Prüfkriterien für die Konstanzprüfung von Computertomographen

Transcrição

Prüfkriterien für die Konstanzprüfung von
Computertomographen mittels geeigneter Meßphantome
Bachelorarbeit
Zur Erlangung des Grades eines Bachelor of Science (B.Sc.)
im Studiengang Medizinische Physik
an der mathematisch-naturwissenschaftlichen Fakultät
der Heinrich-Heine Universität Düsseldorf
Vorgelegt von
Sonja Prange
aus Wuppertal
Erstprüfer: Dr. Ioannis Simiantonakis, Klinik für Strahlentherapie
Zweitprüfer: Prof. Dr. Georg Pretzler, Institut für Laser- und Plasmaphysik
Düsseldorf, im Januar 2012
Inhaltsverzeichnis
Inhaltsverzeichnis
Inhaltsverzeichnis
1 Einleitung
1
2 Theoretische Grundlagen
2
2.1
Strahlenarten . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
2
2.2
Wechselwirkung ionisierender Strahlung mit Materie . . . . . . . . . . . . . . . .
2
2.3
Röntgenstrahlung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
4
2.3.1
Entstehung von Röntgenstrahlung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
4
2.3.2
Erzeugung von Röntgenstrahlung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
6
Computertomographie (CT) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
8
2.4.1
Funktionsweise der CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
8
2.4.2
Bildgebende Verfahren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
9
2.4.3
Axial-/Spiral-CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
11
2.4
3 Material und Methoden
12
3.1
Das CT-Gerät . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
12
3.2
Die Messphantome . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
13
3.2.1
Das Aldersonphantom . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
13
3.2.2
Das Plexiglasphantom . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
14
3.2.3
Das CBCT Electron Density Phantom . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
14
3.2.4
Das Philips System Phantom . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
15
DIN EN 61223-2-6 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
16
3.3.1
Positionierung der Patienten-Lagerungshilfe . . . . . . . . . . . . . . . . .
16
3.3.2
Patienten-Positioniergenauigkeit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
17
3.3.3
Tomographische Schichtdicke . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
18
3.3.4
Rauschen, Gleichförmigkeit und mittlere CT-Zahlen . . . . . . . . . . . .
19
3.3.5
Räumliche Auflösung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
20
Erweiterte Prüfpunkte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
20
3.4.1
20
3.4.2
20
3.4.3
22
3.4.4
22
3.3
3.4
4 Ergebnisse
4.1
4.2
23
Ergebnisse nach DIN EN 61223-2-6 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
23
4.1.1
Positionierung der Patienten-Lagerungshilfe . . . . . . . . . . . . . . . . .
23
4.1.2
Patienten-Positioniergenauigkeit . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
23
4.1.3
Tomographische Schichtdicke . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
23
4.1.4
Rauschen, Gleichförmigkeit und mittlere CT-Zahlen . . . . . . . . . . . .
24
4.1.5
Räumliche Auflösung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
25
Ergebnisse der erweiterten Prüfpunkte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
25
4.2.1
25
II
Inhaltsverzeichnis
4.3
Inhaltsverzeichnis
4.2.2
26
4.2.3
32
4.2.4
33
Zusammenfassende Ergebnisse . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
34
5 Diskussion
35
III
1
EINLEITUNG
1 Einleitung
In den letzten Jahrzehnten hat der technische Fortschritt dazu geführt, dass die Geräte in der
Strahlentherapie immer präziser wurden. Gleichzeitig verlangen der klinische Alltag und die demographische Entwicklung, dass Therapiezeiten minimiert werden um der steigenden Anzahl
therapiebedürftiger Menschen gerecht zu werden.
Oftmals wird aus Budgetgründen des Gesundheitssystems und der Kliniken ein Gerät über viele
Jahrzehnte hinweg zur Therapie verwendet, obwohl neue technisch weiterentwickelte Apparate bereits auf dem Markt zur Verfügung stehen. Damit aber trotz der hohen Auslastung von
Personal und Material die Sicherheitsstandards zu jedem Zeitpunkt erfüllt werden und die hohe
Qualität der Behandlung dauerhaft gewährleistet ist, bedarf es einer ständigen Überwachung
der Gerätschaften und Arbeitsabläufe. In Deutschland wird dies durch die Deutsche Industrie
Norm (DIN-Norm) gewährleistet. Sie legt grundsätzliche Richtwerte fest und gibt Anweisungen
über mögliche Prüfverfahren an.
Die vorliegende Arbeit verfolgt das Ziel diese Prüfverfahren für den Computertomographen
(CT) der Klinik für Strahlentherapie des Universitätsklinikums Düsseldorf an unterschiedlichen
Messphantomen zu testen, um herauszufinden inwieweit diese für die Qualitätssicherung geeignet sind. Einen besonderen Stellenwert nimmt hierbei die Arbeit mit dem neu erworbenen
CIRS Phantom ein. Somit soll erreicht werden, dass die Klinik jederzeit eine eigene unabhängige Qualitätskontrolle des Planungs-CT durchführen kann. Dies soll der Klinik außerhalb der
vierteljährlichen Herstellerkontrolle die Möglichkeit geben Zwischenprüfungen auf ausgewählte
Bereiche oder auch auf Bereiche die der Hersteller selbst nicht oder nur halbjährlich prüft anzufertigen. Die in der DIN-Norm gegebenen Kriterien werden mittels des CIRS Phantom und
geeigneter anderer Messphantome überprüft, um herauszufinden welche für das Klinik-CT geeignet sind. Ggf. werden erweiterte Punkte eingeführt um ein optimiertes Prüfungsprotokoll zu
erhalten. Die Schwerpunkte der Arbeit liegen auf geometrischen Faktoren wie Lagegenauigkeit,
Schichtdicken und Bildeinstellungen. Die Messungen sind dabei nicht nur auf die Einhaltung
der Grenzwerte bedacht, sondern sollen auch gewebespezifische Kriterien bezüglich individueller
Parametereinstellungen zur Steigerung der Genauigkeit berücksichtigen. Dies wird speziell für
das neue CIRS Phantom erarbeitet um sicherzustellen, dass auch für das neue Phantom die
bewährten Methoden angewendet werden können.
Weiterhin soll in naher Zukunft ein neuer Linearbeschleuniger mit Cone-Beam-CT für die Klinik
angeschafft werden und ein moderneres Bigbore-CT. So dass durch die Ausarbeitung der Prüfkriterien die Möglichkeit geschaffen wird eine Methode zu evaluieren, die es erlaubt die neuen
CTs schnellstmöglich einzumessen und in den Klinikalltag zu integrieren.
1
2
THEORETISCHE GRUNDLAGEN
2 Theoretische Grundlagen
2.1 Strahlenarten
Die in der Strahlentherapie zum Einsatz kommende Strahlung, besitzt die Eigenschaft ein Atoms
zu ionisieren.
Die ionisierende Strahlung lässt sich noch unterteilen in direkt und indirekt ionisierende Strahlung sowie in Photonen- und Korpuskelstrahlung. Direkt ionisierende Strahlung (Elektronen,
Protonen...) bezeichnet geladene Teilchen, die durch Stöße unmittelbar am bestrahlten Gewebe
Ionisation hervorrufen. Indirekt ionisierende Strahlung (Neutronen, Photonen) hingegen ist ungeladen und gibt ihre Energie zuerst an einen Stoßpartner ab, der dann wiederum das Gewebe
ionisiert.
Bei Photonenstrahlung handelt es sich um elektromagnetische Wellen ohne Ruhemasse. Zu ihr
gehört das gesamte elektromagnetische Spektrum inklusive Radiowellen, sichtbarem Licht, sowie
hochenergetischen Röntgen- und Gammastrahlen. Der Energietransport erfolgt nicht kontinuierlich, sondern gequantelt durch Emission, Absorption und Streuung. Das einzelne Quant ist
räumlich und zeitlich begrenzt. Wichtig ist, dass die Ausbreitungsgeschwindigkeit c für elektromagnetische Wellen innerhalb eines Mediums immer gleich ist und sich gemäß c = λ· ν aus
dem Produkt von Wellenlänge λ und Frequenz ν beschreiben lässt. Die Energie eines Photons
errechnet sich gemäß der nach Max Planck 1900 entdeckten “Quantentheorie” aus dem Produkt
von Frequenz ν und der universellen Naturkonstante h = 6, 626· 10−34 Js, die auch Plancksches
Wirkungsquantum genannt wird durch E = h · ν. Korpuskelstrahlung besteht aus geladenen
oder ungeladenen Teilchen mit Ruhemasse. Sie ist in ihrer Ausbreitungsgeschwindigkeit geringer
als die Photonenstrahlung.
Wegen des Welle-Teilchen-Dualismus fasst man Photonenstrahlung und Korpuskelstrahlung zu
Teilchenstrahlung zusammen. Das Energiespektrum umfasst in der Röntgendiagnostik Erzeugungsspannungen von 20 - 180 kV, wobei Strahlen bis 35 kV als Weichstrahl- und ab 120 kV als
Hartstrahltechnik bezeichnet werden. Für die Strahlentherapie liegt der Anwendungsbereich bei
ca. 8 keV - 50 MeV. Man unterscheidet weiche Strahlung bis 100 keV, harte Strahlung zwischen
100 und 1000 keV und ultraharte Strahlung ab 1 MeV [Kau06, Kri09].
2.2 Wechselwirkung ionisierender Strahlung mit Materie
Trifft ionisierende Strahlung auf Materie, tritt Absorption und Streuung aufgrund von Wechselwirkungen mit den Atomen der Materie auf fünf verschiedene Arten auf. Dies kann durch das
Atommodell von Rutherford (1911) und Bohr (1913) erklärt werden. Sie entdeckten, dass ein
Atom aus einem positiv geladenen Atomkern und einer negativ geladenen, aus Schalen aufgebauten Atomhülle besteht. Die Strahlung kann mit der Atomhülle über die klassische Streuung
(Anregung), den Photoeffekt und den Comptoneffekt wechselwirken. Außerdem kann sie mit den
elektromagnetischen Feldern der Atomkerne über die Paarbildung und direkt mit dem Atomkern
über den Kernphotoeffekt reagieren [Kri09].
Die klassische Streuung entsteht bei einem Stoß eines Photons mit einem stark gebundenen
2
2.2
Wechselwirkung ionisierender Strahlung mit Materie
2 THEORETISCHE GRUNDLAGEN
Hüllenelektron. Das Elektron nimmt bei dem Stoß die gesamte Energie des Photons als Rückstoßenergie auf und die Hülle wird dadurch zu einer erzwungenen Schwingung angeregt. Die
angeregte Hülle wirkt dabei als Sender und strahlt die absorbierte Energie des Photons mit
gleicher Frequenz vollständig wieder ab. Für menschliches Gewebe mit Atomen niedriger Ordnungszahlen ist die klassische Streuung nur in dem sehr kleinen Energiebereich bis ca. 20 keV zu
finden und ist somit in der Strahlentherapie eher unbedeutend. Eine eher untergeordnete Rolle
spielt der Kernphotoeffekt, da er erst bei sehr hohen Energien auftritt. Hierbei wird die Energie
des einfallenden Photons vom Kern absorbiert und ein Nukleon emittiert, der Kern gespalten
oder angeregt. Zu beachten ist allerdings, dass er für die Aktivierung des Sauerstoff verantwortlich ist. Dies geschieht bei Energien ab etwa 20 MeV [Kri09].
Abbildung 1: Von links nach rechts: Photoeffekt, Comptoneffekt, Paarbildung [Kri09]
Die drei medizinisch relevanten Wechselwirkungen sind:
•Der Photoeffekt: Erreicht ein Photon die Energie h· ν ≥ Ee , wobei Ee die Bindungsenergie
des Elektrons ist, kann es durch Stoß mit einem kernnahen Hüllenelektron seine gesamte Energie an dieses abgeben und es aus dem Atom lösen. Dies ist in Abbildung 1 links dargestellt.
Das Elektron verlässt die Atomhülle und zurück bleibt ein Loch, welches durch ein Elektron
einer höheren Schale aufgefüllt wird. Beim Zurückfallen strahlt das Elektron ein oder mehrere
Photonen mit der Energiedifferenz der Elektronenschalen ab. Die Photonen können direkt ein
weiter außen liegendes Hüllenelektron anregen, welches dann das Atom verlässt. Letzteres Elektron nennt man Auger-Elektron. Am wahrscheinlichsten ist der Photoeffekt für Energien von
einigen eV bis ca. 100 keV. Er wird umso wahrscheinlicher, je höher die mittlere Ordnungszahl
des durchstrahlten Gewebes ist [Kri09, Kau06].
•Der Comptoneffekt: Die einfallenden Photonen reagieren bei diesem Effekt hauptsächlich
mit den äußeren Hüllenelektronen, die als nahezu frei angesehen werden können. Die Photonen
geben einen Teil ihrer Energie an die Elektronen ab, lösen diese aus dem Atom und werden dann
selbst unter einem Winkel von 0−180◦ zur Strahlachse gestreut. Das emittierte Elektron verlässt
das Atom unter einem Winkel von 0−90◦ und kann danach selbst mit anderen Atomen reagieren
(siehe Abbildung 1 Mitte). Der Comptoneffekt ist bei mittleren Energien von ca. 100 keV bis 10
MeV dominierend. Der Energieverlust der gestreuten Photonen liegt in der Röntgendiagnostik
bei ca. 5%, so dass beim Strahlenschutz besonders die Comptonstreuung berücksichtigt werden
muss. Für sehr hohe Energien ab ca. 8 MeV nimmt der Comptoneffekt wieder ab. Er ist nicht
3
2.3
Röntgenstrahlung
2
wie der Photoeffekt von der Ordnungszahl abhängig, sondern ausschließlich von der Dichte des
durchstrahlten Materials [Kau06, Kri09, Pdg10].
•Paarbildung: Bei der Paarbildung, wie aus Abbildung 1 rechts zu entnehmen, entsteht im
elektrischen Feld des Atomkerns, aus einem Photon, spontan ein Elektron-Positron-Paar. Hierbei ist wichtig, dass der Atomkern unverändert bleibt und das Photon nur mit dem elektrischen
Feld des Kerns interagiert. Die Paarbildung ist erst ab einer Photonenenergie von 1,022 MeV
möglich, da mindestens die Ruheenergie des Teilchen-Antiteilchenpaares aufgebracht werden
muss. Das entstandene Positron hat nur eine kurze Lebensdauer und rekombiniert nachdem es
seine Bewegungsenergie an das Material abgegeben hat sofort mit einem nahen Elektron. Dabei
vernichten sich die beiden Teilchen unter Aussendung von zwei Photonen (Vernichtungsquanten)
mit einer Energie von je 511 keV im Winkel von 180◦ zueinander. Dieser zweite Prozess heißt
auch Annihilation [Kri09].
2.3 Röntgenstrahlung
Röntgenstrahlung umfasst einen sehr kleinen Bereich des elektromagnetischen Spektrums der
im Wellenlängenbereich von 10−12 m bis 10−8 m einzuordnen ist. Sie wurde 1895 vom deutschen
Physiker Wilhelm Conrad Röntgen in Würzburg entdeckt. Er benannte sie X-Strahlen˝, wie sie
auch heute noch im englischsprachigen Raum genannt werden [Sch02].
2.3.1 Entstehung von Röntgenstrahlung
Röntgenstrahlen entstehen durch Wechselwirkungen von schnellen geladenen Teilchen mit Materie. Je nach Art und Geschwindigkeit des Teilchens, sowie Material des durchstrahlten Körpers
unterscheidet sich das Röntgenspektrum und die Strahlungsausbeute voneinander. In Röntgenröhren der medizinischen Anwendung werden Elektronen verwendet, die auf Targetmaterie hoher Ordnungszahl beschleunigt werden. Die Materialien bieten im Vergleich mit bspw. Protonen
oder α−Teilchen den Vorteil, dass sie bereits mit niedrigen Elektronen-Strahlenergien Röntgenstrahlung produziert werden kann. Die Elektronen können dann entweder mit dem elektrischen
Feld des Kerns oder der Atomhülle der Targetatome wechselwirken, so dass man zwei Arten
