, hvilket gav et blændefelt på 11x11

cm (figur 17).

Figur 17

CDRAD Analyser softwaren detekterede automatisk de fire kanter af CDRAD fantomet. For at

dette kunne lade sig gøre, skulle der blændes ud til fantomets kanter (38), hvilket gav et blændefelt

på 27,5x27,5 cm (figur 18).

Figur 18

39

Source Image Distance (SID):

Røntgenstråling er polyenergisk og ved en kV indstilling på f.eks. 60 kV vil strålingen variere fra 0

til 60 kV (37 s. 154-155). Strålebundtet taber energi over afstand, og herved sorteres de svageste

stråler fra – hvilket nedsætter huddosis til patienten. En relativt lang afstand er derfor ønskelig i

forhold til strålehygiejne. Desuden reduceres den geometriske forstørrelse ved længere afstand (16,

s. 457). En længere afstand end 100 cm er sjældent praktisk, da der er tale om liggende

undersøgelser af neonatale, hvoraf mange ligger i kuvøse og respirator. Røntgenrøret kan ikke

hæves langt nok op mod loftet til at skabe en større afstand. I forsøget anvendtes den længste SID

(100 cm), der anvendes i praksis (se bilag 11).

Fokus:

Fokus størrelsen indvirker på den spatiale opløsning i billedet. Et mindre fokus-valg giver bedre

spatial opløsning, idet en mindre fokusstørrelse fører til mindre geometrisk forstørrelse (figur 19)

(16, s. 447), men giver også en større opvarmning af røntgenrøret da et mindre areal på anoden

rammes af fotoner. De relativt lave eksponeringsparametre i dette forsøg gjorde det muligt at

anvende fint fokus uden problemer med belastning på anoden, og derved opnåelse af bedre spatial

opløsning (37, s. 136). Dette er hensigtsmæssigt, da en god spatial opløsning er nødvendig for at

visualisere de små strukturer i fantomet.

Figur 19. Stor fokus og lille fokus. Kilde: paint

40

Software:

Der anvendtes samme software og samme præprocesseringsparametre til alle billeder på begge

detektorer. Præprocesseringsparametrene blev indstillet som en del af pilotforsøg 2 (bilag 5), og

fikseret til de endelige forsøg. Herved var der ingen softwaremæssige ændringer mellem de to

plader, og det var kun hardwaren, der lå til grund for forskelle i billedkvalitet. Den eneste

undtagelse var manuel placering af ROI for at måle REX på hvert enkelt billede. Det var her vigtigt,

at ROI blev placeret ens hver gang - for at hver enkelt billede blev justeret ens.

Fremgangsmåde for forsøg med hhv. humant fantom og CDRAD 2.0:

1. Forsøgsopstillingen sættes op på 55C (figur 20).

2. Alle parametre, der ikke varieres i løbet af forsøget indstilles (SID, fokus, blændefelt,

software m.m.)

3. Parametrene på røntgenrøret indstilles til 80 kV og 1,6 mAs.

4. Der tages et testbillede for at sikre, at indblændingen og dosimeter er korrekt sat.

5. Der tages 10 billeder ved 80 kV og 1,6 mAs. Hvert enkelt billede annoteres med

løbenummer. REX og dosis noteres for hver eksponering sammen med løbenummeret. REX

måles ens hver gang ved ens placering af ROI.

6. Herefter justeres mAs ned til næste indstilling og alle andre parametre holdes konstante. Der

tages 10 billeder og data noteres for hvert billede, som i punkt fem.

7. Når alle billeder for de seks mAs-indstillinger ved 80 kV er taget, gentages processen for 70,

60 og 50 kV.

8. I alt tages 240 eksponeringer på 55C (per fantom).

9. Punkt ét til syv gentages på 70C.

41

Figur 20: Forsøgsopstillingen på hvv. CDRAD og humant fantom

Design og udførelse af VGA:

I dette afsnit beskrives hvordan VGA analysen blev designet og udført.

I opgaven anvendtes VGA metoden, med en relativ scorings-skala med fem trin og udgangspunkt i

et referencebillede, samt udregning af VGAS, da hensigten var at sammenligne 70C og 55Cs evne

til visualisering af anatomiske strukturer ved samme parametre. Derved kunne det undersøges, om

det var muligt at opnå samme billedkvalitet ved en lavere dosis på 70C i forhold til 55C. VGA

metoden gjorde det muligt at kvantificere og analysere de subjektive vurderinger, hvilket gjorde den

relevant i forhold til den positivistiske tilgang (22, 21). En forudsætning var, at en forbedring i

billedkvaliteten ved anatomiske strukturer ligeledes gav en forbedret synlighed af patologiske

forandringer.

Valg af billeder til VGA:

Som nævnt i afsnit ”Antal gentagelser” er der 48 forskellige opstillinger for hvert fantom. Der blev

taget 10 billeder ved hver enkelt forsøgsopstilling, og noteret REX ved alle eksponeringer. Ud af de

10 billeder beregnedes gennemsnittet for REX, og det billede, der lå tættest på gennemsnittet, blev

anvendt i VGA. Da mange af billederne havde REX værdier langt over de 350, der kræves for et

veleksponeret billede, og det var begrænset, hvor meget af radiologernes tid, der var til rådighed,

42

udvalgtes tre af de seks mAs niveauer til VGA. De valgte niveauer var 0,1 mAs, 0,4 mAs og 0,8

mAs. Dette gav et spænd fra de klart undereksponerede billeder (REX helt ned til 38) op til de klart

overeksponerede billeder (REX op til 2200). Ud fra de inkluderede billeder blev billedet ved 60 kV

og 0,8 mAs på 55C valgt som referencebillede. 60 kV var den værdi, der var tættest på det, der blev

brugt på afdelingen og burde give den kontrast i billedet, radiologerne er vant til at se på. 0,8 mAs

var den højest inkluderede mAs-indstilling og høj nok til at give en REX værdi på 537 – et klart

veleksponeret billede.

Vurdering af billederne:

Billederne blev vurderet af radiologer med stor erfaring i at diagnosticere børnethorax. Gennem

kontakt med overradiografen på sygehus Y (hvor pædiatri er et af specialerne) blev der taget

kontakt til tre radiologer med relevant erfaring. Radiologerne blev kontaktet via mail, hvor de blev

informeret om projektet og spurgt, om de ville medvirke i en VGA. Tre radiologer gav mulighed for

at undersøge interrater reliabilitet. Overensstemmelse mellem resultaterne fra de tre radiologer øger

validiteten. For også at kunne kontrollere intrarater reliabiliteten24 blev tre af billederne (10 %

rundet op) gentaget, så de fremkom to gange i analysen. Det blev hermed muligt at undersøge, om

det samme billede blev scoret ens af den samme radiolog. VGA analysen blev blindet ved, at der

kun var et løbenummer synligt på billederne (og ikke eksponeringsparametre eller navn på

detektor). Rækkefølgen af billederne blev randomiseret. Analysen blev udført på sygehus Y, på de

arbejdsstationer, radiologerne arbejder ved til daglig. Herved var lysforhold og skærmindstillinger

justeret, som radiologerne var vant til.

Billedkriterier:

VGA tager altid afsæt i anatomiske billedkriterier som skal være i overensstemmelse med nationale

og internationale standarder. Når et fantom anvendes til denne metode er det derfor væsentlig at

kvalificere billedkriterierne op imod fantomets opbygning, og derved vil der være mindre afvigelser

til billeder af patienter. Billedkriterierne der blev benyttet i analysen, blev fundet i European

Guidelines on Quality Criteria for Diagnostic Radiographic Images in Pediatrics (5), der er

udarbejdet af en europæisk gruppe af radiologer, fysikere m.v. Rapporten er fra 1996 og udarbejdet

da man stadig anvendte film-folie systemer. Overgangen til digital radiografi har ført til ændringer i

eksponeringsparametre siden rapporten blev udarbejdet, men de anatomiske strukturer, der skal

visualiseres ved en given undersøgelse, er de samme. Kriterierne blev tilpasset til de synlige 24 Intrarater reliabilitet er en sammenligning af to scorer fra den samme respondent givet på identiske billeder.

43

anatomiske strukturer på det humane fantom, og radiologerne modtog desuden scoringskemaer

(bilag 14) og et informationsbrev (bilag 15), der beskrev VGA analysen samt begrebsafklarede

ordene indgående i billedkriterierne, hvilket blev diskuteret på et fysisk møde. Herved blev det

kontrolleret at billedkriterier og metode var ens, for at øge validiteten. De endelige billedkriterier

var som følger:

I hvor høj grad i forhold til referencebilledet...

• … ses en skarp fremstilling af carina?

• … ses en skarp fremstilling af bronkiegrene over lungevævet? (positivt bronkogram)

• … ses en skarp fremstilling af hjerterandene?

• … ses en skarp fremstilling af lungevæv?

• … ses en skarp fremstilling af pneumothorax?

• … kan lungevævet ses frem for costae? (costae skudt væk)

Afslutningsvis stilledes følgende spørgsmål:

- Er billedet brugbart til diagnostik? (ja / nej)

Formålet med dette spørgsmål var at undersøge, om man kunne fastsætte et minimumsniveau for

REX, og derved dosis, hvor billedet stadig var diagnosticerbart.

Figur 21: Fem af de anatomiske strukturer udpeget på hhv. røntgenbillede af humant fantom, og røntgenbillede af

præmatur. 1: Carina. 2: Bronkiegrene. 3: Cor. 4: Perifært lungevæv. 5: Pneumothorax

44

Resultater og analyse

I dette afsnit behandles data og resultater. Først gennemgås REX og dosis, derefter resultater fra

CDRAD-forsøget, og endelig resultater af VGA.

REX

De to grafer (figur 22 og 23) herunder viser REX som funktion af mAs ved 50 kV, på hhv. det

humane fantom og CDRAD fantomet. Graferne for 60, 70 og 80 kV (se bilag 16) viser tilsvarende

stigning i REX ved 70C i forhold til 55C.

Figur 22: REX som funktion af mAs ved 50 kV

Figur 23: REX som funktion af mAs ved 50 kV

0100200300400500600700800

0 0.5 1 1.5

REX

mAs

REX ved Humant fantom og 50 kV

70C

55C

0

100

200

300

400

500

600

0 0.5 1 1.5

REX

mAs

REX ved CDRAD fantom og 50 kV

70C

55C

45

Alle kurver stiger lineært som forventet, da REX er ligefrem proportionel med dosis.

70C ligger stabilt højere ved samtlige niveauer, på både det humane fantom og CDRAD fantomet.

Der ses, at REX målt på det humane fantom er højere end REX målt på CDRAD fantomet. Dette

stemmer overens med placeringen af ROI på de to fantomer. På det humane fantom placeres ROI

midt i lungefeltet, hvor den lave attenuation giver en mindre svækkelse af røntgenstrålingen og

derfor højere REX. På CDRAD fantomet er ROI placeret i yderkanten af CDRAD fantomet, hvor

der er homogent plexiglas. Dette giver en højere svækkelse af røntgenstrålingen, og derved en

lavere REX værdi.

Tabellerne herunder (figur 24 og 25) viser gennemsnitlige REX værdier på det humane fantom, for

alle parameterindstillinger. De gule felter illustrerer REX-værdier, der ligger inden for det

anbefalede interval; mellem 175 og 350 REX.

Figur 24. Gennemsnitlige REX-værdier på 55C.

Figur 25. Gennemsnitlige REX-værdier på 70C.

46

Der ses at REX værdierne på 55C har et spænd fra 38,1 til 2878,8. Og REX værdierne på 70C har et

spænd fra 52,4 til 4367. I figur 26 herunder ses den procentvise stigning i REX målt på det humane

fantom, fra 55C til 70C, for hver enkelt parameterkombination.

Figur 26. Procentvis stigning i REX fra 55C til 70C.

Der ses en tendens til at REX er ca. 50 % højere på 70C end på 55C, og at stigningen i REX er

højere ved højere mAs.

47

Dosis

Dosismålinger på det humane fantom (bilag 17) viste en lineær stigning i huddosis proportionelt

med mAs, som illustreret herunder i figur 27.

Figur 27: Dosis som funktion af mAs, humant fantom

Den målte dosis på CDRAD fantomet (bilag 17) viser også en lineær stigning i dosis proportionelt

med mAs, som vist herunder i figur 28.

Figur 28: Dosis som funktion af mAs, CDRAD fantom

0

20

40

60

80

100

120

140

0 0.5 1 1.5

µGy

mAs

Målt dosis. Humant fantom.

50 kV

60 kV

70 kV

80 kV

0

20

40

60

80

100

120

140

0 0.5 1 1.5

µGy

mAs

Målt dosis. CDRAD fantom.

50 kV

60 kV

70 kV

80 kV

48

Dosismålingerne for hver enkelt kV-indstilling på det humane fantom blev sammenlignet med

incident air kerma beregnet i Monte Carlo, da denne er udtryk for dosis umiddelbart inden

strålebundet når objektet. Herunder ses graferne for 50 og 80 kV (figur 29 og 30). Beregnet og målt

dosis stemmer overens ved 50 kV, mens den målte dosis er lidt højere end den beregnede dosis ved

80 kV.

Figur 29: Sammenligning af målt og beregnet dosis ved 50 kV

Figur 30: Sammenligning af målt og beregnet dosis ved 80 kV

05

1015202530354045

0 0.5 1 1.5 2

µGy

mAs

Dosis sammenligning ved 50 kV

Målt dosis

Beregnet dosis

0

20

40

60

80

100

120

140

0 0.5 1 1.5 2

µGy

mAs

Dosis sammenligning ved 80 kV

Målt dosis

Beregnet dosis

49

IQFinv

Figur 31, 32, 33 og 34 herunder viser IQFinv som funktion af mAs, ved hver af de fire kV-niveauer.

Graferne er lavet ud fra gennemsnitlige IQFinv-tal for hver enkelt parameterkombination (se bilag

18).