von Röntgenstrahlung unterscheidet: die kontinuierliche Bremsstrahlung und die diskrete
charakteristische Strahlung [Kri05].
Die kontinuierliche Bremsstrahlung: Der überwiegende Teil der Röntgenstrahlung tritt in
Form von kontinuierlicher Bremsstrahlung auf. Sie entsteht, wenn ein schnelles Elektron beim
Auftreffen auf das Targetmaterial (Anode) im Coulombfeld der positiv geladenen Atomkerne
abgebremst wird. Das Coulombfeld lenkt das Elektron durch seine anziehende Kraft von seiner
Ursprungsbahn ab und sorgt dafür, dass es auf dem Weg seine Bewegungsenergie teilweise oder
ganz in Form von Strahlungsenergie abgibt. Dies ist in Abbildung 2 links zu sehen.
4
2.3
Röntgenstrahlung
2
Abbildung 2: Links: Die zwei Arten der Erzeugung von Röntgenstrahlung. Rechts: Das Spektrum der
Röntgenstrahlung. Aufgetragen ist die Photonenenergie gegen die Intensität der von der
Anode ausgesendeten Röntgenstrahlung [Kau06]
Man erhält ein von dem Anodenmaterial ausgesendetes kontinuierliches Bremsstrahlspektrum
(Abbildung 2 rechts gestricheltes Dreieck). Für das gesamte Spektrum ergibt sich ein linearer Zusammenhang zwischen Energie der ausgesandter Röntgenstrahlung und Photonenenergie.
Tatsächlich erhält man jedoch das in Abbildung 2 rechts durchgängig gezeichnete Bremsstrahlspektrum. Der Grund dafür ist, dass die niederenergetischen Anteile der Röntgenstrahlung bereits in dem Anodenmaterial selbst, sowie im Röhrenfenster als auch im Gehäuse absorbiert
werden [Kri05, Kau06].
Der Wirkungsgrad η für die erzeugte Röntgenbremsstrahlung wird durch das Verhältnis von
Strahlleistung PStrahlung zu aufgebrachter elektrischer Leistung Pel in Gleichung 1 beschrieben:
η=
PStrahlung
Pel
(1)
Die elektrische Leistung ist durch das Produkt von angelegter Kathodenspannung U und Röhrenstrom I, Pel = U · I angegeben. Die von der Kathode beschleunigten Elektronen werden in
der Anode nur zu ca. 5% in Strahlung aber zu 95% in Wärme umgewandelt. Man hat einen
enormen Leistungsverlust. Die Leistung PStrahlung wird durch die Relation PStrahlung = kZIU 2
beschrieben und zeigt, dass sie abhängig vom Röhrenstrom I, dem Quadrat der Röhrenspannung
U, der Ordnungszahl des Anodenmaterials Z und einer Konstanten k = 1, 1 · 10−9 V −1 , die für
dicke Absorber eingefügt werden muss, ist insgesamt der Wirkungsgrad η = k · Z · U abhängig
von k, der Ordnungszahl Z des Anodenmaterials und der Röhrenspannung U [Kri05].
Die charakteristische Strahlung:
Die charakteristische Röntgenstrahlung entsteht durch die
Wechselwirkung eines schnellen geladenen Elektrons mit der Hülle eines Atoms des Anodenmaterials. Trifft ein beschleunigtes Elektron die Schale eines Atoms und stößt dort mit einem
Schalenelektron zusammen, kann es mit seiner Energie dieses Schalenelektron herauslösen. Bedingung ist jedoch, dass die kinetische Energie des Elektrons größer ist als die Bindungsenergie
des Schalenelektrons. In der Atomhülle entsteht ein Loch an der Stelle des Schalenelektrons.
Dieses wird direkt von einem Elektron der höheren Schale wieder besetzt. Das Elektron be-
5
2.3
Röntgenstrahlung
2
findet sich in einem energetisch höheren Zustand und gibt die überschüssige Energiedifferenz
in Form eines Photons (siehe Abbildung 2) ab. Die Art der Strahlung hängt von der Position
des Elektronensprungs ab. In äußeren Schalen entsteht niederenergetisches Licht, in den tiefer
liegenden Schalen UV Strahlung und im Übergang zu der dem Kern nächstgelegenen Schale die
Röntgenstrahlung. Die Schalenabstände sind für jedes Element unterschiedlich, so dass eine für
das Element charakteristische Röntgenstrahlung entsteht. Wie in Abbildung 2 rechts an den
zwei Peaks K und L zu sehen ist, handelt es sich um ein diskretes Linienspektrum. Die K-Serie
gibt den Elektronensprung in die K-Schale des Atoms und die L-Serie in die entsprechende LSchale an. Die Bezeichnung Serie erfolgt aufgrund der Tatsache, dass die Schalen jeweils noch
energetisch aufgespalten sind. Ein Teil der frei werdenden Energie kann auch direkt an ein weiteres Hüllenelektron übertragen werden, so dass dieses ebenfalls ionisiert wird und seine Schale
verlässt. Dieses Elektron heißt dann Auger-Elektron [Kri05, Kau06].
2.3.2 Erzeugung von Röntgenstrahlung
Abbildung 3: Schematischer
Aufbau
eines
Röntgenstrahlers:
1)
Steckplatz
für
Kathodenhochspannungs- und Heizstromkabel, 2) Glaskolben, 3) Drehanode,
4) Metallring, 5) Steckplatz für Anodenhochspannungskabel und Stator, 6) Schutzgehäuse, 7) Membran für Ölausdehnung, 8) Kühlflüssigkeit, 9) Stator, 10) Rotor zum
Anodenantrieb, 11) Flansch für Primärblende, 12) Strahlenaustrittsfenster, 13) Kathode,
14) Röhrenhalterung [Her04]
Ein Röntgengerät (siehe Abbildung 3) umfasst die Röntgenröhre mit Schutzgehäuse. Die Röntgenröhre besteht aus einem vakuumisierten Glaskolben (2) in dem sich eine Kathode und eine
Anode befindet. An der Kathode liegt eine Heizspannung UHeiz an, die durch den thermoelektrischen Effekt Elektronen aus dem Kathodenmaterial herauslöst.
Bei diesem Vorgang entstehen an der Kathode Temperaturen von bis zu 2600°C. Wolfram ist
ein besonders geeignetes Kathodenmaterial. Über einen um die Kathode angebrachten WehneltZylinder werden die Elektronen fokussiert. Dies ermöglicht einen punktförmigen Brennfleck auf
dem Anodenmaterial, welcher zur Schärfe des Bildes beiträgt. Zwischen Kathode und Anode
liegt eine Hochspannung (Abbildung 3 1 und 5), auch Anodenspannung UAnode genannt, an.
Diese beschleunigt die Elektronen mit einer Energie von Ekin = e · U auf die Anode (3).
6
2.3
Röntgenstrahlung
2
Abbildung 4: Links: Drehanode mit Brennfleckbahn, Rechts: Stehanode mit Brennfleck [Sch02, Kri05]
Die Anode ist meist als Drehanode realisiert, wie in Abbildung 3 Punkt 3) zu sehen ist. Die
Drehanode besteht aus einem drehbaren Teller mit einer Brennfleckbahn (Wolframtarget), an
der die Strahlung ausgesendet wird. Sie setzt sich aus einem Verbundmaterial von zumeist
Molybdän mit einem Wolframtarget zusammen. Dies sorgt für eine bessere Wärmeleitfähigkeit.
Der Brennfleck wird durch die drehbar gelagerte Anode von einem Punkt (bei Stehanoden) auf
eine Kreisbahn ausgedehnt (siehe Abbildung 4). Dies sorgt dafür, dass die thermische Energie
besser abgeführt werden kann und macht die Drehanode belastbarer. Insgesamt erhält man eine
40fach erhöhte Betriebsdauer für Drehanoden im Vergleich zu Stehanoden [Kri05, Sch02, Her04].
Da der Großteil der Energie bei der Erzeugung von Röntgenstrahlen in Wärme übergeht, ist es
notwendig die Anode zu kühlen. Wie bereits erwähnt, wirken sich Material und Form der Anode
bereits positiv auf die Temperatur der Anode aus. Zusätzlich muss Sie deshalb extern gekühlt
werden. Dies geschieht durch Kühlflüssigkeit, zum Beispiel Öl, die außerhalb des Glaskolbens
in Kontakt mit dem Ausgang der Drehanode kommt (siehe Abbildung 3 Punkt 8) [Kri05]. Das
Schutzgehäuse dient der Abschirmung von Röntgenstreustrahlung und besteht zumeist aus
Blei. An der Austrittsstelle der Röntgenstrahlung befindet sich das Strahlenaustrittsfenster.
Es ist der Bereich, in der die Strahlung den Glaskolben der Röntgenröhre verlässt. Eingearbeitet
ist ein dünner Aluminiumabsorber, der niederenergetische Strahlung herausfiltert. Dies schützt
den Patienten vor Strahlenbelastung die den Körper erreicht, jedoch zu schwach ist um zur
Bildgebung beizutragen [Kau06]. Die Strahlung durchdringt dann den Körper und wird aufgrund
von den oben genannten Wechselwirkungen abgeschwächt. Diese Schwächung wird mit Hilfe
des Schwächungskoeffizienten µ aus dem Lambert-Beerschen Gesetz für Intensitäten I(x) nach
Durchlaufen eines Körpers der Dicke x beschrieben.
I(x) = I0 · e−µx
(2)
Für den Schwächungskoeffizienten gelten die Abhängigkeiten, dass er proportional mit der dritten Potenz der Wellenlänge, der dritten Potenz der Ordnungszahl des Materials und mit der
Dichte und Dicke des Materials steigt [Doe00].
Die Ausbreitung der Strahlung erfolgt wie bei allen elektromagnetischen Wellen geradlinig. In
Luft gilt für Röntgenstrahlung, dass mit Verdoppelung des Abstands zur Quelle nur noch ein
Viertel der Strahlung zum Körper gelangt. Diese Beziehung spielt für den Strahlenschutz eine
besonders wichtige Rolle.
Für die Detektion eines Bildes wird wegen den sehr geringen Strahlenanteilen meist ein Bildverstärker verwendet, um die Signalausbeute zu erhöhen. Das Röntgenbild selbst wird in modernen Geräten mit digitalen Bildaufnehmern elektronisch durch einen Festkörperdetektor
7
2.4
Computertomographie (CT)
2
aufgenommen und im Computer gespeichert. Um diffuse Streustrahlungen zu vermeiden, die besonders durch Comptonstreuung im Körper des Patienten entsteht, werden zudem Raster vor
dem Bildaufnehmer verwendet, die Seitenstreuungen herausfiltern. Dies verringert den ankommenden Strahlenanteil weiter, erhöht aber den Kontrast der Aufnahme der für die Beurteilung
der Gewebe wichtig ist. Ein einzelnes Röntgenbild zeigt so immer eine Projektion der Organe
als Schattenbild auf eine Ebene [Doe00].
2.4 Computertomographie (CT)
Die in diesem Abschnitt verwendeten Informationen, falls nicht anders gekennzeichnet, stammen
aus dem Buch Bildgebende Verfahren aus der Medizin von Olaf Dössel ([Doe00]).
2.4.1 Funktionsweise der CT
Das Verfahren der Computertomographie wurde 1967 vom englischen Physiker Hounsfield entwickelt und stellt eine Erweiterung der Röntgenschattenbildaufnahme dar. Die CT ermöglicht
es ein Schnittbild durch den Körper zu konstruieren und die Lage und Ausdehnung der Organe
sichtbar zu machen.
Abbildung 5: Links: Schematischer Aufbau eines CT-Geräts der 4. Generation [Kau06]; Rechts: Hounsfield Skala für verschiedene Gewebearten, Organen und Materialien [Doe00]
Bei einem CT der 4. Generation wird der Patient auf einem verfahrbaren Tisch liegend durch eine rotierende Röntgenröhre gefahren. Er wird dann nacheinander von allen Seiten mit Strahlung
durchleuchtet. Aus der transmittierten Reststrahlung wird der Schwächungskoeffizienten µ berechnet. Ausgehend von einem feststehendem, um den Patienten angeordneten Detektorring wird
er aufgenommen und mittels geeigneter Bildrekonstruktionsverfahren in einen zweidimensionalen Bilddatensatz umgewandelt (siehe dazu Abbildung 5 und Abschnitt 2.4.2.). Das Gehäuse,
welches Röntgenröhre und Detektorring vereint heißt Gantry. Der Detektorring besteht selbst
aus vielen tausend zusammengesetzten Einzeldetektoren und entspricht einem CT-Scanner der
neuesten Generation. Ältere Scannergenerationen besitzen lediglich mitrotierende kleine Detektorarrays die zum Teil nicht automatisch verfahrbare Tische besitzen [Kau06, Doe00].
Um der Energieabhängigkeit des Schwächungskoeffizienten µ zu entgegnen und die Bilddatensätze aller CT-Geräte vergleichbar zu machen, nutzt man die sogenannte Hounsfield Skala (siehe
8
2.4
2
Abbildung 5) zur Darstellung der CT-Zahlen. Die Schwächungskoeffizienten werden in Hounsfield Einheiten (HU, vom engl. Hounsfield Units) oder auch CT-Zahlen umgerechnet [Doe00].
CT − Zahl =
µ − µW asser
µW asser
(3)
Jedem Gewebe wird ein Hounsfield Bereich zugeordnet, der dann in Grauwerten sichtbar gemacht
wird. Wasser hat nach Definition den Wert 0 HU. Da die meisten Gewebe im Bereich von -100
HU bis +100 HU liegen, entspricht der Unterschied von einer HU in etwa einem Unterschied von
0,1% des Schwächungskoeffizienten. Informationstechnisch können für eine 12-Bit Auflösung des
CT-Röntgenbildes 212 = 4096(40%) Graustufen zur Darstellung genutzt werden [Sch02].
2.4.2 Bildgebende Verfahren
Die Bilderzeugung beruht auf Unterschieden der Schwächungskoeffizienten die sich durch die
unterschiedliche Transmission der Strahlung durch den Körper ergeben. Mit Hilfe von mathematischen Modellen werden die Koeffizienten von einem Computer berechnet und in Graustufen dargestellt. Die kontinuierlich rotierende Röntgenröhre bestrahlt den Patienten in immer
gleichen Volumenschichten. Jeder Teilstrahl durchläuft unterschiedlich dichtes Gewebe der Volumenschicht und wird somit unterschiedlich abgeschwächt. Detektiert wird anschließend die
Intensität I der transmittierten Strahlung (gemäß Gleichung (2)).
Abbildung 6: Links: Aufteilung der Röntgenschwächungskoeffizienten entlang einer Strahlrichtung;
Rechts: Das Prinzip der Radon-Transformation [Doe00]
Das Volumen entlang der Strahlrichtung, wird wie aus Abbildung 6 links zu entnehmen, in
einzelne normierte Volumenelemente unterteilt. Die Intensität aus Gleichung 2 berechnet sich
dann aus der Gesamtheit der Schwächungskoeffizienten entlang der Strecke:
I = I0 · e−µ1 41 · e−µ2 42 · . . . · e−N 4N
(4)
Mathematisch wird die Berechnung des Schwächungskoeffizienten µ durch die Radon-Transformation beschrieben. Sie beschreibt das Verfahren eine beliebig integrierbare Funktion f(x,y)
durch alle geraden Linienintergrale des Definitionsgebietes von f(x,y) zu berechnen. Für die CT
ist die gesuchte Funktion µ. Um die Berechnung doppelter Werte zu vermeiden, integriert man
nach einem Ordnungsschema (vgl. Abbildung 6 links), in dem man alle Linienintergrale der
Winkel θ zwischen 0° und 180° berechnet, erhält man die Werte p(θ,s). Betrachtet man die
Linien bei konstanten Winkeln, ergeben sich die dazugehörigen Projektionen pθ (s). Um letztlich
9
2.4
2
aus den Projektionen die Funktion µ zu erhalten, wendet man das Fourier-Scheibentheorem
an. Das besagt, dass die eindimensionale Fouriertransformierte Pθ (w) einer Projektion pθ (s) von
einer Funktion f(x,y) die Werte der zweidimensionalen Fouriertransformation F(u,v) auf einem
Radialstrahl des Winkels θ angibt.
Abbildung 7: Das Fourier-Scheibentheorem für beliebigen Winkel θ [Doe00]
Anschaulich werden die berechneten eindimensionalen Projektionen Pθ (w) in einer Matrix zwischen Werten des Radialstrahls und der gesuchten Gitterwerte interpoliert. Mit einer anschließenden inversen zweidimensionalen Fouriertransformation erhält man die gesuchte Funktion
f(x,y) (hier den Schwächungskoeffizienten µ) vgl. Abbildung 7 [Doe00].
Die häufigste Methode der Bildrekonstruktion beruht auf der gefilterten Rückprojektion.
Ausgehend davon, dass sich die gesuchte Funktion f(x,y) als inverse Fouriertransformation von
F(u,v) schreiben lässt:
f (x, y) =
Z∞ Z∞
F (u, v) · ej·2π·(ux+vy) dudv.
(5)
−∞ −∞
Durch Transformation in Zylinderkoordinaten mit Radius ω und Anwendung des Fourier-Scheibentheorems mit der Substitution s=xcos(θ)+ysin(θ) erhält man die gesuchte Funktion
f (x, y) =
Zπ
0
 ∞