Figur 31: IQFinv som funktion af mAs for begge detektorer ved 50 kV


0

1

2

3

4

5

6

7

0 0.5 1 1.5

IQFi

nv

mAs

IQFinv ved 50 kV

70C

55C

0

1

2

3

4

5

6

7

8

0 0.5 1 1.5

IQFi

nv

mAs

IQFinv ved 60 kV

70C

55C

50



Det ses at IQFinv for 70C er højere end på 55C ved alle indstillinger. Alle fire grafer viser en

tendens til højere stigning ved de lave mAs-indstillinger, og udjævning af kurverne ved højere

mAs-indstillinger. Ligeledes flader 80 kV kurverne hurtigere ud end 50 kV kurverne.

0

1

2

3

4

5

6

7

8

0 0.5 1 1.5

IQFi

nv

mAs

IQFinv ved 70 kV

70C

55C

0

1

2

3

4

5

6

7

8

IQFi

nv

mAs

IQFinv ved 80 kV

70C

55C

51

Graferne ovenfor viser, at 70C yder bedre end 55C ved alle dosisniveauer. Figur 35 herunder viser

den procentvise stigning i IQFinv fra 55C til 70C, ved hvert enkelt dosisniveau. Den procentvise

stigning i IQFinv er højest ved de lave eksponeringsindstillinger – altså at 70C især yder bedre ved

lav dosis.

Figur 35. Procentvis stigning i IQFinv fra 55C til 70C (bilag 18)

52

VGA

VGAS blev udregnet både for hver enkelt radiolog, og samlet for alle tre radiologer (bilag 19).

Graferne i dette afsnit viser den samlede VGAS.

Y-aksen i graferne herunder svarer til 5-trinsskalaen brugt i analysen. Ved en VGAS på 0 svarer

billedkvaliteten til referencebilledet. Negative og positive scorer viser, at billedet har scoret hhv.

dårligere/bedre end referencebilledet. Først ses VGAS som funktion af mAs ved de fire kV-

niveauer:

Figur 36: VGAS som funktion af mAs ved 50 kV


-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8

VG

AS

mAs

Samlet VGAS ved 50 kV

70C

55C

-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8

VG

AS

mAs

Samlet VGAS ved 60 kV

70C

55C

53

Graferne for 50 og 60 kV (figur 36 og 37) viser stigende VGAS med stigende mAs og jævne kurver

med 70C liggende højere end 55C ved alle indstillinger. Begge grafer viser et stort spænd i VGAS-

tallene (fra -2 op til 0,6), hvilket tyder på stor forskel i den vurderede billedkvalitet. Figur 38 og 39

herunder viser tilsvarende grafer for 70 og 80 kV:



-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8

VG

AS

mAs

70 kV

70C

55C

-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8

VG

AS

mAs

80 kV

70C

55C

54

På graferne for 70 og 80 kV krydser kurverne, og 55C scorer højere ved de højere mAs

indstillinger. Begge grafer viser et lille spænd i VGAS-tallene, hvilket tyder på lille forskel i den

vurderede billedkvalitet.

Herunder vises VGAS som funktion af kV ved de tre mAs-niveauer:

Figur 40: VGAS som funktion af kV ved 0,1 mAs

Figur 40, for 0,1 mAs viser jævnt stigende VGAS med stigende kV. 70C ligger højere end 55C ved

alle indstillinger. Grafen viser et stort spænd i VGAS-tallene fra 50 til 80 kV, hvilket tyder på stor

forskel i den vurderede billedkvalitet. Billederne til grafen er taget med meget lav dosis og er alle

støjfyldte. Stigning i kV medfører øget dosis og mindre støj – hvilket kan aflæses direkte i begge

kurver, der stiger jævnt. Ingen af billederne når niveauet for referencebilledet på 0 VGAS.

-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

50 55 60 65 70 75 80

VG

AS

kV

0,1 mAs

70C

55C

55


Ved 0,4 mAs (figur 41) ses, at kurverne krydser ved 70 kV, og 55C scorer højere ved høj kV.

Spændvidden i VGAS-tallene er mindre end ved 0,1 mAs.


Ved 0,8 mAs (figur 42) ses, at kurverne krydser ved ca. 63 kV, og 55C scorer højere ved høj kV.

Spændvidden i VGAS-tallene er lille, hvilket tyder på lille forskel i den vurderede billedkvalitet.

-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

50 55 60 65 70 75 80

VG

AS

kV

0,4 mAs

70C

55C

-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

50 55 60 65 70 75 80

VG

AS

kV

0,8 mAs

70C

55C

56

Tabellen herunder viser, hvilken detektor, der har den højeste VGAS ved hver enkelt

parameterindstilling.

Figur 43: Detektor med højest VGAS ved hver enkelt parameterindstilling

Ifølge figur 43 scorer 70C højest ved lavere parameterindstillinger, og 55C scorer højest ved de

højeste parameterindstillinger.

Radiologerne blev bedt om at vurdere om hver enkelt billede var brugbart til diagnostik. En af

radiologerne afkrydsede både ”ja” og ”nej” feltet ved billeder, der lå på grænsen. Figur 44 og 45

viser hvor mange af radiologerne, der scorede billederne brugbare til diagnostik, ved de forskellige

eksponeringsparametre.

• 3 = alle tre radiologer vurderede billedet brugbart til diagnostik

• 2 = to af radiologerne vurderede billedet brugbart til diagnostik

• 1 = en af radiologerne vurderede billedet brugbart til diagnostik

• 0,5 = én radiolog vurderede billedet på grænsen til brugbart

70C 50kV 60kV 70kV 80Kv

0,8mAs 3 3 3 3

0,4mAs 3 3 3 3

0,1mAs 0,5 2 3 3

Figur 44. Antal radiologer der vurderede billedet brugbart til

diagnostik ved hver enkelt parameterindstilling på 70C

55C 50kV 60kV 70kV 80Kv

0,8mAs 3 3 3 3

0,4mAs 3 3 3 3

0,1mAs 0 0,5 2 2



50kV 60kV 70kV 80Kv

0,8mAs 70C 70C 55C 55C

0,4mAs 70C 70C Ens 55C

0,1mAs 70C 70C 70C 70C

70C scorer højest = orange

55C scorer højest = grøn

Ens score = gul

Alle eksponeringer ved 0,4 og 0,8 mAs på begge detektorer er vurderet brugbare til diagnostik af

alle tre radiologer. Ved 0,1 mAs scorede 70C bed

Intrarater reliabilitet:

Figur 46, 47 og 48 viser VGAS for de

navngivet 580a, 580b, 605a, 605b, 400a og 400b.

radiologerne har givet de gentagede billeder

For radiolog 1 (figur 46) ses, at billede 580a og b har hver deres score, men dog ligger tæt på

hinanden. 605a og 605b er scoret næsten ens, og 4

scoret nogenlunde stabilt og viser en høj intrarater reliabilitet

brugbart til diagnostik”, mens billede 605b er scoret ”brugbart til diagnostik”.

0

-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

580a


Ved 0,1 mAs scorede 70C bedre ved samtlige kV-indstillinger.

VGAS for de tre gentagede billeder for hver enkelt radiolog.

navngivet 580a, 580b, 605a, 605b, 400a og 400b. Herved undersøges intrarater reliabilitet

radiologerne har givet de gentagede billeder i VGA ens scorer.

Figur 46. Intrarater reliabilitet, radiolog 1

at billede 580a og b har hver deres score, men dog ligger tæt på

hinanden. 605a og 605b er scoret næsten ens, og 400a og 400b helt ens. Det viser

og viser en høj intrarater reliabilitet. Billede 605a er dog scoret ”ikke

brugbart til diagnostik”, mens billede 605b er scoret ”brugbart til diagnostik”.

0.5

-0.83333-0.66667

0.166667 0.166667

580b 605a 605b 400a 400b

57


indstillinger.

gentagede billeder for hver enkelt radiolog. Billederne er

intrarater reliabilitet; om

at billede 580a og b har hver deres score, men dog ligger tæt på

00a og 400b helt ens. Det viser, at radiologen har

. Billede 605a er dog scoret ”ikke

0.166667

400b

58


For radiolog 2 ses stor overensstemmelse ved billede 580 og 400 men et større udsving ved billede

605. Her er intrarater reliabiliteten lavere end ved radiolog 1 og 3, på grund af billede 605.


Ved radiolog 3 ses små udsving og høj intrarater reliabilitet.

-0.33333

0

-1.83333

-0.83333

0 0

-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

580a 580b 605a 605b 400a 400b

-0.166667 -0.16667

-0.666667-1

-0.6667

0

-2

-1.5

-1

-0.5

0

0.5

1

1.5

2

580a 580b 605a 605b 400a 400b

Radiolog 3

59

Statistisk analyse

Herunder testes vores indsamlede data ved hjælp af statistiske tests. Resultaterne af vores forsøg er

en række værdier ved forskellige eksponeringer. Disse værdier skal sammenlignes for de to

detektorer.

IQFinv:

Resultaterne fra CDRAD-analysen analyseres ved hjælp af en én-faktor ANOVA test, da denne

bruges til at undersøge forskellen mellem flere gennemsnit (39, s. 63). Der anvendes følgende

statistiske hypoteser:

Ha”Der er forskel på billedkvaliteten ved samme dosis ved brug af 70C frem for 55C”

H0 ”Der er ikke forskel på billedkvaliteten ved samme dosis ved brug af 70C frem for 55C”

Efter udregning (bilag 20) ses, at P-værdien er 2,45*10-13. Dette er langt under signifikansniveauet

på 5 %, og derfor kan H0 forkastes og Ha bekræftes. CDRAD analysen viser en statistisk signifikant

forskel på billedkvalitet ved samme dosis ved brug af 70C frem for 55C.

VGAS:

Resultaterne fra VGA analyseres som ovenstående ved hjælp af samme type ANOVA test, med

samme statistiske hypoteser. Efter udregning (bilag 20) ses, at P-værdien er 0,386248 (38 %). Dette

er højere end signifikansniveauet på 5 %, og derfor kan H0 bekræftes og Ha forkastes. VGA viser

ikke statistisk signifikant forskel på billedkvalitet ved samme dosis ved brug af 70C frem for 55C.

VGAS-graferne viste større forskelle ved lave eksponeringsværdier. Hvis ANOVA testen gentages

på VGA resultaterne for billederne taget med 0,1 mAs, bliver P-værdien 0,157059 (15 %) (bilag

20), hvilket er betydeligt lavere – men stadig over signifikansniveauet.

60

Interrater reliabilitet:

I opgaven anvendes Randolph's free-marginal multirater kappa, da denne test anvendes, når der er

flere respondenter, og når respondenterne ikke skal kategorisere et bestemt antal billeder under hver

score (40). Kappa værdien går fra -1 til +1: -1 indikerer fuldstændig uenighed; 0 indikerer at den

enighed, der er, kun skyldes tilfælde; 1 indikerer fuldstændig enighed. Det er omdiskuteret, hvor høj

kappa værdien skal være, for at der er tilstrækkelig enighed om scorerne. Som tommelfingerregel

sættes niveauet omkring 0,7 (40).

Kriterie: Kappa 1: carina 0,503205 2: bronkiegrene 0,375 3: hjerterande 0,567031 4: lungevæv 0,23077 5: pneumothorax 0,391026 6: costa 0,423078

Figur 49. Kappa værdier for alle 6 kriterier (bilag 21)

Figur 49 viser størst enighed ved carina og hjerterande, og lavest enighed ved lungevæv.

61

Bias/fejlkilder

I dette afsnit diskuteres de mulige bias, der kan have haft indflydelse på resultaterne i opgaven.

Da der til opgaven er taget 960 røntgenbilleder og fortaget 480 dosismålinger, kan der have sneget

sig enkelte tastefejl ind.

Det var ikke muligt at placere en fikseret ROI i forbindelse med måling af REX. Derfor skulle ROI

placeres manuelt ved hver enkelt eksponering, hvilket gav en vis usikkerhed. Vi forholdte os til

dette ved at lade én person placere ROI ved alle billeder.

Ved dosis udregning i Monte-carlo var det ikke muligt at foretage udregningen på en præmatur,

derfor blev udregningen udført på en neonatal (født til tiden). Dette gav en forskel i FSD; 90,2cm

ved den beregnede dosis, i forhold til 94,5cm ved den målte dosis.

VGA

Fantomet anvendt til VGA giver ikke virkelighedstro billeder, da det ikke er muligt at genskabe

eksakt neonatal anatomi. Resultatet ville være mere generaliserbart, hvis røntgenbillederne var taget

på et rigtigt barn, men det ville være etisk forkert. Radiologerne påpegede blandt andet at knoglerne

på fantomet generelt var for fremtrædende på billederne i forhold til ægte billeder på præmature,

hvor det lave kalkindhold i knoglerne medfører mindre attenuation af røntgenstrålerne, og mindre

fremtrædende knogler.

Den relative VGA, der var valgt til opgaven, indeholdt en fem trins skala. Radiologerne fandt

trinskalaen for snæver og påpegede, at en bredere skala ville give et mere nuanceret billede.

Radiologerne påpegede også, at de gerne ville have set det ”bedste” og ”værste” billede før

scoringen af alle billederne, da det ville have givet holdepunkter for højeste og laveste trin på

skalaen. Radiologerne var forsigtige med at score højt og lavt til at starte med, da de ikke vidste, om

der ville komme noget, der var endnu bedre/værre.

Scoring af billederne blev udført på forskellige arbejdsstationer, med diagnostiske monitorer af

samme fabrikat. Det blev ikke kontrolleret, om alle monitorer var sat ens op, og der kan have været

forskelle i lysforhold i lokalerne. Radiologerne var dog enige om ikke at ændre window width/level

indstillinger under scoringen af billederne, for ikke herved at tilføje et bias.

62

Diskussion

I dette afsnit holdes resultater fra indsamlet empiri og teori op mod hinanden i forhold til opgavens

hypotese. Først diskuteres dosis og eksponeringsindex, derefter teknisk fantom og endelig humant

fantom.