Z

Pθ (ω) · |ω| · ej·2π·ωs dω  dθ.
(6)
−∞
Pθ (ω) ist die Projektion wie in der Radontransformation beschrieben. Der Term in der Klammer
steht für die gefilterten Projektionen. Durch Multiplikation der Funktion |ω | im Fourieraum
an die Projektion pθ (s) wird diese gefiltert. Durch anschließende Rückprojektion der gefilterten
Projektionen über alle Winkel der Bildmatrix erhält man f(x,y). Die gefilterte Funktion bietet
den Vorteil, dass die Bildschärfe erhöht wird [Doe00].
10
2.4
2
2.4.3 Axial-/Spiral-CT
Abbildung 8: Links: Bildaufnahme bei der Spiral-CT; Mitte: Interpolationsverfahren bei der Spiral-CT;
Rechts: Achsenübersicht eines CT mit der tomographischen Ebene (1) und der Lage eines
Phantoms (2) [Kau06, Doe00, Din08]
Das bereits beschriebene Verfahren zweidimensionale Bilder aus einzelnen Schichten zu rekonstruieren, entspricht der Axial-Computertomographie. Bei der Spiral-CT wird der Patient
durch kontinuerlichen Tischvorschub von der Röhre umkreist. Es entsteht eine schraubenförmige
Abtastung (daher Spiral-CT) (siehe Abbildung 8 links). Bei der Abtastung des Patienten erhält
man zunächst schraubenförmige Projektionen die für die Bildkonstruktion in planare Datensätze
transferiert werden müssen. Dadurch, dass für jeden Winkel θ der Gantry mehrere Datensätze
existieren, die lediglich um den Patientenvorschub d verschoben sind, kann eine Projektion für
jeden Zwischenwert durch Interpolation errechnet werden (Abbildung 8). Als Ergebnis erhält
man ein kontinuierliches, in beliebig dünnen Schichten darstellbares dreidimensionales Bild des
Körpers [Sch02, Doe00].
Die konstruierten Schichtdicken werden bestimmt durch die primäre Einblendung des Röhrenstrahls und den Tischvorschub. Das Verhältnis von primärer Einblendung und Tischvorschub
wird Pitch-Faktor genannt. Er ist ein Maß für die Auflösung und das Rauschen. Sein Wert sollte
im Bereich zwischen 1,5 und 2 liegen, da unterhalb von 1 die Abtastung im Patienten überlappend ist und zur unnötigen Strahlenbelastung beiträgt und es oberhalb von 2 zu einer extrem
verschlechterten Ortsauflösung längs der z-Achse kommt [Sch02, Kau06].
11
3
MATERIAL UND METHODEN
3 Material und Methoden
3.1 Das CT-Gerät
Das zurzeit in der Klinik für Strahlentherapie des Universitätsklinikums Düsseldorf verwendete
CT-Gerät ist das Modell PQ2000 der Firma Philips Healthcare GmbH Hamburg, Deutschland
(vormals Picker international, Inc, USA).
Abbildung 9: Links: Das CT-Gerät Picker PQ2000 der Klinik für Strahlentherapie mit verfahrbaren
Tisch im Vordergrund und der Gantry mit Patientenöffnung im Hintergrund;
Rechts: Das dazugehörige Bedienpult mit Bildschirm, Tastatur, Rechner (unter dem Bildschirm) und Touchscreenmonitor rechts
Das Gerät ist ein CT der 4. Generation und hat einen höhen- und vorschubverstellbaren Patiententisch, mit einer maximalen Belastung von 204 kg. Die Gantry beinhaltet einen Detektorring,
der aus 4800 einzelnen Cadmium-Wolframat Detektoren zusammengesetzt ist, eine mit Luft und
Öl gekühlte Drehanode zur Röntgenstrahlerzeugung und einem internen Lasersystem zur Lokalisierung. Die Röhrenöffnung hat einen Durchmesser von 70 cm (siehe Abbildung 9 links). Es
handelt sich hierbei um ein single slice CT (ein Schicht-CT) mit der Möglichkeit sowohl Axialals auch Spiral-Schichten zu fahren. Darüberhinaus verfügt es über ein dediziertes raumbezogenes Lasersystem zur Patientenpositionierung. Die Datenaquirierung erfolgt an einem Rechner
mit einem externen Bedienpult (siehe Abbildung 9). Die erzeugten CT-Bilder stehen im DICOM Format zur Verfügung. DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) ist
ein speziell für die medizinische Bildgebung entwickeltes Format zur verlustfreien Speicherung
und Übertragung von Bilddaten.
Die Software des CT-Geräts enthält eingespeicherte Standardprotokolle, die die häufig gescannten Körperbereiche (Kopf, Nacken, Thorax, Abdomen, und Extremitäten) berücksichtigen. Jedes
Protokoll enthält meist Unterprotokolle zum Beispiel für Kinder oder spezielle Fragestellungen,
welche die für das Zielvolumen optimierte Feineinstellungen von Stromstärke, Spannung, Schichtdicke, Scanzeit etc. beinhaltet. Die im Folgenden verwendeten Standardprotokolle beziehen sich
auf die in Tabelle 1 angegeben Daten.
12
3.2
Die Messphantome
3
Tabelle 1: Übersicht der wichtigsten Standardprotokolle des CT-Gerätes mit seinen Strom- (I) und
Spannungs- (U) Einstellungen
Protokoll
I/mA
U/kV
Kopf
65
120
Nacken
125
120
Thorax
100
120
Abdomen
100
120
Beine
125
130
Ebenso bietet die CT-Software eine Auswahl an Auswertungsfunktionen für zum Beispiel die
Bestimmung der Hounsfield Werte oder die Homogenität einer Schicht.
3.2 Die Messphantome
3.2.1 Das Aldersonphantom
Abbildung 10: Links: Das Aldesonphantom der Firma RSD INC;
Rechts: Aldersonphantom der Uniklinik Düsseldorf, beklebt mit Brustdummies und Folien für die MTA- Schulungen [Www01]
Das Alderson RANDO Phantom (siehe Abbildung 10) ist ein gewebeäquivalentes antropomorphes Phantom der Firma Radiology Support Devices INC (RSD INC) aus Kalifornien, USA.
Es ist einem männlichen Körper der Größe 175 cm und einem Gewicht von 73,5 kg nachempfunden. Der Körper besteht aus einem Kopf, Hals, Rumpf, Schultern und Hüften ohne Extremitäten. Mit einer Gesamtlänge von 96 cm mit und 73 cm ohne Kopf. Hauptmerkmal des
Phantoms ist, dass es ein echtes menschliches Skelett enthält, welches in einem Körper aus einer
Isocyanat-Gummimasse eingebettet liegt. Zudem verfügt es über Lungen mit mittlerer Größe
und Dichtezahl. Das gesamte Phantom ist zerlegbar in 35 einzelne axiale Schichten, mit jeweiliger Schichtdicke von 2,5 cm wobei die Hüfte im Ganzen nicht zerlegbar ist. Fixiert werden
diese craniocaudal über ein Gewinde. Kleine, im gesamten Körper eingebrachte Löcher für die
Termolumineszenz-Dosimetrie bieten die Möglichkeit, die vom Gewebe aufgenommene Dosis zu
bestimmen. Das Phantom ist somit sowohl für Messungen mit dem Planungs-CT und Simulator,
als auch für die Arbeit mit den Beschleunigern geeignet [Www01].
13
3.2
Die Messphantome
3
3.2.2 Das Plexiglasphantom
Das Plexiglasphantom ist ein von der Klinik selbst hergestelltes Phantom, welches nach Vorlage eines Phantoms der Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie des Universitätsklinikums
Würzburg gebaut wurde (siehe Abbildung 11). Es ist ein quaderförmiges Phantom aus PMMA
(Polymethylmethacrylat, d.h. Plexiglas) mit den Maßen 20 x 20 x 35 cm3 (siehe Abbildung 11).
Alle Kanten des Phantoms sind um 1,5 cm im 45°-Winkel abgeflacht. Ursprünglich ist es speziell
für die Qualitätssicherung der IMRT hergestellt worden und besitzt dafür Einbohrungen für
Messkammern. Das Phantom ist in 5 einzelne Platten mit 4 cm Dicke zerlegbar und durch zwei
Stangen aus Plexiglas zusammengehalten. Über ein Gewinde mit Stangen werden die Platten
fixiert.
Abbildung 11: Das klinikeigene Plexiglasphantom [Www05]
3.2.3 Das CBCT Electron Density Phantom
Abbildung 12: Links: Das CBCT Electron Density Phantom, mit der Ansicht auf die besetzten gewebeäquivalenten Einschübe; Mitte: Das Originalphantom der Klinik auf dem CT-Tisch;
Rechts: Draufsicht des CIRS-Phantom mit den Markierungspunkten zur Zentrierung
und einem Draht, der mit weißen Klebestreifen befestigt ist [Www02]
Das CBCT Elektron Density Phantom, Modell 062A ist ein speziell für einen Linearbeschleuniger mit integriertem Cone-Beam-CT entworfenes Phantom der Firma CIRS Tissue and Phantom
Technology aus Norfolk, Virginia USA. Es besteht aus einem wasseräquivalenten Material namens Plastic Water und ist aus fünf Schichten aufgebaut. Die Maße des aus 5 axialen Scheiben
aufgebauten Phantoms sind 27 x 33 x 25 cm3 (BxHxT) mit einem Gesamtgewicht von 18 kg.
Die in Abbildung 12 rechts ganz links dargestellte Scheibe ist 10 cm tief. Die mit dem Kreuz
14
3.2
Die Messphantome
3
gekennzeichnete Schicht ist aus zwei ineinander steckbaren Ringen aufgebaut, die 17 Plätze für
gewebeäquivalente Einschübe (siehe Abbildung12 links) bieten. Diese Einschübe entsprechen
den Materialien Wasser, Lunge (inspira- und expiratorisch), Brust, Knochen (dicht, trabekulär), Leber, Muskel, und Fett. Die dazugehörigen Elektronendichten (ED) und die nur unter
Berücksichtigung des Comptoneffekts berechneten CT-Zahlen (in HU) sind in Tabelle 2 angegeben und wurden auf Grundlage von Gleichung 3 und unter der Annahme, dass der lineare
Schwächungskoeffizient proportional zur Elektronendichte ist, berechnet.
Tabelle 2: Übersicht der gewebespezifischen Materialien mit ihren Elektronendichten (ED) und ihren
ungefähr berechneten CT-Zahlen (in Hounsfield Units HU) [Www03]
Gewebe
ED
HU
Wasser
3,340
0
Knochen trab.
3,730
117
Fett
3,170
-51
Lunge insp.
0,634
-810
Muskel
3,483
43
Knochen dicht
4,862
456
Brust
3,261
-24
Lunge exp.
1,632
-511
Leber
3,516
53
Die übrigen Scheiben haben eine Dicke von je 2,5 cm. Zwei Gewindestangen mit vier Halterknöpfen, zwei anschraubbare Trageplatten, sowie weitere Einschübe für die Dosimetrie sind außerdem
Bestandteil des Phantoms [Www03].
3.2.4 Das Philips System Phantom
Dieses Phantom der Firma Philips Healthcare GmbH aus Hamburg, Deutschland (früher Picker Picker international, Inc, USA) ist ein speziell für die Qualitätssicherung von CT-Geräten
hergestelltes Phantom. Es ist aus Acryl hergestellt und bildet einen einer dreistöckigen Torte
gleichenden Körper, welcher hohl und mit destiliertem Wasser gefüllt ist. Der Durchmesser des
Abbildung 13: Links: Das Philips System Phantom in Scanpositionierung mit Drahtpin (aufsteckbarer
Pin ganz rechts); Mitte: Das Phantom von hinten betrachtet mit Blick auf die schwarzen Rampen und den davorliegenden Lochbohrungen; Rechts: Die Markierungen des
Phantoms und ein aufgeklebter Draht (ganz rechts)
größten Rings beträgt 32 cm bei einer Schichtdicke von 3,5 cm und stellt einen Schnitt durch
den Körper nach. Der nächst kleinere Ring, mit einer Schichtdicke von 3 cm und einem Durchmesser von 20 cm, dient der Darstellung eines Kopfes. Der dritte und kleinste Ring ist mit
einem Durchmesser von 16 cm und einer Schichtdicke von 8,5 cm gegeben. Er ist bis zu einer
Dicke von 5,5 cm ebenfalls mit Wasser gefüllt. Die nach vorne rausstehenden restlichen 3 cm
bestehen aus Polyethylen in dem zwei entgegenliegende Aluminiumrampen (siehe Abbildung 13
mitte) eingebettet sind. Des weiteren hat der noch mit Wasser gefüllte Bereich einen Einsatz mit
15
3.3
DIN EN 61223-2-6
3
Lochbohrungen der Größe zwischen 2 mm und 8 mm. Ein kleines Gewinde im Zentrum der vordersten Zylinder ermöglicht das Anschrauben eines 4,7 cm langen mit einem Durchmesser von
2,5 cm beiliegenden mit Draht gefülltem Stabes. Das Phantom bietet insgesamt die Möglichkeit
CT-Zahlen, Schichtdicken, Lasersystemlagen und die Auflösung zu überprüfen. Zur aufrechten
Positionierung des Philips System Phantoms dient der Koffer in dem das Phantom aufbewahrt
wird.
Dieses Phantom wird in der vierteljährlichen Konstanzprüfung des CT-Gerätes von den Technikern der Firma Philips Healthcare GmbH verwendet und erfüllt alle der im folgenden Unterkapitel genannten Kriterien der DIN-Norm für die Konstanzprüfung eines CT-Gerätes. Alle
im folgenden verwendeten Messergenisse bezüglich der Prüfpunkte zur Konstanzprüfung beziehen sich auf die am 25.11.2011 durchgeführte vierteljährliche Konstanzprüfung. Die aquirierten
Daten wurden zusammen mit dem Techniker der Philips Healthcare GmbH gemessen.
3.3 DIN EN 61223-2-6
Die DIN EN 61223-2-6 wurde 2007 von dem Europäischen Komitee für Elektrotechnische Normung (CENELEC) in Brüssel erarbeitet und enthält Richtlinien zur Qualitätssicherung bei
Berücksichtigung des §16 der Röntgenverordnung (RöV) vom 8. Januar 1987 zum Schutz durch
Schäden vor Röntgenstrahlen in der Fassung vom 1.11.2011. Diese hier verwendete deutsche