Dosis:

Alle dosismålingerne viste, som forventet, at dosis steg proportionelt med mAs. Den målte dosis for

80 kV var lidt højere end den beregnede dosis i monte carlo. En stigning i kV medfører en øget

mængde spredt stråling og backscatter. Det tager den beregnede dosis ikke højde for, men

dosimeteret opfanger backscatter. Dette kan være årsagen til forskellen ved 80 kV.

Der blev ikke udført Monte Carlo beregninger for CDRAD-fantomet, da ovenstående

sammenligning validerer dosimetermålingerne. Den eneste forandrede parameter ved CDRAD

forsøget i forhold til dosis var udblændingen. Og da udblændingen både indvirker på målt og

beregnet dosis, er forholdet det samme.

I teoriafsnittet om dosis blev det afklaret, at risikoen for stokastiske skader øges med stigende dosis,

at risikoen er højere jo yngre man er og at flere af de organer der bestråles ved en thorax-

undersøgelse, har den højeste vævsvægtningsfaktor og derfor regnes for værende meget

strålefølsomme. Derfor er en potentiel dosisbesparelse forbundet med højere sensitivitet på 70C ved

thoraxoptagelser af præmature særdeles vigtig.

REX:

I opgaven blev detektorernes sensitivitet sammenlignet ved hjælp af REX værdier. REX for 70C var

ca. 50 % højere end på 55C ved samme parametre, ved alle testede indstillinger. Da der i forsøget

blev anvendt samme præprocessingsparametre ved alle billeder, og billederne blev justeret med ens

placering af ROI, kan REX ses som et udtryk for dosis til detektoren og sammenlignes på tværs af

billederne. Dette betyder, at 70C udnytter ca. 50 % flere af de billeddannende stråler, end 55C –

altså peger REX værdier på, at 70C er ca. 50 % mere sensitiv. Da alle andre parametre er holdt

konstante, kan denne forskel kun skyldes hardwaremæssige forskelle i detektorerne. Dette kan enten

være en forskel i scintillatorlagets effektivitet, eller i fill faktor, og forsøget gør det ikke muligt at

adskille disse to. Hvis det antages, at scintillatorerne på 55C og 70C (der begge er CsI-scintillatorer)

yder ens, kan forskellen i sensitivitet kun skyldes fill faktor. I dette tilfælde må fill faktor på 70C

være 50 % højere end på 55C. Da fill faktoren på 55C er 52 %, og fill faktoren på 70C potentielt er

63

50 % højere, må fill faktoren på 70C være på ��

�� . 50 % højere sensitivitet på 70C

giver potentiale for at opnå samme REX værdi som på 50C ved ~33 % lavere dosis.

Ifølge Santax Manualen skal REX ligge mellem 175 og 350 for at et billede er veleksponeret. I

resultaterne ses, at de opnåede REX værdier fra forsøget generelt ligger langt over de 350, på begge

detektorer. Dette på trods af, at der i forsøget er anvendt eksponeringsparametre der ligger under de

eksponeringsparametre, der anvendes i klinikken. Dette kan skyldes, at parametrene fra klinikken

anvendes til optagelser på CR-kasetter, hvorimod forsøget er udført på DR-detektorer. Forsøget

peger derfor på en mulig dosisbesparelse ved at bruge DR-detektorer generelt, frem for CR-kasetter.

I tabellerne side (43) ses, at REX-værdier mellem 175 og 350 kan opnås ved lavere mAs på 70C

end på 55C, ved alle kV-niveauer. Ved 50, 60 og 70 kV er det muligt at halvere mAs ved

eksponeringer på 70C i forhold til 55C, og stadig opnå en REX indenfor 175-350. Da mAs er

ligefrem proportionel med dosis, peger dette på en mulig dosisbesparelse på op til 50 % ved brug af

70C frem for 55C, grundet 70Cs højere sensitivitet.

Teknisk fantom:

I opgaven blev den objektive billedkvalitet kvantificeret ud fra forsøg med et CDRAD fantom.

Derved kunne billedkvaliteten ved 55C og 70C sammenlignes objektivt ud fra alle parametervalg. I

Analyser softwaren ses en vis usikkerhed i beregnet IQFinv. Der er taget højde for denne

usikkerhed ved beregning af gennemsnitlig IQFinv for alle 10 gentagne billeder ved hver enkelt

parameterkombination. Gennemsnitlig IQFinv var tydeligt højere på 70C ved alle niveauer. P-

værdien var langt under signifikansniveauet på 5 %, og Ha kunne bekræftes; der er statistisk

signifikant forskel i billedkvaliteten ved brug af 70C frem for 55C.

IQFinv-kurverne viste høj stigning i IQFinv ved lave doser, og udjævning af graferne ved højere

doser. Dette kan skyldes at CDRAD fantomets maksimum kapacitet opnås ved de højere

indstillinger. På figur 50 til venstre vises, hvor mange af hullerne, der genkendes ved 80 kV og 1,2

mAs på 70C. Da næsten hele pladen er visualiseret (og IQFinv er højt), er der ikke mulighed for

stor forbedring, når mAs øges til 1,6. Billedet til højre viser, hvor mange af hullerne, der genkendes

ved 50 kV og 0,1 mAs på 55C. Da kun en lille del af hullerne er visualiserede (og IQFinv er lavt),

er der mulighed for forbedring og forskel, når mAs øges.

64

80 kV. 1,2 mAs. 70C Figur 50 50 kV. 0,1 mAs. 55C

Da IQFinv er højere ved samtlige parameterindstillinger for 70C, er der mulighed for

dosisreduktion i forhold til 55C samtidig med bibeholdelse af IQFinv, i overensstemmelse med

ALARA. Eksempler på dette er illustreret herunder, ved henholdsvis 70 og 60 kV, der er de to kV-

niveauer der ligger tættest på praksis.

Figur 51: Nødvendig mAs for opnåelse af hhv 5 og 6 IQFinv på hhv 55C og 70C

65

Ved 70 kV (figur 51) ses, at en IQFinv på 6 opnås ved 1,2 mAs på 55C, mens den samme IQFinv

opnås ved 0,4 mAs på 70C (grøn streg). Samme IQFinv opnås her med 66,67 % lavere mAs. Da

mAs er ligefrem proportionel med dosis, kan dosis altså sænkes med 66,67 % ved brug af 70C.

En IQFinv på 5 opnås ved 0,6 mAs på 55C, mens den samme IQFinv opnås ved 0,25 mAs på 70C

(lilla streg). Reduktionen i mAs og dermed dosis er her 58,33 %.

Figur 52: Nødvendig mAs for opnåelse af hhv 5 og 6 IQFinv på hhv 55C og 70C

Ved 60 kV (figur 52) ses, at en IQFinv på 6 opnås ved 1,6 mAs på 55C, mens den samme IQFinv

opnås ved 0,65 mAs på 70C (grøn streg) hvilket betyder at samme IQFinv opnås med 59,38 %

lavere mAs/dosis på 70C. En IQFinv på 5 opnås ved 0,8 mAs på 55C, mens den samme IQFinv

opnås ved 0,4 mAs på 70C (lilla streg). Reduktionen i mAs og dermed dosis er her 50 %.

Dosisbesparelserne ved 60 kV (hhv. 59,38 % og 50 %) er lavere end ved 70 kV (hhv. 66,67 % og

58,33 %). Dette stemmer godt overens med CsI scintillatorens effektivitet, der er højere ved 70 kV

end ved 60 kV. Sammenfattende ses, at dosis kan reduceres med 50 % eller derover ved alle

undersøgte niveauer ved brug af 70C frem for 55C til opnåelse af en given IQFinv.

Tabellen på side 49 viser, at den procentvise stigning i IQFinv fra 55C til 70C er størst ved lave

dosis niveauer. Ved mAs indstillinger på 0,2 og 0,1 er der stigninger i IQFinv på mellem 41,52 %

og 73,03 %, hvorimod der ved mAs indstillinger på 1,6 kun er stigninger på mellem 14,97 % og

18,5 %. De relativ høje IQFinv-værdier for 70C ved lave dosis niveauer peger på potentiale for

bibeholdelse af billedkvalitet samtidig med dosisnedsættelse, i overensstemmelse med ALARA.

66

Der skal dog tages højde for at IQFinv er et samlet udtryk for både spatial opløsning og LKO. To

billeder, der scorer ens IQFinv, kan altså stadig have en vis forskel i billedkvalitet; det ene billede

kan have høj spatial opløsning og lav LKO, mens det andet billede har lav spatial opløsning og høj

LKO. Ved røntgenbilleder af thorax er det vigtigt med en høj spatial opløsning, da lungevævet

består af meget små strukturer, såsom alveoler og bronkioler. Ved billeder af præmature vil kravene

til spatial opløsning være ekstra høje, da anatomiske strukturer i børn er ekstra små. Ligeledes gør

den lave mængde kalk i knoglerne, at disse er mindre fremtrædende end hos voksne. Dette øger

kravet til LKO, da den indbyrdes kontrast mellem strukturerne i billedet er lavere end hos voksne.

Visualisering af pneumothorax stiller også krav til LKO, da forskellen i attenuation i luft

(pneumothorax) og lungevæv er relativt lille. Både den spatiale opløsning og LKO er altså vigtige

ved thoraxoptagelser af præmature. Det er derfor nødvendigt at vurdere disse separat og ikke kun

samlet, som er tilfældet ved IQFinv. Hertil blev VGA anvendt med subjektiv vurdering af

billedernes brugbarhed samt synligheden af forskellige strukturer der hver især stillede forskellige

krav til hhv. spatial opløsning og LKO. Denne metodetriangulering gav en mere nuanceret og valid

vurdering af billedkvaliteten.

Humant fantom:

Den subjektive billedkvalitet blev kvantificeret ved hjælp af VGAS, og sammenlignet for alle

parameterindstillinger. ANOVA testen udført på VGAS gav en P-værdi på 0,386248. Dette var over

signifikansniveauet på 5 %, derfor kunne H0 accepteres. VGAS påviste altså ikke statistisk

signifikant forskel i billedkvaliteten ved brug af 70C frem for 55C. En udfordring ved VGA

designet var udvælgelsen af dosis-niveauerne. Halvdelen af de inkluderede billeder – inklusive

referencebilledet - havde REX værdier over 350. Alle disse billeder havde højt SNR og derfor lille

visuel forskel. Dette afspejlede sig i graferne for de høje dosisniveauer (side 51 til 53), hvor der var

meget lille forskel i VGAS og hvor intet billede nåede en højere VGAS end 0,6. Ligeledes lå kappa

værdierne for alle seks kriterier under 0,7, hvilket viste, der ikke var tilstrækkelig interrater

reliabilitet til at VGAS kunne give tydelige resultater. Større visuel forskel i billederne kunne have

medført mere entydige scorer og dermed højere kappa-værdi. Et bredere udsnit af de lave mAs-

værdier (f.eks. 0,1 mAs, 0,2 mAs og 0,4 mAs) og et referencebillede med lavere REX ville have

givet billeder med større visuelle forskelle og deraf større forskelle i VGAS. Intrarater reliabiliteten

blev kontrolleret, og der var nogle udsving. Disse udsving kunne måske have været undgået, hvis

radiologerne havde set eksempler på det ”bedste” og det ”dårligste” billede før scoring af

67

billederne. Flere end tre radiologer til scoring af billederne kunne også have givet mere

generaliserbare resultater.

VGAS-graferne viste dog tendenser på forskel i billedkvalitet på hhv. 55C og 70C, især ved de

lavere dosis niveauer. Som vist i figur 43 herunder (fra s 54) scorede 55C bedre VGAS ved højeste

indstillinger, mens 70C scorede bedst ved lave indstillinger. Det er interessant, at lige netop de tre

niveauer hvor 55C scorer højest, også er de eneste tre niveauer hvor REX-værdien for 70C (se bilag

16) er over 2500 – og dermed så høj, at information potentielt ”skydes væk”. 55C når ikke over

dette REX-niveau. Det peger på, at billederne på 70C bliver overeksponeret ved lavere parametre

end på 55C, grundet 70Cs højere sensitivitet. Optimeringen af præprocesseringsparametrene før

forsøget blev udført på et billede taget ved 60 kV og præprocessingsparametrene blev derefter holdt

konstante. Dette kan have haft en indflydelse på kontrastforholdene, og dermed VGAS, i billederne

taget med 70 og 80 kV, idet højere kV fører til en lavere kontrast i billedet.

70C scorer højest = orange

55C scorer højest = grøn

Ens score = gul

Figur 43: Detektor med højest VGAS ved hver enkelt parameterindstilling

Figur 44 og 45 herunder (fra s 54) viser, at billeder taget på 70C scorer ”brugbare til diagnostik”

ved lavere eksponeringsindstillinger end billeder taget på 55C. Både på 55C og 70C er alle billeder

taget med 0,4 og 0,8 mAs scoret brugbare.

70C 50kV 60kV 70kV 80Kv

0,8mAs 3 3 3 3

0,4mAs 3 3 3 3

0,1mAs 0,5 2 3 3



50kV 60kV 70kV 80Kv

0,8mAs 70C 70C 55C 55C

0,4mAs 70C 70C Ens 55C

0,1mAs 70C 70C 70C 70C

68

55C 50kV 60kV 70kV 80Kv

0,8mAs 3 3 3 3

0,4mAs 3 3 3 3

0,1mAs 0 0,5 2 2



Vurderet på spørgsmålet om, hvorvidt hver enkelt billede er brugbart til diagnostik, er 70C i stand

til at producere diagnostisk brugbare billeder ved 70 kV og 0,1 mAs, hvorimod 55C kræver 0,4

mAs uanset kV. Dette peger umiddelbart på, at der skal fire gange så høj mAs – og dermed dosis –

for at opnå den minimale brugbare billedkvalitet til diagnostik af pneumothorax på 55C frem for

70C. Billederne taget ved 0,2 mAs blev dog ikke medtaget i VGA analysen, derfor vides det ikke,

om billeder taget på 55C med 0,2 mAs ville have været diagnostisk brugbare.