Ausgabe gilt seit 2008 (DIN Deutsches Institut für Normung e.V. Beuth Verlag, Berlin). Alle
folgenden Angaben beziehen sich, falls nicht anders gekennzeichnet, auf die Inhalte der DIN EN
61223-2-6 [Din08].
Die DIN EN 61223-2-6 regelt die Bewertung und routinemäßige Prüfung in Abteilungen für medizinische Bildgebung. Der Teil 2-6 beschreibt: Konstanzprüfungen, welcher Leistungsmerkmale
zur Bildgebung von Röntgeneinrichtungen für die Computertomographie festsetzt. Die Richtwerte sind einzuhalten, die Verfahren sind jedoch nicht in der beschriebenen Form bindend. Die
in Kapitel 5 Prüfverfahren für CT-Scanner dargestellten Methoden mit Ausnahme von Kapitel
5.4 Dosis beschreiben die geometrischen Faktoren einer Konstanzprüfung, welche als Grundlage
der Messungen dienten.
3.3.1 Positionierung der Patienten-Lagerungshilfe
Ziel dieses Prüfpunktes ist es die Genauigkeit der Längsverschiebung und des Antriebsspiel des
Tisches zu bestimmen. Als Prüfmittel wird ein Maßstab verlangt, der am fesstehenden Teil des
Tisches gegenüber der verfahrbaren Liege befestigt wird (siehe Abbildung 14 links).
Markierungen müssen die Ausgangsposition des Tisches zum Maßstab anzeigen. Bei einer untersuchungsähnlichen Tischbelastung von ≤ 135kg werden die Genauigkeiten in Längsrichtung
durch Ausfahren und Messung einer vorgegebenen Strecke und das Antriebsspiel durch Verfahren der Lagerhilfe in eine Richtung vor und zurück zur Ausgangsposition bestimmt. Als
Gewicht diente das Aldersonphantom. Die Verschiebung in eine Richtung wird mit Lvor und die
Strecke zurück zur Ausgangsposition mit Cvor benannt. Gleiches wird in Gegenrichtung durchgeführt und mit Lrück und Crück gekennzeichnet. Gemessen wird die Abweichung vom Wert der
16
3.3
DIN EN 61223-2-6
3
Abbildung 14: Links: Das Lineal befestigt am feststehenden Teil des Tisches; Rechts: Das Bedienfeld des
CT mit Einstellungen für die Tischhöhe, den Tischvorschub und dem inneren Laserlicht
CT-Anzeige (siehe Abbildung 14 rechts) zum Wert am Tischlineal. Die DIN verlangt selbiges
Verfahren bei CT-Betriebsbedingungen von 10 mm Schichtdicken über eine Strecke von 30 cm
anzuwenden.
Ergänzend zu diesen Kriterien wird die Höhenverstellung (Hvor /Hrück und HCvor /HCrück ) des
Tisches nach gleichem Prinzip gemessen.
3.3.2 Patienten-Positioniergenauigkeit
Die Überprüfung der Patienten-Positioniergenauigkeit spiegelt den Zusammenhang zwischen
dem axialen Positionierungslaser und der Abtastebene wieder. Dazu wird ein dünner Draht von
ca. 1 mm Durchmesser parallel zur x-Achse (siehe Abbildung 8 rechts) des CT-Scanners positioniert. Mit ihm kann nun die automatische Positionierung der tomographischen Schicht in
Relation zum Patienten-Positionierungslaser (siehe Abbildung 15 links) überprüft werden. Der
Draht wird mit beliebigen Einstellungen (hier das Thorax- Standardprotokoll des Gerätes) als
Pilot gescannt. Das heißt es wird ein Übersichtbild des Drahtes in Anterior-Posterior Richtung
aufgenommen. Anhand dieses Bildes wird mittels der Bedientastatur am CT-Gerät und das
Wählen von PLAN STUDY die zu fahrende Schicht mittels der Curser genau auf den Draht
festgelegt. Anschließend wird mit der dünnsten tomographischen Schicht (hier 1 mm) und einem Tischvorschub von 1 mm im Bereich von ±3 mm um das Zentrum des Lichtvisieres ein
Scan durchgeführt. Das CT-Gerät muss den Draht dabei eigenständig in die tomographische
Ebene fahren, welches durch Einstellen der gewünschten Parameter in das Standardprotokoll
erzielt wird. Die Abweichungen vom Laserzentrum zum Draht geben die Abweichungen für die
Patientenpositionierung an.
Da weder in dem Philips System Phantom noch in einem der anderen Phantome einen Draht
integriert hat, wurde auf dem Philips System Phantom und dem CBCT Electron Density Phantom ein solcher Draht mit Hilfe von einem Klebestreifen fixiert (siehe Abbildungen 12 und 13
beide rechts).
17
3.3
DIN EN 61223-2-6
3
Abbildung 15: Links: Das Fadenkreuz des inneren Lichtvisieres der Gantry; Rechts: CT-Bild des Drahtes (oben hell zu erkennen) auf dem CBCT Electron Density Phantom
3.3.3 Tomographische Schichtdicke
Dieses Prüfverfahren bezieht sich auf die Überprüfung der tomographischen Schichtdicke in axialer Abtastung. Es wird hier ausschließlich mit dem Axial-Modus des CT gearbeitet. Dadurch
erhält man unabhängig vom Alter, Softwareversion und dem verwendeten Rekonstuktionskern
des Gerätes Aussagen über die Konstanz der Schichtdicken. Zur Messung wird die Breite einer
oder mehrerer Rampen mit 45°-Winkeln und einem linearen Schwächungskoeffizienten der mindestens dem von Aluminium entspraicht aufgezeichnet. Dafür werden zwei in entgegengesetzter
Richtung geneigte Keile, die in einem Plexiglasblock liegen verwendet. Diese Rampen werden so
im CT positioniert, dass ihre Längsachse mit der Rotationsachse des Scanners übereinstimmt.
Diese werden mit beliebigen CT-Betriebsbedingungen unter Verwendung des Axial-Scan Modus
gescannt. Unter Verwendung des Standard Thorax-Protokolls wurden Schichtdicken von 2, 5
und 10 mm getestet.
Das CT Gerät bietet eine Auswahl von Einstellungen für die Bestimmung der maximalen CTZahlen und deren Standardabweichung eines kreisförmigen Gebietes. Die maximale CT-Zahl
für beide Rampen und für das Hintergrundmaterial sind zu bestimmen. Anschließend wird der
Mittelwert gebildet. Aus dem Ergebnis der Breiten der Rampen und dem Winkel kann die tomographische Schichtdicke für die axiale Ebene berechnen werden.
Für diesen Prüfpunkt wurde das Philips System Phantom (siehe Abbildung 16) verwendet. Nur
dieses Phantom bietet die Möglichkeit der Keilmessung.
Abbildung 16: Rückansicht des Philips System Phantom mit Sicht auf die schwarzen Keile
18
3.3
DIN EN 61223-2-6
3
3.3.4 Rauschen, Gleichförmigkeit und mittlere CT-Zahlen
Das Rauschen und die mittlere CT-Zahl kann man durch Bestimmung der Standardabweichung
und des Mittelwertes der CT-Zahlen eines Bereiches bestimmter Größe aus dem Zentrum des
Phantoms erhalten. Die Gleichförmigkeit muss durch Ermittlung der mittleren CT-Zahlen an
verschiedenen Stellen des Phantoms bestimmt werden. Als Prüfmittel muss ein homogener, zylindrischer Absorber herangezogen werden, der mit einer Axialscanschicht durchleuchtet wird.
Er wird im Isozentrum der Gantry positioniert und dort markiert um die Reproduzierbarkeit zu
erhalten. Neben dem dafür vorgesehenen Philips System Phantom wurde diese Messung auch mit
dem CBCT Electron Density Phantom an den in Abbildung 12 (linke und mittlere blaue Markierung) und 13 rechts dargestellten Markierungen durchgeführt. Die DIN EN 61223-2-6 verlangt,
dass die Messung für einen Kopf- und einen Körpermodus vorgenommen wird. Zusätzlich zu den
Werten für Wasser wurden für das CBCT Electron Density Phantom auch die CT-Zahlen der
Kavitäten aus den CT-Bilddatensätzen bestimmt. Das Standard-Kopf- und Abdomen-Protokoll
wurden jeweils bei einer Schichtdicke von 5 mm benutzt. Es ist ausschließlich eine Axialschicht
zu scannen, da alle Werte aus einer gemeinsamen Schicht stammen sollen. Die Auswertungssoftware des CT-Scaners ermöglicht es die mittlere CT-Zahl und die Standardabweichung für
ausgewählte Bereiche über eine Fläche zu bestimmen. Dafür muss der interessante Objektbereich (ROI) ausgewählt werden, welcher zur Bestimmung der CT-Zahl einen Durchmesser von
ca. 10% des Durchmessers des Phantoms haben soll. Die gesuchten Werte werden direkt an der
ROI angezeigt. Für das Philips System Phantom wird am CT eine Kreisfläche von 600 mm2 für
den Kopf und eine Fläche von 7000 mm2 für den Körper eingestellt und im Zentrum positioniert.
Das CBCT Electron Density Phantom wird mit einer Fläche von 7000 mm2 für das Kopf- und
Körperprotokoll bearbeitet, da sich die betrachtete Fläche nach dem Durchmesser des Phantoms
richtet und hier nicht variiert.
Abbildung 17: Lage der ROIs (blaue Kreise) für die Bestimmung der CT-Zahl, das Rauschen und der
Gleichförmigkeit mit dem Philips System Phantom
Abbildung 17 verdeutlicht die Lage der ROIs. Die ROI für das Rauschen und die Gleichfömigkeit
werden mit einem Durchmesser von ca. 40% des Durchmessers vom Phantom gemessen. Die ROIs
für Gleichförmigkeit werden an vier Positionen des Prüfkörpers gesetzt. Zur Reproduzierbarkeit
der Messung werden Positionen an 12 Uhr, 3 Uhr, 6 Uhr und 9 Uhr gewählt (vgl. Abbildung
17). Es ist zu beachten, dass die ROIs nicht zu nah am Rand des Phantoms gesetzt werden und
mit der ROI des Zentrums nicht überlappen.
19
3.4
Erweiterte Prüfpunkte
3
3.3.5 Räumliche Auflösung
Die Bestimmung der räumlichen Auflösung erfolgt durch die Modulations-Übertragungsfunktion
(MÜF), die aus der Fouriertransformation der Punkt-Bild-Funktion hervorgeht. Sie gibt Aufschluss über die Hochkontrast-Auflösung des CT. Man verwendet einen Draht von maximal 0,2
mm Durchmesser der in einem Material mit geringem Schwächungskoeffizienten sitzt. Dieser ist
dann gemäß Abbildung 8 (rechts) parallel zur z-Achse des CT und 30 mm ± 10 mm außerhalb
des Drehzentrums zu positionieren. Die Position muss dann markiert und notiert werden. Mit
den CT-Standardprotokollen für Kopf und Abdomen muss anschließend ein Scan gefahren werden. Das CT-Gerät bietet auch hier eine automatische Bestimmung der MÜF durch Auswahl
des Knopfes ”Custom Performance“. Nach Positionierung des Phantoms und starten des Scans
wird die MÜF automatisch bestimmt und angezeigt. Richtwerte werden bei der 50%- und der
10%-Linie der MÜF gesetzt.
Dieser Prüfpunkt ist aufgrund der geforderten Geometrie ausschließlich mit dem Philips System
Phantom durchführbar. Siehe Pin in Abbildung 13 links.
3.4 Erweiterte Prüfpunkte
Zusätzlich zu den in der DIN EN 61223-2-6 genannten Prüfpunkten war es von großem Interesse
zusätzliche Untersuchungen zur Verwendbarkeit der vorgestellten Phantome durchzuführen. Im
Folgenden werden die erweiterten Untersuchungsmethoden nach den Phantomen und nicht mehr
nach zu untersuchender Fragestellung sortiert.
Dieses Phantom diente zu Beginn der vorliegenden Arbeit dem Kennenlernen der Einstellungen
und Auswertungsmöglichkeiten des CT-Geräts. Eine Fragestellung war hierbei, welche Stromstärken und Spannungen mit welchen wählbaren Schichtdicken kombinierbar sind und wo es
Einschränkungen gibt. Sämtliche Messungen wurden im Standard-Thorax-Modus des CT mit
Schichtdicken von 5 mm und 10 mm durchgeführt.
Für die Konstanzprüfung selbst ist dieses Phantom eher ungeeignet. Durch seinen Aufbau mit
echten Knochen und gewebeäquivalenten Nachbildungen von Organen wurden aber zusätzlich
für die Standardprotokolle aus Tabelle 1 der beste Kontrast für Knochen- und für Lungengewebe
bei Schichtdicken von 10 mm bestimmt. Dies geschah rein subjektiv. Die Auswertung erfolgte
mit dem Planungssystem der Klinik.
Auf diesem Phantom liegt der Schwerpunkt dieser Arbeit, da es in Kürze auch für den neuen
Linearbeschleuniger mit integriertem Cone-Beam-CT-Gerät validiert und im Klinikalltag verwendet werden soll.
20
3.4
3
Unabhängig von den in der DIN-Norm geforderten Kriterien sollten die für das Phantom geeignetesten Stromstärken und Spannungen für den Knochen- und den Lungeneinschub evaluiert
werden. Dazu wurde das Phantom mit einer Schichtdicke von 10 mm im Spiral-Modus gescannt.
Alle möglichen Stromstärken und Spannungen aus den Ergebnissmessungen von Kapitel 3.4.1
wurden gemessen und mit dem Planungssystem (TPS) verglichen. Die am besten geeigneten
Werte wurden für weitere Messungen verwendet. Da einige Prüfpunkte die Ergebnisse dieser
Messung verwenden, wird an dieser Stelle den Messergebnissen vorgegriffen. Es ergaben sich
demnach die validierten Werte von 65 mA und 100 kV für Knochen- und 100 mA und 130 kV,
sowie 125 mA und 140 kV für Lungengewebe.
Abbildung 18: ROIs des CBCT Electron Density Phantom rechts für das Rauschen und die Gleichförmigkeit, links für die CT-Zahlen der einzelnen Geweben
Für diese Werte wurde das Phantom im Kopf- und Thorax-Modus spiral sowie axial gescannt.
Mit den erhaltenen Datensätzen wurde dann gemäß dem Verfahren aus Kapitel 3.3.4 das Rauschen, die CT-Zahl und die Gleichförmigkeit am CT-Gerät bestimmt. Zum Vergleich der Angaben über die Hounsfield Einheiten wurde zudem die gleiche Auswertung am Planungssystem der
Klinik gemacht. Dieses besitzt keine Funktion, um die mittlere CT-Zahl und die Standardabweichung über eine Fläche anzeigen zu lassen. Man kann lediglich über “Properties” die CT-Zahl
eines Pixels erhalten. Für die Auswertung der CT-Zahlen wurden in den geforderten Bereichen
jeweils fünf CT-Zahlen entnommen und daraus Mittelwert und Standardabweichung berechnet.
Zur Reproduzierbarkeit wurden die Werte für die Gleichförmigkeit aus einem Kreissegment an
den Positionen 12 Uhr, 3 Uhr, 6 Uhr, 9 Uhr, sowie für das Rauschen aus dem Zentrum entnommen (Abbildung 18 links). Die einzelnen CT-Zahlen wurden in gleicher Weise aus den Kavitäten
bestimmt (Abbildung 18 rechts).
Zusätzlich wurde das Phantom für alle in Tabelle 1 genannten Standardprotokolle in einem
Axialscan bei Schichtdicken von 3 mm, 5 mm und 10 mm gescannt und anschließend nach
gleicher Methode die CT-Zahlen der Kavitäten ermittelt. Dazu wurde eine CT- und eine TPSAuswertung durchgeführt. Der Vergleich mit den zu erwartenden Werten aus Tabelle 2 soll
darüber Aufschluss geben, in wie weit sich die verschiedenen Protokolle in der Darstellung der
CT-Zahlen unterscheiden. Insgesamt soll so ein Vergleich zwischen Spiral und Axialscanmethode, sowie mögliche Differenzen zwischen den verschiedenen Standardprotokollen untersucht
werden. Darüber hinaus wurde die Auswertungssoftware des CT und des Planungssystems auf
ihre Vergleichbarkeit überprüft.
21
3.4
3
Dieses Phantom ist durch seinen durchgängig homogenen Aufbau ausschließlich für die Ermittlung des DIN Prüfpunktes aus Kapitel 3.3.4 zu verwenden. Neben den dort bereits untersuchten
Punkten wird die CT-Zahl, das Rauschen und die Gleichförmigkeit ebenfalls für die aus Kapitel
3.4.2 validierten Werte gescannt und mit gleicher Methode ausgewertet. Es wurde der Kopf- und
der Thoraxmodus für einen Spiral-, sowie einen Axialscan verwendet. Die Auswertung erfolgte
am TPS-System.
Auch für dieses Phantom wurde der Prüfpunkt aus Kapitel 3.3.4 untersucht. Da dieses Phantom
das für die Konstanzprüfung nach DIN-Norm vorgesehene Phantom ist und es bereits alle zu prüfenden Punkte erfüllt, wurde hier der vor allem der Vergleich zwischen CT- und TPS-Auswertung
betrachtet. Das Phantom wurde gemäß der DIN-Punkte positioniert und ein Axialscan für den
Kopf- und den Abdomenbereich durchgeführt. Gescannt wurde an den bereits verwendeten Markierungen, die Auswertung geschah am Planungssystem nach der beschriebenen Methode.
22
4
ERGEBNISSE
4 Ergebnisse
4.1 Ergebnisse nach DIN EN 61223-2-6
4.1.1 Positionierung der Patienten-Lagerungshilfe
Die Ergebnisse der Positionierung der Patienten-Lagerungshilfe ergaben die in Tabelle 3 angegebenen Werte für die Abweichung vom Soll-Vorschub zum tatsächlichen Vorschub. Da mehrere
Messungen zu unterschiedlichen Zeiten erfolgten und nicht immer von derselben Ausgangsposition gemessen wurde, sind alle Angaben bereits als Abweichung in mm zur tatsächlichen Verschiebung angegeben.
Tabelle 3: Angaben über die Abweichungen von den jeweilig gemessenen Verschiebungen der PatientenLagerungshilfe zur Sollverschiebung
manueller
Strecke/ cm
10
Lvor /mm
0
Lrück /mm
0
Cvor /mm
0
Crück /mm
0
Hvor /mm
0
Hrück /mm
0
HCvor /mm
0
HCrück /mm
0
Vorschub
20 10
0 0,5
0
0
0
0
0
0
0
0
0 0,5
0 0,5
0
0
30
0
0,5
0,5
0
0
0,5
0
0
10
0,5
0
0
0
0
0
0
0
Vorschub
30 30
0
0
0 0,5
0
0
0
0
durch CT-Betriebsbedingungen
30 30
30
0
0,5
0
0
0
0
0,5
0
0
0,5
0
0
Aus den gemessenen Werten ergibt sich eine mittlere Abweichung von ±0,1 mm der Längsverschiebung zur Anzeige sowohl für den manuellen Vorschub, als auch bei der Verschiebung in
CT-Betriebsbedingungen. In der Höhenverstellung des Tisches fiel die mittlere Abweichung mit
±0,075 mm etwas geringer aus. Die automatische Messung der Höhe war in CT-Betriebsbedingungen nicht möglich, da das CT den Tisch nicht in der Höhe verstellen kann.
4.1.2 Patienten-Positioniergenauigkeit
Sowohl die Messung mit dem CBCT Electron Density Phantom, als auch die Messung mit dem
Philips System Phantom ergaben eine Abweichung der Tischablage von ±1 mm. Dies liegt im
Toleranzbereich der maximal erlaubten Abweichung von ±2 mm.
4.1.3 Tomographische Schichtdicke
Die Auswertung des Philips System Phantom ergab in der Messung vom 25.11.2011 Abweichungen zu den in Tabelle 4 genannten Toleranzbereichen. Damit ergaben sich die relativen
Abweichungen der Schichtdicken für das Philips System Phantom zu 2,5% bei einer Dicke von
2 mm, 4% bei einer Dicke von 5 mm und 3,2% für die 10 mm dicke Schicht.
23
4.1
Ergebnisse nach DIN EN 61223-2-6
4
ERGEBNISSE
Tabelle 4: Ergebnisse der Schichtdickenabweichung für das Philips System Phantom mit den dazugehörigen Toleranzwerten
Schichtdicke
2 mm
5 mm
10 mm
Philips System Phantom
1,95
4,98
10,32
Toleranzbereich
±50%
±1 mm
±1 mm
4.1.4 Rauschen, Gleichförmigkeit und mittlere CT-Zahlen
Das Rauschen, die Gleichförmigkeit und die mittlere CT-Zahl wurden für das Philips System
Phantom und das CBCT Electron Density Phantom durchgeführt. Wie in der DIN-Norm gefordert, wurde im Axialscanmodus gearbeitet und ein Abdomen- und ein Kopfprotokoll mit einer
5 mm Schichtdicke als Scanprogramm gewählt. Die folgenden Werte beziehen sich auf die mit
der Software des CT bestimmten Werte.
Die Messergebnisse für das Philips System Phantom sind in Tabelle 5 dargestellt.
Tabelle 5: Links: Messergebnisse der mittleren CT-Zahl (mittl. CT-Z.) und deren Standardabweichungen (SA); Rechts: Ergebnisse der Gleichförmigkeit für das Philips System Phantom
Gewebe
mittl. CT-Z. Abdomen
SA Abdomen
mittl. CT-Zahl Kopf
SA Kopf
Wasser
0,0
7,76
0,5
11,17
Zentrum
12 Uhr
3 Uhr
6 Uhr
9 Uhr
1,9
-0,3
-0,2
-0.3
-0,4
Die gemessenen CT-Zahlen lagen für beide Protokolle im Toleranzbereich von ±4 HU. Für den
Abdomenscan lagen die Werte mit 0 HU genau und bei dem Kopfscan mit 0,5 HU sehr nah am
Erwartungswert. Das Bildrauschen, welches der Standardabweichung der CT-Zahlen entspricht,
betrug für das Abdomen- 7,76 HU und für das Kopfprotokoll 11,17 HU. Der Toleranzbereich
für das Rauschen ist in der DIN-Norm mit ±10% des Bezugswertes angegeben. In Ermangelung
von Bezugswerten für das untersuchte CT-Gerät wurden die Ergebnisse der Messung aus der
letzten Konstanzprüfung, welche im geforderten Toleranzbereich liegen, als Referenz verwendet.
Bezüglich der Gleichförmigkeit erhielten wir im Zentrum den Wert 1,9 HU und in den Außenbereichen Werte zwischen −0, 2 HU und −0, 4 HU. Damit betrugen die Differenzen zum Zentrum
zwischen 2,1 HU und 2,3 HU. Der Toleranzbereich lässt Abweichungen von ±2 HU zum Bezugswert des CT zu. Auch hier fehlten diese Bezugswerte, so dass wir auf Grundlage der letzten
Konstanzprüfung 2,2 HU als diesen annahmen.
Für das CBCT Electron Density Phantom wurden zusätzlich zum Rauschen und der Gleichförmigkeit die CT-Zahlen der gewebeäquivalenten Einschübe bestimmt. Die Ergebnisse der Messungen sind in Tabelle 6 aufgelistet.
24
4.2
Ergebnisse der erweiterten Prüfpunkte
4
ERGEBNISSE
Tabelle 6: Messergebnisse der mittleren CT-Zahlen (mittl. CT-Z.) und deren Standardabweichungen
(SA) aller Kavitäten sowie die Gleichförmigkeit für das CBCT Electron Density Phantom
bei einem Axialscan mit 5 mm Schichtdicke
Gewebe
mittl. CT-Z. Abdomen
SA Abdomen
mittl. CT-Zahl Kopf
SA Kopf
Wasser
1,9
12,07
-0,3
5,74
Knochen trab.
276,95
12,99
282,05
8,225
Fett
Lunge insp.
-63,95
-809,35
12,455
14,1
-65,6
-825,65
7,975
8,12
Gleichförmigkeit
Zentrum
12 Uhr
3 Uhr
6 Uhr
9 Uhr
Muskel
51,05
13,725
53,85
9,95
Knochen dicht
912,4
46,165
1008,5
98,17
Brust
-22,8
11,91
-24,65
8,22
Lunge exp.
-505,45
12,925
-517,7
7,73
Leber
54,95
14,16
58,8
6,875
1,35
2,2
0,75
2,2
0,75
Die erhaltenen mittleren CT-Zahlen für Wasser liegen mit 1,9 HU für das Abdomen- und -0,3
HU für das Kopfprotokoll im Toleranzbereich von ±4 HU der DIN-Norm. Für alle weiteren
Gewebeeinschübe ergaben sich zum Teil starke Abweichungen zu den in Tabelle 2 genannten
Werten. Besonders stark wichen die HU für die Knocheneinschübe ab. Das Rauschen für Wasser
beim Abdomenscan liegt mit 12,07 HU über dem bestimmten Bezugswert des Philips System
Phantoms. Für den Kopfscan liegt der Wert mit 5,74 HU unter dem Wert des Philips System
Phantom. Da eine andere Geometrie des Phantoms auch ein anderes Rauschen hervorruft werden
zusätzlich die Rauschwerte untereinander verglichen, da dies einheitliche Werte für dasselbe
Phantom liefern sollte. Die Gleichförmigkeit wurde geprüft und bestätigt.
4.1.5 Räumliche Auflösung
Infolge der geometrischen Anforderungen an das Prüfphantom war diese Messung ausschließlich
für das Philips System Phantom durchführbar. Die Messergebnisse der letzten Konstanzprüfung
zeigten, dass die zweidimensionale MÜF für die 50%-Linie bei 11,71 lp/cm (Linienpaare pro cm)
und für die 10%-Linie bei 19,56 lp/cm lag. Der Richtwert des CT besagt, dass für die 50% Linie
ein Wert von 8,5 lp/cm und für die 10% Linie ein Wert von 14,5 lp/cm nicht unterschritten
werden darf. Die evaluierten Werte erfüllen somit die geforderten Kriterien.
4.2 Ergebnisse der erweiterten Prüfpunkte
Wie sich im Laufe der Messungen gezeigt hat, sind nur wenige Prüfpunkte der Konstanzmessung
durch andere Phantome zu ersetzen. Besonders gut zu vergleichen sind hingegen die Angaben
über die zu messenden CT-Zahlen, das Rauschen und die Gleichförmigkeit eines Phantoms. Für
die erweiterten Prüfkriterien wurden deshalb hauptsächlich diese Messkriterien unter weiteren
Fragestellungen betrachtet.
Das Durchmessen geeigneter möglicher Kombinationen von Stromstärken und Spannungen im
CT ergab, dass alle in Tabelle 7 aufgelisteten Kombinationen für Schichtdicken von 5 mm und
10 mm möglich waren. Weiteres Kombinieren im Schichtdickenbereich von 3 mm und kleiner
25
4.2
4
ERGEBNISSE
zeigte, dass nur noch die Stromstärken und Spannungen kombinierbar waren, die in den Standardprotokollen verwendet werden.
Tabelle 7: Liste der kombinierbaren Stromstärken und Spannungen für das CT
Strom I/mA
Spannung U/kV
30
100
50
120
65
130
100
140
125
Die Kontrastbetrachtung des Phantoms in den Standardprotokollen (Tabelle 1) bei 10 mm
Schichtdicke ergab, dass der Kontrast für Knochengewebe im Bein-Protokoll und der für Lungengewebe im Thorax-Protokoll am geeignetesten war.
Die am besten geeigneten Wertepaare für Stromstärke und Spannung (I/U-Paare) waren 65
mA/ 100 kV für Knochen- und 100 mA/ 130 kV, sowie 125 mA/ 140 kV für Lungengewebe. Das
Lungengewebe war schwer zu differenzieren, so dass zwei Einstellungen gemessen wurden. Die
Auswertung der Messungen im Kopf-Modus lieferten die in Tabelle 8 angegebenen Ergebnisse
für die CT-Zahlen, welche sowohl Spiral- (sp.) und Axialscan (ax.), als auch die Auswertung am
CT-Gerät und am Planungssystem (TPS) gegenüberstellen.
(SA) aller Kavitäten bei verschiedenen Stromstärken und Spannungen im Kopfscan
Gewebe
Wasser
Knochen trab.
Fett
Lunge insp.
Muskel
Knochen dicht
Brust
Lunge exp.
Leber
mittl. CT-Z. sp.
8,4
323,6
-72,56
-828,5
56,2
1133,55
-25,8
-515,1
61,35
Gewebe
Wasser
Knochen trab.
Fett
Lunge insp.
Muskel
Knochen dicht
Brust
Lunge exp.
Leber
mittl. CT-Z. sp.
-1,1
265,9
-65,65
-830,45
54,9
960,2
-22,95
-516,75
53,25
Gewebe
Wasser
Knochen trab.
Fett
Lunge insp.
Muskel
Knochen dicht
Brust
Lunge exp.
Leber
mittl. CT-Z. sp.
-1,8
257
-61,65
-830,15
51,2
908,9
-22,55
-518,35