Set ud fra ALARA princippet er diagnostisk brugbare billeder ved så lave parametre som 70 kV og

0,1 mAs helt klart at foretrække. Men resultatet kan ikke uden videre generaliseres til praksis, da

billederne er taget på et humant fantom, der ikke helt simulerer et virkelighedstro billede. Alle tre

radiologer påpegede, at pneumothorax på fantomet var meget synlig i forhold til rigtige tilfælde. På

et rigtigt barn ville en pneumothorax være sværere at se, hvorfor kravene til billedkvalitet ville være

højere, og et højere dosisniveau ville være nødvendigt.

69

Konklusion

Her konkluderes på vores hypotese, ud fra ovenstående diskussion.

Forsøgene gav følgende resultater:

Samme REX kan opnås på 70C ved ~33,33 % lavere dosis end på 55C, hvilket peger på højere

sensitivitet på 70C.

IQFinv var højere på 70C end på 55C ved alle parameterindstillinger, og denne forskel var statistisk

signifikant. Samme IQFinv, og dermed billedkvalitet, kan opnås på 70C ved betragtelig lavere

mAs-indstillinger, og hermed dosis, end på 50C (50 % dosisreduktion eller derover). Der ses her

bibeholdelse af billedkvalitet ved lavere dosis, i overensstemmelse med ALARA. Ved meget lave

mAs-indstillinger ses forbedringer på mellem 41,52 % og 73,03 % i IQFinv ved samme parametre

på 70C frem for 55C.

Forskelle i VGAS var ikke statistisk signifikante, men viste tendenser til bedre billedkvalitet på 70C

ved lave parametre. Det var muligt at visualisere pneumothorax på præmature adækvat ved lavere

dosis på 70C end på 55C.

Sammenholdt med vores hypotese viser det, at det er muligt at opnå dosis besparelse uden tab af

billedkvalitet, ved røntgenoptagelser obs. pneumothorax på præmature neonatale ved brug af

Canons CXDI-70C detektor frem for Canons CXDI-55C detektor. Hypotesen kan altså bekræftes,

og det kan konkluderes, at der er strålehygiejniske fordele ved brug af 70C frem for 55C.

Hypotese: ”Det er muligt at opnå dosis besparelse uden tab af billedkvalitet, ved

røntgenoptagelser af thorax obs. pneumothorax på præmature neonatale, ved brug af

Canons CXDI-70C detektor frem for Canons CXDI-55C detektor”

70

Perspektivering

I dette afsnit vil vi perspektivere ud fra vores konklusion, og ud fra de problemstillinger, der nævnes

i opgavens indledende afsnit.

I opgaven har vi kun holdt 70C op mod 55C - og er derfor ikke uden videre i stand til at

generalisere og udtale os om hvordan 70C yder i forhold til andre detektorer end 55C; f.eks. ældre

Canon modeller, eller detektorer fra andre producenter. I forbindelse med valg af parametre til

projektet undersøgte vi, hvilke parametre, der bliver brugt til thorax optagelser på præmature på tre

sygehuse i Region Syd; og med de parametre fik vi alt for høje REX-værdier på 70C. Det tyder på,

at 70C også er mere sensitiv end de systemer, der pt. anvendes på de pågældende sygehuse.

Pilotprojektet udført på Conrads 50G detektor gav også REX værdier, der var ca. 85 % lavere end

på 70C ved samme parametre (se bilag 4 og 8). Derfor mener vi, der er et potentiale for

dosisbesparelse ved indførelse af 70C på de pågældende sygehuse. Dette kræver dog yderligere

undersøgelser, med test af 70C mod gængse detektorer til diagnosticering af patologi på børn og

voksne, med henblik på dosisbesparelse.

I opgaven har vi fastholdt software-indstillinger i de udførte forsøg, da vi kun var interesseret i at

undersøge hardwaremæssige forskelle. Men ligesom der sker stor udvikling inden for hardware,

sker der også en stor udvikling indenfor software. Blandt andet giver nye postprocessingsværktøjer

muligheder for bedre optimering af billeder, og heri ligger potentiale for dosisbesparelse. Dette

lægger op til flere dybdegående projekter, og det er vores opfattelse at potentiel dosisbesparelse

indenfor pædiatrien fortsat skal have meget høj prioritet.

Det er ikke kun nyt udstyr der giver potentiale for dosisbesparelse; som nævnt i problemfeltet gives

der unødvendig stråling til spædbørn både som følge af problemer med at få børnene til at ligge

stille, og problemer med at indblænde korrekt på de helt små børn. Disse forskningsfelter kan

belyses ved kvalitative projekter omkring kommunikation, procedurer og immobilisering, samt

kvantitative projekter om fixpunkter og korrekt indblænding til thorax på præmature. Så alt i alt ser

vi et stort potentiale for reduktion af dosis til præmature.

71

Litteraturliste 1. http://www.ikas.dk/Den-Danske-Kvalitetsmodel/Historien-bag.aspx

[21.12.10]

2. http://www.ikas.dk/Den-Danske-Kvalitetsmodel.aspx

[21.12.10]

3. http://www.medicexchange.com/ECR-2010/canon-displays-cxdi-70c-wireless-at-ecr10.html

[21.12.10]

4. ”The Essential Physics of Medical Imaging”

Bushberg, E M Leidholdt, J M Boone, J. Anthony Siebert. 2. udgave, Lippincott Williams

and Wilkins

5. “European Guidelines on Quality Criteria for Diagnostic Radiographic Images in

Paediatrics”

European Commission 1996. Bruxelles Luxemburg.

6. ”Sundhedsstyrelsens bekendtgørelse nr. 975”

Ministeriet for Sundhed of Forebyggelse, 1998.

(https://www.retsinformation.dk/Forms/R0710.aspx?id=21071)

[21.12.10]

7. ”Sundhedsstyrelsens bekendtgørelse nr. 823”

Ministeriet for Sundhed og Forebyggelse, 1997.

(https://www.retsinformation.dk/Forms/R0710.aspx?id=85966)

[21.12.10]

8. ”Neonatalogi”

Peitersen, B; Arrøe, M. 2.udgave. 1. Oplag. Arnold Busck 2002. Danmark

9. “Annals of the ICRP” 2004

ICRP, 2006.Vol. 39, Issue 4. S 1-86

http://www.ikas.dk/Den-Danske-Kvalitetsmodel/Historien-bag.aspx

http://www.ikas.dk/Den-Danske-Kvalitetsmodel.aspx

http://www.medicexchange.com/ECR-2010/canon-displays-cxdi-70c-wireless-at-ecr10.html

72

10. “Unintentional exposure of neonates to conventional radiography in the Neonatal

Intensive Care Units.”