60,25
I/U bei 65 mA/ 100 kV
CT-Auswertung
TPS-Auswertung
SA sp. mittl. CT-Z. ax. SA ax. mittl. CT-Z. sp. SA sp. mittl. CT-Z. ax.
11,12
6,3
10,01
29
9
9,99
321,7
9,97
369,25
20,66
330,38
9,26
-71,9
8
-61,13
11,12
-74,5
9,14
-829
7,63
-856,5
13,41
-834,75
9,56
57,35
8,57
70,38
8,14
58,25
142
628,6
133,26
1326,13
28,8
1221,38
10,35
-27,5
9,49
-4
8,32
-30,75
8,67
-518,55
8,87
-529,87
6,5
-521,88
7,99
62,3
7,33
70,38
10,38
59,62
7,49
-3,4
6,28
-3,75
-2,5
13,78
266,8
6,93
261,25
20,66
269,38
7,55
-64,7
6
-68,5
11,2
-64,5
7,86
-826
8,48
-837,63
13,41
-830
9,37
52,55
7,59
57
8,14
59
79,65
958,5
81,6
999,75
28,8
1004,63
8
-23,7
7,29
-30,25
8,32
-22,75
7,65
-517,95
6,9
-519,13
6,49
-519,25
7,37
56,8
6,11
58,25
10,38
61,63
6,22
-1,1
6,93
-2,25
-7,5
7,51
255,2
7,03
256,25
13,86
256,38
6,9
-62,15
5,47
-62,75
6,06
-63,38
6,89
-823,35
7,35
-817,5
7,43
-824,38
7,03
53,95
6,67
49
6,40
56,25
102,52
921,25
73,51
951,88
11,86
956,75
7,03
-21,25
7,05
-22,38
7,45
-25,5
7,14
-517,15
6,21
-516,88
6,54
-519,13
6,96
57,15
6,44
57,38
7,83
54,5
26
SA ax.
12,45
12,07
9,22
8,47
21,46
3,23
8.89
5,83
SA ax.
13,64
6,65
15,07
6,8
16,14
7,45
7,83
6,44
SA ax.
11,03
6,02
7,75
8,33
12,29
6,04
6,15
5,57
4.2
4
ERGEBNISSE
Die CT-Zahlen für Wasser liegen für die I/U-Paare 100 mA/ 130 kV und 125 mA/ 140 kV in
dem geforderten Toleranzbereich von 0 HU±4 HU. Normüberschreitende Werte lieferte hingegen
die Messung für 65 mA/ 100 kV sowohl für die CT- als auch für die TPS-Auswertung im Spiralund Axialscan. Die CT-Zahlen für die Gewebeeinschübe zeigten ebenfalls, dass sie in der CTund in der TPS-Auswertung für alle drei betrachteten Einstellungen im gleichen Wertebereich
liegen und es auch im Vergleich zwischen Axial- und Spiralscan keine Auffälligkeiten gab. Die
Streuung der Werte in der TPS-Auswertung ist stärker als die CT-Auswertung. Ebenso wie bei
den CT-Zahlen für Wasser waren die Werte für die übrigen Gewebe auch leicht erhöht zu denen
für die Lungen festgelegten Stromstärken und Spannungen. Besonders herrausragend waren die
Schwankungen der beiden Knochengewebe. Der trabekuläre Knochen ist um 34,6% höher in der
Knocheneinstellung als in der Einstellung für Lungengewebe.
Für das Rauschen in der CT-Auswertung erhält man wieder für beide Lungeneinstellungen sehr
ähnliche Werte im Bereich von 6,20 HU bis 7,49 HU sowohl im Axial- als auch im Spiralscan. Die
Werte für die Knocheneinstellung waren um ca. 2 HU erhöht (siehe Tabelle 8). Das Rauschen,
betrachtet über die Gesamtzahl der Einschübe, war in allen drei Einstellungen für die meisten
Werte in der TPS-Auswertung höher als in der CT-Auswertung. Im Vergleich von Spiral- zu
Axialscan zeigten sich bezüglich des Rauschens ähnlich hohe Werte. Eine Ausnahme bildet das
dichte Knochengewebe, für dass man in der CT-Auswertung durchweg um das zehnfache erhöhte
Rauschwerte für den dichten Knochen erhält. Die TPS-Auswertung zeigte dort auch erhöhtes
Rauschverhalten, jedoch in kleinerem Ausmaß.
Für den Thorax-Modus wurden die Werte der CT-Zahlen in Tabelle 9 zusammengefasst.
(SA) aller Kavitäten bei verschiedenen Stromstärken und Spannungen im Thoraxscan
Gewebe
Wasser
Knochen trab.
Fett
Lunge insp.
Muskel
Knochen dicht
Brust
Lunge exp.
Leber
mittl. CT-Z. sp.
4,5
315
-72,35
-806,9
57,15
1020
-25,7
-508,35
58,5
Gewebe
Wasser
Knochen trab.
Fett
Lunge insp.
Muskel
Knochen dicht
Brust
Lunge exp.
Leber
mittl. CT-Z. sp.
-3,1
263,05
-64,7
-807,85
48,85
857,8
-26,65
-506
58,05
CT-Auswertung
TPS-Auswertung
24,19
-2
25,41
9
3,25
25,45
316,8
21,82
333,5
32,31
338,88
23,56
-73,1
20,94
-61,25
21,91
-74,25
23,57
-806
20,78
-816,5
17,21
-803,38
25,79
55,95
31,64
67,5
22,75
58,5
114,38
1004,35
142,28
1111,75
14,53
1077,38
25,05
-25,35
22,65
-25,88
21,12
-13,63
23,68
509,8
22,05
-522,5
20,57
-508,88
22,05
59,45
20,65
57,13
32,82
47,5
26,56
-0,9
20,08
-15,5
1
23,19
261,6
18,04
254,63
13,82
261,88
21,81
-63,55
18,24
-69,63
22,83
-78,5
22,3
-806,15
19,65
-804,75
10,59
-802,38
23,06
25,9
21,65
48,75
20,35
59,9
30,52
842,15
105,63
893,5
27,95
886,5
21,61
-24,1
22,99
-30,88
21,12
-33,13
21,17
-507,35
19,5
-505,38
18,56
-505,75
20,89
53,75
20,16
41,63
20,57
54,13
27
SA ax.
15,02
8,2
16,26
18,05
30,54
23,43
21,68
16,53
SA ax.
24,08
5,61
15,9
18,86
28,02
14,63
38,41
28,74
4.2
4
ERGEBNISSE
Gewebe
mittl. CT-Z. sp.
SA sp.
Wasser
mittl. CT-Z. ax.
SA ax.
mittl. CT-Z. sp.
SA sp.
mittl. CT-Z. ax.
SA ax.
-2,6
20,39
-6,4
21,89
6,5
-
-2,25
-
148,9
22,52
250,25
18,04
265,13
9,17
251,75
17,36
Fett
-59,7
20,03
-61
18,14
-64,88
15,95
-64,25
15,38
Lunge insp.
-808,8
19,21
-805
16,24
-804,38
18,16
-800,13
27,54
Muskel
49,9
24,11
52,4
20,85
46,5
21,36
37
19,24
Knochen dicht
810,4
69,33
836,7
23,23
841,63
33,36
830,5
20,62
Brust
-21,95
21,15
-20,65
19,86
-12,75
21,61
-29,75
11,52
Lunge exp.
-507,85
19,39
-508,45
19,8
-507,5
13,29
-513,63
26,29
51,7
19,87
56,25
18,86
47,25
19,57
48,63
22,61
Knochen trab.
Leber
Auch im Thoraxscan lagen die mittleren CT-Zahlen für Wasser bei der CT-Auswertung im
Toleranzbereich mit einem kleinen Ausreißer mit -6,4 HU bei dem Axialscan für 125 mA und
140 kV. Die TPS-Auswertung im Axialscan erfüllte ebenfalls alle Grenzwerte. Der Spiralscan
lieferte jedoch erhöhte CT-Zahlen für Wasser, die außerhalb des Toleranzbereich liegen. Die
CT-Zahlen der jeweiligen Gewebe lagen alle in einem ähnlichen Wertebereich, wobei für die
Knocheneinschübe sowohl im Vergleich zwischen Axial- und Spiralscan, als auch im Vergleich
mit den verschiedenen Stromstärke- und Spannungseinstellungen die größten Differenzen (zum
Teil 25% Unterschied in den mittl. CT-Zahlen zwischen den Knochen- und Lungeneinstellungen)
zeigte. Das Rauschen im Thoraxscan für Wasser lag bei etwa 23 HU. Auch das Rauschen der
Gewebeeinschübe lag für alle drei Einstellungen der CT-Auswertungen in dieser Größenordnung.
Die TPS-Auswertung zeigte sowohl im Axial- als auch im Spiralscan mit Standardabweichungen
zwischen 10 HU und 30 HU große Schwankungen im Rauschen.
Die Ergebnisse der Gleichförmigkeit für die gewählten Stromstärke- und Spannungswerte sind
in Tabelle 10 für den Spiralscan und in Tabelle 11 für den Axialscan dargestellt. Der zusätzliche
Wert für die CT-Zahl der Kavitätsschicht ergab einen weiteren Vergleichspunkt für die Messung,
da die Gleichförmigkeit in einer homogenen separaten Schicht ohne Kavitäten bestimmt wurde.
Die CT-Zahl der Kavitätsschicht ist ein Mittelwert aus CT-Zahlen die aus den Zwischenbereichen
der Kavitäten des äußeren Rings stammen.
Tabelle 10: Messergebnisse der Gleichförmigkeit für die validierten Stromstärke- und Spannungspaare
des Spiralscans
Zentrum
12 Uhr
3 Uhr
6 Uhr
9 Uhr
CT-Zahl aus Kavitätsschicht
65 mA/100 kV K
12,6
2,4
6,8
13,3
8,4
1,2
65 mA/100 kV T
8,5
3,8
3,6
9,6
6,4
2,7
Zentrum
12 Uhr
3 Uhr
6 Uhr
9 Uhr
65 mA/100 kV K
18,17
5,75
12
28,38
26,5
65 mA/100 kV T
1,38
9,75
-6,38
2,13
1,5
CT-Auswertung
100 mA/130 kV K 100 mA/130 kV T
-1,9
-0,5
-0,8
-1,2
-4,6
-3,2
-2,5
1,4
-1,6
1,2
-2,4
-2,5
TPS-Auswertung
100 mA/130 kV K 100 mA/130 kV T
-2,5
0,5
-4,35
-10
-5,88
7,25
1,75
-12,25
-1,63
-0,63
28
125 mA/140 kV K
1,6
1,9
-1,6
1,8
2,6
-0,68
125 mA/140 kV T
-0,4
1,9
0,4
-0,6
-2,3
-2,03
125 mA/140 kV K
1,69
1,5
0,5
4,25
-2,38
125 mA/140 kV T
-1,38
-2,63
4,38
-11
7,88
4.2
4
ERGEBNISSE
Tabelle 11: Messergebnisse der Gleichförmigkeit für die validierten Stromstärke- und Spannungspaare
des Axialscan.
Zentrum
12 Uhr
3 Uhr
6 Uhr
9 Uhr
65 mA/100 kV K
1,6
2
0
1,3
-0,2
0,3
65 mA/100 kV T
0,9
1,4
-0,5
1,5
-0,4
2,39
Zentrum
12 Uhr
3 Uhr
6 Uhr
9 Uhr
65 mA/100 kV K
7,5
1,25
-0,5
2,75
-1,25
1,43
65 mA/100 kV T
10,75
0,5
13,5
-1,5
0,75
-4,38
CT-Auswertung
100 mA/130 kV K 100 mA/130 kV T
-3,4
-4,2
-3
-3,3
-3,8
-4,5
-2,2
-3,1
-3,9
-4,3
-2,26
-2,13
TPS-Auswertung
100 mA/130 kV K 100 mA/130 kV T
-4,25
-14
-2
-13,25
-11
-3,75
0,75
10,75
-3,5
-11,75
-0,25
-2,13
125 mA/140 kV K
-2,8
-2
-3,2
-2,1
-3,3
-0,94
125 mA/140 kV T
-3,7
-2,3
-3,9
-2,1
-3,7
-1,65
125 mA/140 kV K
0
-3
-1
-3,25
-6,25
0,25
125 mA/140 kV T
-14,25
-0,5
-15,75
10,25
-2,5
-1,5
Die Gleichförmigkeit für den Spiralscan zeigte in der CT-Auswertung, dass mit steigender I/UPaarung bessere Werte erzielt wurden, d.h. dass die Differenzen zum Zentrum niedriger wurden.
Ab 100 mA/ 130 kV lag die Gleichförmigkeit im Toleranzbereich des Philips System Phantoms.
Die dazugehörige TPS-Auswertung lieferte durchweg schlechtere Werte mit Differenzen, die die
Toleranzbereiche um bis zu 10 HU überschritten. Mit steigender Stromstärke und Spannung
verringerten sich diese Abweichungen. Die Untersuchung des Axialscans bei CT-Auswertung
lieferte durchweg eine Gleichförmigkeit im Toleranzbereich. Kopf- und Thoraxprotokoll zeigten
hier keine wesentlichen Unterschiede. Die TPS-Auswertung des Axialscans zeigte besonders für
die im Thoraxprotokoll gemessenen Werte starke Schwankungen die den Toleranzbereich zum
Teil um das fünffache überschritten. Die Werte des Kopfprotokolls verließen den Toleranzbereich
ebenfalls für alle Stromstärken und Spannungen in unterschiedlichen Bereichen. Der Vergleich
von Spiral- und Axialscan zeigt, dass insgesamt die Gleichförmigkeit für den Axialscan am
homogensten war. Die Betrachtung der CT-Zahlen aus der Kavitätsschicht zeigt, dass diese
Werte einzeln betrachtet im Toleranzbereich liegen. Bezogen auf die anderen Werte hingegen
ergaben sich ebenso starke Abweichungen wie die aus den Bereichen 12 Uhr, 3 Uhr, 6 Uhr und
9 Uhr.
Die Untersuchung der Standardprotokolle aus Tabelle 1 ergab die in den Tabellen 12, 13 und 14
dargestellten Werte für die CT-Zahlen der Kavitäten.
Die CT-Zahlen von Wasser lagen in der CT-Auswertung alle im Normbereich. Die TPS-Auswertung ergab wieder erhöhte Werte für das Thorax-, Abdomen- und Beinprotokoll. Die CT-Zahlen
der Gewebe lagen für alle Standardprotokolle in einem sehr engen Wertebereich. Insgesamt
zeigt die TPS-Auswertung untereinander größere Schwankungen in den Gewebearten. Das Rauschen zeigte für die CT-Auswertung innerhalb eines Protokolls einen ähnlichen Wertebereich
(Ausnahme bildete der dichte Knochen). Die Größe des Wertebereiches war dabei je nach Protokoll stark unterschiedlich. Auch das Rauschen der TPS-Auswertung hatte zum Teil mit der
CT-Auswertung vergleichbare Größenordnungen. Der Wert des Rauschens ist nicht mehr einheitlicher Größe bei Betrachtung eines Protokolls. Auch hier war der dichte Knocheneinschub
mit starken Abweichungen von bis zu 15 fach erhöhtem Rauschwert geprägt.
29
4.2
4
ERGEBNISSE
Auch bei einer Schichtdicke von 5 mm zeigte sich ein ähnliches Verhalten. Das CT-Protokoll
zeigte wieder einzeln betrachtet ähnliche Rauschwerte. Die TPS-Auswertung zeigte kein standardprotokollspezifisches Rauschen.
Die CT-Zahlen für Wasser sind auch bei einer Schichtdicke von 10 mm in den Werten der
Toleranzbereiche. Die TPS-Auswertung zeigte im Nacken- und im Beinprotokoll jeweils einen
Ausreißer mit −9, 25 HU und 7 HU. Die Größenordnungen der CT-Zahlen der Gewebe entsprachen denen von Tabelle 12 und 13. Die Standardabweichungen, d.h. das Rauschen, waren in der
CT-Auswertung durchweg geringer als bei Schichtdicken von 3 mm und 5 mm. Die Betrachtung
der einzelnen Standardprotokolle zeigte im Gegensatz zur TPS-Auswertung wieder homogeneres
Rauschverhalten.
Tabelle 12: Messergebnisse der CT-Zahlen in Standardprotokollmessung bei Axialscan mit 3 mm
Schichtdicke
Kopf
mittl. CT-Z.
SA
-0,5
8,67
mittl. CT-Z.
SA
283,9
9
mittl. CT-Z.
SA
-66,2
8,85
mittl. CT-Z.
SA
-823,7
8.05
mittl. CT-Z.
SA
57,5
8,65
mittl. CT-Z.
SA
980,05
133,34
mittl. CT-Z.
SA
-24,85
8,9
mittl. CT-Z.
SA
-516,25
9,37
mittl. CT-Z.
SA
61,25
8,02
3 mm Schichtdicke
CT-Auswertung
Thorax Nacken Abdomen Beine
Kopf
Wasser
-1,8
3,5
-1,6
-2,7
1
23,22
16,9
16,93
19,02
2,55
Knochen trab.
277,95
280,1
278,15
261,6
286,75
23,57
14,44
15,43
18,24
11,64