D Bader, H Datz, G Bartal, A A Juster, K Marks, T Smolkin, S Zangen, A Kugelman, C

Hoffmann, G Shani, A Ben–shlomo, M Margaliot and S Sadetzki. Journal of Perinatology

27, s579-585 (September 2007)

11. “Unnessesary irradiation to non – thoracic structure during pediatric chest

radiography”

D Soboleski, C Theriault, A Acker, V Dagnone, D Manson. Pediatric Radiology Volume 36,

Number 1, s 22-25.

12. “Fra problem til færdig opgave”

Bjerrum, M. 1. udgave. 2. oplag. Akademiske Forlag. 2005, København.

13. ”Anatomi og fysologi- ind under huden”.

Nielsen O., Springborg A. 2. udgave. 3. oplag. Munksgaard Danmark, København; 2005.

14. “Kirurgi”

Hulgaard, H. 1. Udgave, 2. Oplag. FADL´s forlag aktieselskab, København 2006.

15. http://www.virtualpediatrichospital.org/providers/PAP/NeonatalChestCapt/PTX01.shtml

[21.12.10]

16. “Principles of Radiographic Imaging”

R. R. Carlton, F Adler, A. M. Adler. 4. udgave Delmar Publishers Inc 2009

17. http://www.usa.canon.com/cusa/healthcare/products/digital_radiography/portable_digital_ra

diography_cxdi_55_series/cxdi_55c#Specifications

[21.12.10]

18. http://www.usa.canon.com/cusa/healthcare/products/digital_radiography/portable_digital_ra

diography_cxdi_55_series/cxdi_55c#Specifications

[21.12.10]

19. ”Santax Betjeningsvejledning til Canon CXDI vers. 6.24”. 2006.

http://www.springerlink.com/content/?Author=Don+Soboleski

http://www.springerlink.com/content/?Author=Cynthia+Theriault

http://www.springerlink.com/content/?Author=Amy+Acker

http://www.springerlink.com/content/?Author=Vico+Dagnone

http://www.springerlink.com/content/?Author=David+Manson

http://www.springerlink.com/content/0301-0449/

http://www.springerlink.com/content/0301-0449/36/1/

http://www.springerlink.com/content/0301-0449/36/1/

http://www.virtualpediatrichospital.org/providers/PAP/NeonatalChestCapt/PTX01.shtml

http://www.usa.canon.com/cusa/healthcare/products/digital_radiography/portable_digital_radiography_cxdi_55_series/cxdi_55c#Specifications




73

20. http://www.springerlink.com/content/dxnktcr0xq6nec9m/fulltext.pdf

[21.12.10]

21. “Visual grading characteristics (VGC) analysis: a non-parametric rank-invariant

statistical method for image quality evaluation“

M Båth,L. G. Månsson, The British Journal of Radiology, 80 (2007), 169–176

22. “Methods for the evaluation of image quality: a review”

L.G. Månsson. Radiat Prot Dosimetry (2000) 90 (1-2):s 89-99.

23. “Handbook of Medical Imaging” bind 1.

Beutel et. al. 1. udgave. SPIE, Washington, 2000.

24. ”Radiologic Science for Technologist”.

Bushong SC. 8. udgave. St. Louis, Missouri, USA: Mosby; 2001

25. ”Radiographic Positioning and Related Anatomy ”.

Bontrager K. L., Lampignano J. P. 6. udgave. St. Louis, Missouri, USA: Mosby; 2005

26. http://emedicine.medscape.com/article/409409-imaging

[21.12.10]

27. “PCXMC 2.0 User’s Guide”

STUK – Radiation and Nuclear Safety Authority. Helsinki 2008.

28. ”Statistik i Ord”

L. Røgind, H Røgind. 1. udgave. Munksgaard Danmark, 2004

29. ”Forskning om og med mennesker”

Launsø, J. Rieper, O. 5. udgave. Nyt Nordisk Forlag Arnold Busck A/S. 2005, København.

30. ”Kvantitative forskningsmetoder”

Kruuse E. 6. udgave. 1 oplag. Dansk psykologisk forlag; 2007

31. ”Kvalititative forskningsmetoder”.

Kruuse E. 6. udgave. 1 oplag. Dansk psykologisk forlag; 2007

32. ”Etiske retningslinjerne for sygeplejeforskning I Norden”

Allservice AS; 1. udgave 1983, revideret 2003: side 7.

http://www.springerlink.com/content/dxnktcr0xq6nec9m/fulltext.pdf

http://rpd.oxfordjournals.org/search?author1=L.G.+M%C3%A5nsson&sortspec=date&submit=Submit

http://emedicine.medscape.com/article/409409-imaging

74

33. http://www.gammex.com/n-

portfolio/productpage.asp?id=317&category=Diagnostic+Radiology&name=Neonatal+Ches

t+Phantom%2C+Gammex+610http://

[21.12.10]

34. ”The neonatal chest phantom-Physics behind the phantom vol. 2”

Gammex 2008

35. “Cu filtration for dose reduction in neonatal chest imaging”

Smans K, Struelens L, Smet M, Bosmans H, Vanhavere F. Radiat Prot Dosimetry. 2010

Apr-May; 139 1-3 2010

36. www.artinis.com

[21-12-10]

37. “Radiologic Science for Technologists - Physics, Biology and Protection”

Stewart C. Bushong . Udgave 8. Oplag 1. 2004, Elsevier Health Science

38. ”CDRAD analyser manual”

Artinis Medical Systems B. V., R. J. M. Van der Burght., 2006

39. ”Statistik med excel”

Koed, C; Jørgensen N. 6. udgave. 1. oplag. Complet A/S.2005

40. http://justusrandolph.net/kappa/

[21-12-10]

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=%22Smans%20K%22%5BAuthor%5D

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=%22Struelens%20L%22%5BAuthor%5D

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=%22Smet%20M%22%5BAuthor%5D

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=%22Bosmans%20H%22%5BAuthor%5D

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=%22Vanhavere%20F%22%5BAuthor%5D

http://www.artinis.com/

75

Bilagsoversigt

Bilag 1 – Vævsvægtningsfaktorer.

Bilag 2 – Monte Carlo og mAs

Bilag 3 – Kontrakt med Canon Europe

Bilag 4 – Pilotprojekt 1

Bilag 5 – Pilotprojekt 2

Bilag 6 – Lys/strålefelt test med Digrad fantom

Bilag 7 – kV-test.

Bilag 8 – CDRAD indtastningsskema.

Bilag 9 – Humant fantom indtastningsskema.

Bilag 10 – Plexiglas test.

Bilag 11 – Skema med parametre.

Bilag 12 – Scintillator test.

Bilag 13 – Dosismålinger.

Bilag 14 – Scoringsskema til VGA.

Bilag 15 – Informationsbrev til VGA.

Bilag 16 – REX data og grafer.

Bilag 17 – Dosis data og grafer.

Bilag 18 – IQFinv data.

Bilag 19 – VGAS-data.

Bilag 20 – ANOVA tests.

Bilag 21 – Kappa test.

Sammenligning af billedkvalitet og dosis ved thorax ... · PDF fileSammenligning af...

Documents

Transcript of Sammenligning af billedkvalitet og dosis ved thorax ... · PDF fileSammenligning af...