Fett
-65,56
-64,8
-63,7
-65,95
-63,63
18,03
14,06
13,15
17,96
8,67
Lunge insp.
-805,75 -805,3
-802,7
-804,5
-800,4
20,68
14,99
14,79
18,15
22,6
Muskel
56,1
54,45
55,85
50,25
53,5
21,01
15,03
16,8
18,64
17,89
Knochen dicht
880,75
885,05
852,6
874,8
859
119,19
100,56
108,71
57,88
74,68
Brust
-22,25
-22,1
-20,75
-21,75
-19,3
24,54
14,6
17,56
17,23
18,77
Lunge exp.
-504,1 -504,25
-504,75
-507,55 -510,7
23,12
15,03
14,72
14,71
13,9
Leber
58,6
57,7
58,05
56,4
56,7
22,16
12,8
15,37
16,29
15,34
.
30
TPS-Auswertung
Thorax Nacken Abdomen
Beine
11,25
13,05
-0,75
20,98
5,25
6,06
-17,25
22,52
293,13
23,09
277,5
13,61
285,13
18,92
256,88
16,27
-72,63
15,02
-65,13
17,11
-59,75
11,2
-64,5
17,76
-821,63
7,7
-809
20,05
-796,13
13,97
-805,63
11,95
62
7,3
64,88
16,17
65,25
18,61
57,88
16,48
1064,88
14,08
930,88
26,62
944,13
17,12
937,88
18,24
-25
6,73
-31,38
26,83
-14,75
11,91
-18,13
12,78
-512,13
12,13
-508,75
25,74
-496,75
15,09
-506,25
5,95
61
8,17
55,13
16,29
60,38
7,21
61,5
13,7
4.2
4
ERGEBNISSE
Schichtdicke
Kopf
mittl. CT-Z.
SA
-0,3
5,74
mittl. CT-Z.
SA
282,05
8,23
mittl. CT-Z.
SA
-65,6
7,98
mittl. CT-Z.
SA
-825,65
8,12
mittl. CT-Z.
SA
53,85
9,95
mittl. CT-Z.
SA
1003,5
196,34
mittl. CT-Z.
SA
-24,65
8,22
mittl. CT-Z.
SA
-517,7
7,73
mittl. CT-Z.
SA
58,85
6,88
5 mm Schichtdicke
CT-Auswertung
Kopf
Wasser
0,5
-1,3
1,9
-3,6
-3,75
23,68
15,12
12,07
17,12
5,85
Knochen trab.
276,2
277,65
276,95
262,65
282,125
20,6
14,92
13,16
15,07
14,91
Fett
-64,4
-64,8
-63,97
-64,75
-63,875
15,67
12,52
12,46
14,52
9,66
Lunge insp.
-807,4
-808
-809,35
-897,4
-824,25
19,42
14,29
14,1
15,97
9,04
Muskel
52,45
53,85
51,05
49,65
55,25
24,16
15,01
13,73
17,06
16,11
Knochen dicht
912,15
916,15
912,82
883,75
1063,125
55,96
36,88
46,17
63,66
19,95
Brust
-24,65
-23,6
-22,8
-23,75
-26,75
20,95
13,49
11,86
18,09
11,78
Lunge exp.
-508,1 -506,35
-505,45
-507,05
-516,5
20,05
13,32
12,93
13,83
9,39
Leber
55,82
56,9
54,95
53,55
56,125
29,14
13,44
14,16
13,85
11,48
.
31
TPS-Auswertung
Thorax Nacken Abdomen
Beine
-3,75
16,44
2
11,38
2,75
4,6
-2,75
8,17
275,5
9,45
288,25
14,91
279,5
14,59
259,5
23,14
-56,375
9,03
-60,375
9,66
-69,125
14,57
-67
14,80
-807,875
26,22
-811,25
9,04
-806,125
11,14
-799,125
13,61
52,5
20,28
54
16,11
50,375
13,93
34,375
13,95
943,375
14,41
922,75
19,95
937,125
15,07
864,625
15,64
-18,25
10,05
-22,375
11,78
-29
11,53
-25,375
14,76
-510,375
21,09
-501,75
9,39
-516,625
11,94
-506,625
9,10
61,625
16,00
59,375
11,48
55,625
12,02
49,75
8,03
4.2
4
ERGEBNISSE
Schichtdicke
Kopf
mittl. CT-Z.
SA
0,8
7,39
mittl. CT-Z.
SA
283,55
5,89
mittl. CT-Z.
SA
-66,5
5,79
mittl. CT-Z.
SA
-828,6
5,84
mittl. CT-Z.
SA
55,45
8,34
mittl. CT-Z.
SA
1035,9
60,84
mittl. CT-Z.
SA
-23,85
6,88
mittl. CT-Z.
SA
-517,15
6,81
mittl. CT-Z.
SA
58,96
6,23
10 mm Schichtdicke
CT-Auswertung
Kopf
Wasser
-1,1
-1
0,8
-3
-0,5
20,06
13,04
13,08
13,98
5,68
Knochen trab.
279,25
279,15
277,05
262,15
283,375
17,54
11,63
12,43
13
9,72
Fett
-64,15
-63,55
-65,05
-63,6
-64,75
17,23
11,18
10,16
12,50
3,56
Lunge insp.
-810,3
-809,8
-811,2
-809,45
-827,25
17,31
10,90
11,29
10,18
5,76
Muskel
53
53,25
53,35
50,5
51,625
19,77
13,12
12,75
13,39
6,58
Knochen dicht
925,05
923,28
928,4
914,15
1073,5
49,20
59,21
34,23
60,11
16,39
Brust
-23,5
-22,2
-22,4
-22,65
-24,875
16,88
11,35
11,74
12,17
5,53
Lunge exp.
-507,5 -507,15
-506,8
-507,36 -515,125
16,99
11,48
11,31
11,33
4,51
Leber
55,16
58,6
56,1
54,4
59,125
17
11,58
10,53
10,90
4,86
TPS-Auswertung
Thorax
Nacken Abdomen
Beine
3,25
10,08
-9,25
9,55
1,75
6,65
7
9,49
280,5
11,63
275,875
7,25
281,625
10,72
254,25
17,87
-67,5
21,51
-63,875
9,48
-59,25
6,50
-59,375
9,89
-815,75
15,62
-812,375
10,05
-811,125
12,28
-804,375
8,00
50,125
19,64
50,25
6,44
55,5
18,63
48,75
13,09
947,75
15,30
945,25
10,70
940
10,49
869,25
16,37
-60,25
103,06
-18
9,66
-17,875
7,69
-24,625
12,20
-502,625
17,13
-510,375
13,02
-504,125
9,21
-503,375
14,29
58,625
14,47
55,75
7,76
62,75
10,83
50,5
8,49
Die Messergebnisse des Plexiglasphantoms sind in Tabelle 15 gezeigt. Ergänzend zu nennen ist,
dass Plexiglas (PMMA) eine CT-Zahl von 122± 6 HU besitzt.
Tabelle 15: Messergebnisse der CT-Zahlen und der Gleichförmigkeit für die validierten Stromstärkeund Spannungswerte im Axial- und Spiralscanvergleich mit TPS Auswertung.
U/I in kV/mA
100/65
130/100
140/125
mittl. CT-Z. sp.
131,63
125,31
125,44
CT-Zahlen in HU
Kopf-Modus
SA sp. mittl. CT-Z. ax. SA ax. mittl. CT-Z. sp.
4,48
118,19
6,76
129,25
5,35
128,56
3,86
128,63
6,17
133,56
4,59
128,38
Thorax-Modus
SA sp. mittl. CT-Z. ax.
6,68
118,25
10,86
124,00
15,90
132,38
SA ax.
19,64
13,61
9,60
Gleichförmigkeit
Bereich
100/65 K.
100/65 T.
130/100 K.
130/100 T.
140/125 K.
140/125 T.
Zentrum
135
127,75
123,25
124
118,75
131,5
Spiralscan
1
2
124,25 138,75
129,5
126
127
136
103,5 147,25
130,25 136,5
137,25 130,5
3
125,75
123,5
133
134,25
135
129,75
4
123,5
117,25
122
121,5
132
112,75
32
Zentrum
116
119,25
127,5
136
131
130
Axialscan
1
2
3
119,5 123,25
120
115,75 105,5 101,75
122,75 128,5
127,5
135,25 125,75 124,25
129,25 130,5
128,5
130,25 140,75 134,25
4
112,75
120,75
123,75
134,75
127,25
131,5
4.2
4
ERGEBNISSE
Die mittleren CT-Zahlen des Kopfscans lagen für alle drei gemessenen Stromstärken und Spannungen in dem Bereich von PMMA. Sie überschritten jedoch den Toleranzbereich bei 100 kV/ 65
mA im Spiralscan und bei 140 kV/ 125 mA im Axialscan. Gleiches zeigte sich für das Thoraxprotokoll. Das Rauschen lag für das Kopfprotokoll bei Werten zwischen 4,5 HU und 6,8 HU sowohl
für den Spiralscan als auch für den Axialscan. Das Rauschen im Thoraxscan hatte erhöhte und
stärker variierende Werte. Auffällig war, dass die HU Werte der Standardabweichungen im Spiralscan mit steigender Stromstärke und Spannung anstiegen, im Axialscan hingegen abnahmen.
Die Gleichförmigkeit des Phantoms zeigte für den Spiralscan durchgängig Schwankungen der
Differenzen von 1 HU bis zu 24,25 HU an. Es war hierbei keine auffällige Beeinflussung der
Gleichförmigkeit durch eine Änderung der Stromstärke- und Spannungseinstellung zu beobachten. Für den Axialscan lagen die maximalen Differenzen bei 7,25 HU für den Kopf- und 18,5 HU
für den Thoraxmodus. In der Gesamtbetrachtung der Schwankungen war die Gleichförmigkeit
insbesondere für den Kopfmodus besser. Auch im Axialscan war keine wesentliche Beeinflussung
durch die Variation der Stromstärke und der Spannung zu erkennen.
Die Auswertung der CT-Zahlen mit dem TPS-System zeigte, dass sich für den Scan mit dem
Kopfprotokoll die mittlere CT-Zahl bei 7,8 HU und die Standardabweichung bei 4,58 HU lag. Für
das Thoraxprotokoll ergab sich die mittlere CT-Zahl zu 10,2 HU mit einer Standardabweichung
von 10,78 HU.
Die Messergebnisse für die Gleichförmigkeit sind in Tabelle 16 aufgetragen.
Tabelle 16: Messergebnisse für die Gleichförmigkeit des Philips System Phantom im Axialscan mit Auswertung am TPS.
Bereich
Zentrum
12 Uhr
3 Uhr
6 Uhr
9 Uhr
Kopfprotokoll
4
2,9
5,6
3,7
7,8
Thoraxprotokoll
-0,5
4,4
-0,2
-0,3
6
Die Gleichförmigkeit des Phantoms war auch in der TPS-Auswertung gegeben. Die Position 9
Uhr zeigte jedoch geringe Abweichungen vom Toleranzbereich.
33
4.3
Zusammenfassende Ergebnisse
4
ERGEBNISSE
4.3 Zusammenfassende Ergebnisse
Eine Übersicht über die Möglichkeiten die klinikeigenen Phantome für Teilbereiche der Konstanzprüfung zu nutzen zeigt Tabelle 17:
Tabelle 17: Übersicht der Möglichkeiten die klinikeigenen Phantome auf die Prüfpunkte der DIN EN
61223-2-6 anzuwenden. -: keine Messung;
Aldersonphantom
Plexiglasphantom
CBCT Electron
Density Phantom
Philips System
Phantom
als Gewicht
für den Tisch
geeignet
-
-
-
Tomographische Schichtdicke
-
-
-
mittlere CT-Zahl
-
geeignet
für PMMA
Rauschen
-
bedingt geeignet,
da Bezugswerte fehlen
geeignet für Wasser,
Bezugswerte für andere Gewebe müssten
vom CT-Hersteller geliefert werden
geeignet bei Betrachtung
der Schicht ohne Kavitäten
Gleichförmigkeit
-
ungeeignet
durch Form
geeignet bei Nutzung der Schicht
ohne Kavitäten
geeignet
Räumliche Auflösung
-
-
-
geeignet
Prüfpunkt
Positionierung der Patienten-Lagerungshilfe
Patienten Positioniergenauigkeit
phantomunabhängiger Prüfpunkt
34
geeignet
geeignet
geeignet
5
DISKUSSION
5 Diskussion
Die Positionierung der Patienten-Lagerungshilfe ergab für die manuelle Verschiebung, sowie die
in den CT-Betriebsbedingungen jeweils Werte im Toleranzbereich. Das Verfahren ist phantomunabhängig und lässt sich schnell und einfach im Klinikalltag einsetzen. Die geringen Abweichungen in der Lagerung geben zurzeit jedoch keinen Anlass diesen Prüfpunkt öfter als bisher zu
kontrollieren. Die untersuchte Höhenverstellung ist klinisch weniger relevant, da Wegdifferenzen
in der Höhe durch Patienteneinstellung auf das Isozentrum bei jeder Bestrahlung von Neuem
geschieht.
Die Patienten-Positioniergenauigkeit des CT ist mit Abweichungen von ±1 mm sehr genau.
Das CBCT Electron Density Phantom ist für die Überprüfung ebenso geeignet wie das Philips
System Phantom. Die Überprüfung selbst erfolgt schnell und unkompliziert und ermöglicht bei
Verdacht auf größere Ungenauigkeiten eine außerordentliche Konstanzprüfung.
Auch die Untersuchung der tomographischen Schichtdicke ist mit den nur sehr geringen Abweichungen zwischen 2,5% und 3% vom eingestellten Sollwert sehr zufriedenstellend. Eine Überprüfung der Schichtdicke ist mit dem Philips System Phantom jederzeit möglich, eine erhöhte
Prüffrequenz ist jedoch zurzeit nicht nötig.
Anwendungskonform liefert das Philips System Phantom zufriedenstellende Werte für die CTZahlen von Wasser, für das Rauschen und für die Gleichförmigkeit des Bildes. Das CBCT Electron Density Phantom liefert ebenso gute CT-Zahlen für Wasser. Die Abweichungen der CTZahlen der Gewebeeinschübe beruhen darauf, dass keine tatsächlichen Referenzwerte für die
CT-Zahlen der Gewebeproben zur verfügung standen, sondern nur die Elektronendichten gegeben waren aus denen die in Tabelle 2 genannten Schätzwerte errechnet wurden. Dennoch sieht
man, dass alle gemessenen Werte in dem für ihr Gewebe spezifischen Bereich der HounsfieldSkala (nach Abbildung 5 rechts) lagen. Der Vergleich zwischen Kopf- und Abdomenscan zeigte,
dass der Betrag der Kopfscan-HU für die Gewebe größer ausfiel. Das Rauschen für Wasser zeigte
größere Abweichungen zu den mit dem Philips System Phantom bestimmten Werten, die ohne
exakte Bezugswerte aber nicht genau bewertet werden konnten. Dennoch zeigten die Ergebnisse,
dass das CBCT Electron Density Phantom für die Bestimmung der CT-Zahl von Wasser, das
Rauschen und die Gleichförmigkeit geeignet ist. Seine ellipsoide Form verursachte vermutlich die
höher ausfallenden Schwankungen der HU-Werte in den vier Bereichen die für die Gleichförmigkeit ausgewertet wurden. Die Nähe zu den Knocheneinschüben an den Positionen 12 Uhr und 6
Uhr führte wahrscheinlich durch die dort verstärkt wirkenden physikalischen Wechselwirkungen
(besonders den Photoeffekt) zu den höheren Werten durch Streustrahlung. Der relativ geringe
Abstand der beiden Scanschichten (vgl. die beiden linken blauen Marker in Abbildung 12) unterstützt diese Aussage. Das Phantom ist somit nur bedingt für diesen Prüfpunkt geeignet.
Die Messung der räumlichen Auflösung ist aufgrund der fehlenden Balkenmuster für das CBCT
Electron Density Phantom nicht möglich. Zurzeit ist eine Überprüfung ausschließlich mit dem
Philips System Phantom möglich. Es besteht jedoch die Möglichkeit für das CBCT Electron
Density Phantom Zubehör zu erwerben, mit dem sich die Konstanzprüfung des CTs komplett
durchführen lässt.
Die Überprüfung der in DIN EN 61223-2-6 gefordeten Prüfpunkte lässt sich damit weniger gut
35
5
DISKUSSION
durch die nicht für die Konstanzprüfung konzipierten klinikeigenen Phantome realisieren. Dennoch kann die Klinik mit Hilfe der untersuchten Punkte bei Verdacht auf Unregelmäßigkeiten
der geometrischen Faktoren viele Punkte schnell und einfach Nachprüfen.
Die Untersuchungen mit dem Aldersonphantom zeigten, dass nicht wie erwartet alle Kombinationen von Stromstärken und Spannungen in allen Schichtdicken möglich sind. Die Rücksprache
mit Service Technikern der Firma Philips Healthcare ergab jedoch, dass bei Bedarf eine Freischaltung der fehlenden Kombinationsmöglichkeiten möglich ist. Aufgrund des fortgeschrittenen
Alters des CT-Gerätes und der anstehenden Neubeschaffung wird dieses Angebot ungenutzt
bleiben. Die Betrachtung der Kontraste für Knochen- und Lungengewebe in den Standardprotokollen ergab ein eindeutiges Ergebnis für den Kontrast des Knochens im Beinprotokoll. Die
Beurteilung des besten Kontrast der Lungen im Aldersonphantom war aufgrund von fehlenden
Lungenstrukturen nur sehr schwer zu beurteilen.
Die erweiterten Messungen mit dem CBCT Electron Density Phantom zeigten bei Betrachtung des Kontrast ebenfalls Schwierigkeiten in der Differenzenierung des Lungengewebes. Die
validierten Stromstärke- und Spannungspaare wichen von den Ergebnissen mit dem Aldersonphantom ab. Die Geometrie der beiden Phantome ist ähnlich und deshalb wahrscheinlich kein
Grund für die unterschiedlichen Ergebnisse. Außerdem hat das CBCT Electron Density Phantom auch keine Lungenstrukturen an denen man Unterschiede erkennen konnte. Ein weiterer
Nachteil für dieses Phantom schien die dichte Anordnung der verschiedenen Gewebearten nebeneinander zu sein, die je nach Strom- und Spannungseinstellung den Kontrast durch Wechselwirkungen miteinander beeinflusste. Die Messung der CT-Zahlen für Wasser zeigte besonders
bei der Kopf-Einstellung von 65 mA und 100 kV normüberschreitende Abweichungen. Ein Grund
könnte in der Kalibrierung des CT-Gerätes liegen. Es wurden nicht standardmäßig verwendete
Einstellungen von Stromstärke und Spannung benutzt, die nicht wie das Standard Kopf- und
Abdomenprotokoll bei jeder Konstanzprüfung in der CT-Zahl für Wasser auf Null nachreguliert
werden. Zur sachgemäßen Überprüfung nach DIN-Norm sollte deshalb die CT-Zahl nur in den
Standardprotokollen des Kopf- und Thoraxprotokoll bestimmt werden. Das Rauschverhalten ist
für die Einstellungen 100 mA/ 130 kV und 125 mA/ 140 kV im Spiral- und Axialscanmodus
im gleichen Wertebereich. Die Einstellung 65 mA/ 100 kV ist im Vergleich dazu erhöht. Dies
liegt zum einen daran, dass der Sprung zwischen den Stromstärke- und Spannungs-Einstellungen
für die Knochen- zur Lungenbetrachtung höher ist als zwischen den beiden Einstellungen für
die Lungenbetrachtung. Außerdem spielt die schon erwähnte Nichtkalibrierung der Einstellungen eine Rolle für das Rauschen. Besonders auffällig sind die hohen Rauschwerte jeweils für
das Knochengewebe, insbesondere das dichte Knochengewebe. Diese kommen durch die verstärkte Streuung und die starken Wechselwirkungen mit dem Knochengewebe zustande. Die
Messungen mit dem Thoraxprotokoll zeigten ein gleiches Verhalten der Werte innerhalb der
drei Stromstärke- und Spannungseinstellungen. Die Auswertung der CT-Zahl für Wasser liefert
jedoch keine zufriedenstellende Ergebnisse. Sie liegen alle außerhalb des Sollbereiches. Da die
Überprüfung mit dem Philips System Phantom bereits sehr gute Ergebnisse zeigte, muss auch
hier die Wahl der Parameter von Stromstärke und Spannung ausschlaggebend für die Abweichungen sein. Die TPS-Auswertung ist für diese beiden Prüfpunkte im allgemeinen eher nicht
zu empfehlen. Große Schwankungen im Rauschen weisen darauf hin, dass man um annähernd
36
5
DISKUSSION
genaue Werte für die mittleren CT-Zahlen und das Rauschen zu erhalten viel mehr Werte benötigt, als die hier verwendeten. Da das Planungssystem keine Möglichkeit bietet CT-Zahlen und
deren Standardabweichungen über eine Fläche anzeigen zu lassen und zudem die Dokumentation
und Berechnung der Standardabweichungen zeitaufwändig ist, bietet die TPS-Auswertung somit
keine zufriedenstellende Alternative zur Auswertung am CT-Gerät. Die Angabe der einzelnen
Grauwstufen sind mit beiden Auswertungsverfahren und für beide Scans in allen Stromstärkeund Spannungseinstellungen gleich gut dargestellt. Die Gleichwertigkeit der Bilder bezogen auf
die Darstellung der einzelnen Grauwerte bleibt mit der im Planungssystem erhalten. Bezüglich
der Gleichförmigkeit ist der Axialscan dem Spiralscan überlegen, besonders in den niedrigeren
Stromstärke- und Spannungspaaren. Auch ist die CT-Auswertung der TPS-Auswertung vorzuziehen, da sie wie bereits bei den anderen Prüfpunkten gezeigt, geringere Schwankungen aufweist.
Kopf- und Thoraxprotokoll zeigen keine Unterschiede. Insgesamt ist das CBCT Electron Density
Phantom für die Überprüfung der Gleichförmigkeit geeignet. Dennoch sollte man auf die in der
DIN-Norm geforderten Standardprotokolle zurückgreifen, da man dort auch die besten Ergebnisse für die CT-Zahl von Wasser erhält. Die Bestimmung des Rauschens aus der Kavitätsschicht
zeigt oftmals außerhalb der Norm liegende Werte und ist nicht zu empfehlen.
Die Untersuchung der CT-Zahlen in den Standardprotokollen bei den Schichtdicken 3 mm, 5
mm und 10 mm zeigt, dass gleichwertig gute Ergebnisse in allen Protokollen bei allen Geweben
erzielt werden. Die Schichtdicke nimmt somit keinen Einfluss auf die Angabe der CT-Zahlen. Das
Rauschen nimmt jedoch mit zunehmender Schichtdicke leicht ab. Ein Grund dafür könnte sein,
dass man mit zunehmendem betrachteten Volumen auch eine Erhöhung der Gesamtphotonenzahl erhält und damit auch weniger Rauschen. Die TPS-Auswertung zeigt ähnliche CT-Zahlen
für die Gewebe, das Rauschen ist jedoch innerhalb der Protokolle wesentlich inhomogener, welches an der niedrigeren Zahl der berücksichtigten Werte liegt. Die CT-Auswertung ist deshalb
der TPS-Auswertung vorzuziehen. Die Werte für Wasser liegen alle im Normbereich und zeigen,
dass die Messungen gelungen sind. Das CBCT Electron Density Phantom ist im allgemeinen
für die Überprüfung des Rauschens und der Gleichförmigkeit, sowie der Bestimmung der CTZahlen geeignet. Eine Angabe der genauen Bezugswerte für die einzelnen Gewebe muss für die
sachgemäße Prüfung nach DIN EN 61223-2-6 jedoch vom CT-Herrsteller dem Betreiber ausgehändigt werden. Ohne diese Werte bieten die Messungen eine Tendenz zu den Bezugswerten,
liefern jedoch keine genaue Grundlage für eine ordnungsgemäße Prüfung. Die Überprüfung der
CT-Zahl, des Rauschens und der Gleichförmigkeit sind mit einer Schicht ohne Kavitäten für
Wasser möglich. Die Dimension des Phantoms ist jedoch für den auf kleinere Durchmesser konzipierten Kopfscan ein Problem insofern, als dass auch die nicht ganz runde Form und die Größe
eines Phantoms sich auf die Strahlenverläufe auswirken und das Rauschen beeinflussen.
Das Plexiglasphantom ist ungeeignet für die Konstanzprüfung, da die Ermittlung des Rauschens durch den unbekannten Bezugswert der Standardabweichung nur Tendenzen liefert und
die Messergebnisse der Gleichförmigkeit ungeeignete Werte liefert. Die Gleichförmigkeit wird
durch die kubische Form des Phantoms gestört sein, da nicht überall gleichviel Strahlung ankommt. Insgesamt ist der Versuch mit dem Plexiglasphantom die Prüfpunkte zu untersuchen
eher zu verwerfen.
Anhand des Vergleichs der Auswertung des Philips System Phantoms mit dem CT und dem
37
5
DISKUSSION
TPS wird noch einmal die im Vergleich zum CT erhöhte Ungenauigkeit der TPS-Auswertung
deutlich. Die CT-Zahlen weichen mit 7,8 HU für das Kopf- und 10,2 HU für das Thoraxprotokoll
stark von den mit 0,5 HU und 0 HU bestimmten Werten am CT ab. Ursache könnte die geringe
Anzahl an zufällig ausgewählten Werten sein, die zur Auswertung herangezogen wurden. Der
Ausreißer in der Gleichförmigkeit beruht wahrscheinlich auf dem selben Effekt.
Insgesamt ist die CT-Auswertung wegen der Möglichkeit einer Bestimmung der HU über eine Fläche der TPS-Auswertung vorzuziehen. Die einfachste Möglichkeit der Konstanzprüfung
erfolgt mit dem dafür vorgesehenen Philips System Phantom.
38
Literatur
Literatur
Literatur
[Kau06] Kauffmann: Radiologie. Kauffmann/Moser/Sauer; Elsevier Verlag, 3.Auflage, 2006.
[Kri09] Krieger: Grundlagen der Strahlungsphysik und des Strahlenschutzes. Hanno Krieger;
Vieweg+ Teubner Verlag, 3.Auflage, 2009
[Sch02] Schlegel: Medizinische Physik, Band 2: Medizinische Strahlenphysik. Schlegel/Bille;
Springer Verlag, 2002
[Kri05] Krieger: Strahlungsquellen für Technik und Medizin. Hanno Krieger; Vieweg+ Teubner
Verlag, 1.Auflage, 2005
[Her04] Hertrich: Röntgenaufnahmetechnik: Grundlagen und Anwendungen Peter H.Hertrich;
Herrausgeber: Siemens Aktiengesellschaft, Berlin und München; Verlag: Publicis KommunikationsAgentur GmbH, GWA, Erlangen, 2004
[Pdg10] Particle Data Group: Review of Particle Physics Particle Data Group 2010
[Doe00] Dössel: Bildgebende Verfahren in der Medizin: Von der Technik zur medizinischen Anwendung Olaf Dössel; Springer Verlag, 2000
[Www01] Link: http : //www.rsdphantoms.com/rta rt.htm; RSD Radiology Support Devices;
Stand: Dezember 2011
[Www02] Link:
http://www.universalmedicalinc.com/CIRS-062A-CBCT-Electron-Density-
Phantom-p/cirs-062a.htm; Computerized Imaging Reference Systems, Incorporated (CIRS);
Stand: Dezember 2011
[Www03] Link: http://www.imagingequipment.co.uk/downloadfile/322 ; Computerized Imaging
Reference Systems, Incorporated (CIRS); Stand: Dezember 2011
[Www04] Link: http : //www.iba − dosimetry.com/sites/def ault/f iles/brochure/M I −
BR − E − P roduct%20Overview%202011%20Rev.2%200211%20Q15009 .pdf IBA Dosimetry GmbH; Stand: Dezember 2011
[Din08] CENELEC: DIN EN 61223-2-6 Bewertung und routiniemäßige Prüfung in Abteilungen
für medizinische Bildgebung- Teil 2-6: Konstanzprüfungen- Leistungsmerkmale zur Bildgebung von Röntgeneinrichtungen für die Computertomographie (IEC 61223-2-6:2006) DIN
Deutsches Institut für Normung e.V.; Beuth Verlag GmbH, 2008
[Www05] Link:
http://bvm.uke.uni-hamburg.de/akimrt/070329He.htm
Würzburg; Stand: Dezember 2011
39
Universitätsklinikum
Danksagung
An dieser Stelle möchte ich mich bei all denjenigen bedanken, die mich bei der Ausarbeitung
dieser Bachelorarbeit unterstützt haben.
Einen besonderen Dank möchte ich an meinen Erstkorrektor und Betreuer Dr. Ioannis Simiantonakis richten, der mir mit der Vergabe des Themas ermöglicht hat diese Arbeit zu schreiben
und mir bei Fragen und Problemen jederzeit geduldig mit Fachwissen und lösungsorientierten
Hinweisen zur Seite stand.
Außerdem danke ich Prof. Dr. Georg Pretzler, der sich als mein Zweitkorrektor zur Verfügung
stellte und mir die Möglichkeit gab mich mit Schwierigkeiten jederzeit an ihn zu wenden.
Ich danke den MTAs der Klinik und Herrn Dr. Wittkamp, dass sie sich immer hilfsbereit dazu
bereiterklärten mir bei Fragen bezüglich des CT-Gerätes zu helfen und dem ganzen Team der
Klinik für Strahlentherapie für das kollegiale Arbeitsverhältnis und die großartige Unterstützung
die sie mir entgegen brachten.
Ehrenwörtliche Erklärung
Ich versichere hiermit, dass ich die Arbeit selbstständig angefertigt habe und insbesondere keine
anderen als die angegebenen Quellen und Hilfsmittel benutzt, sowie die wörtlich oder inhaltlich
übernommenen Stellen, insbesondere Zitate, als solche kenntlich gemacht habe.
Bochum, den
_________________
Sonja Prange

Prüfkriterien für die Konstanzprüfung von Computertomographen

Transcrição

Documentos relacionados

Phantom 4 – häufig gestellete Fragen

Karlstadt 16.indd

„Kitsch!!!“ musikalischer Abend mit Love

Classic System RCs - Classic Service Parts GmbH

Rundum wohl fühlen! - Wien Mitte

Philips HR1370/90

QC5050/00 Philips Haarschneider

Berechnung Rohre - Suter Kunststoffe AG

Philips Philishave Super-Easy QC 5010

Datenblatt - Multi-Lite

Vielseitiger Schal