Hidajat, Nico: Bestimmung und Optimierung der Strahlendosis des Patienten bei der Computertomographie - Methoden, Probleme und Lösungsmöglichkeiten -

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Kapitel 4. Bestimmung der Strahlendosis des Patienten bei der CT

4.1 Methoden

Die Bestimmung von Organdosen bei der CT stützt sich auf Berechnungsverfahren oder Meßverfahren, wobei Berechnungsverfahren stets Elemente des Messens und Meßverfahren stets Elemente der Berechnung enthalten.

4.1.1 Berechnungsverfahren

Das heute am häufigsten angewandte Verfahren zur Bestimmung der Patientendosis bei der CT ist die Berechnung der Organdosen mittels Organkonversionsfaktoren. Ähnlich der Vorgehensweise bei der Bestimmung der Organdosen in der konventionellen Röntgendiagnostik (Drexler und Mitarb. 1993b, Hart und Mitarb. 1994a) wird bei der CT die Organdosis auf rechnerisch einfache Weise durch Multiplikation des Konversionsfaktors mit der Achsendosis erhalten. Wie in der konventionellen Röntgendiagnostik (zum Beispiel Thorax pa und seitlich) für jede einzelne Aufnahme der Beitrag zur Organdosis ermittelt wird, muß bei der CT für jede einzelne Schicht der Dosisbeitrag berechnet werden. Die Berechnung der Organdosis geschieht durch die folgende Basisformel :

Dair bezeichnet die Achsendosis beim jeweiligen Gerät und bei den eingestellten Werten für Röhrenspannung und mAs-Produkt. z1 und z2 bezeichnen die unterste und oberste Schicht der abgetasteten Körperregion. f(Organ,z) stellt den Konversionsfaktor für das interessierende Organ und die Schicht z dar. Die besondere Bedeutung der Konversionsfaktoren liegt in der schnellen Berechnung von Organdosen und effektiver Dosis und in der Bestimmung der Embryodosis, (Panzer und Zankl 1989b).


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Die Konversionsfaktoren werden durch rechnerische Simulation (Monte-Carlo-Berechnungen) der Strahlenabsorption in Phantomen gewonnen. Bei den Phantomen handelt es sich um mathematische Phantome oder um Voxel-Phantome. Bei den mathematischen Phantomen werden die Konturen und die verschiedenen Organe und Gewebe durch mathematische Formeln als Kugeln, Ellipsoide, Zylinder, Kegel und Segmente oder Kombination solcher Körper dargestellt. Diese Phantome sind sogenannte MIRD (Medical International Radiation Dose)-Phantome und entsprechen den Standardwerten, die in dem ICRP-Bericht 23 von 1975 angegeben sind (ICRP 1975). Die Voxel-Phantome bestehen aus Voxeln, die aus CT-Daten von Menschen gewonnen wurden. Mit einem Rechenprogramm kann der Verlauf der Photonen beim Durchgang durch den Phantomkörper auf der Grundlage bekannter Wechselwirkungsprozesse genau verfolgt werden. Die Energieabsorption in den einzelnen Organen und die Streuvorgänge werden durch Wahrscheinlichkeits-berechnungen simuliert. Aus den Energieverlusten der Photonen bei den Wechselwirkungen kann die absorbierte Energie und bei bekannter Masse des Organs die Organdosis bestimmt werden. Der Quotient der Organdosis zur Achsendosis stellt den Konversionsfaktor dar.

Zankl und Mitarb. (1991 und 1993) von der Gesellschaft für Strahlen- und Umweltforschung (GSF) Neuherberg erstellten Konversionsfaktoren an mathematischen Phantomen für Erwachsene und Voxel-Phantomen für Kind und Baby. Alle diese Phantome sind vom Scheitel bis einige cm unterhalb des Rumpfendes in 1 cm dicke lückenlose Schichten ("Landmarken") unterteilt. Tabellarisch ist für jedes Organ aufgeführt, wieviel Prozent des Organs in den Landmarken enthalten sind. Anhand des zu untersuchenden Organs kann also die Untersuchungsregion den Landmarken im Phantom zugeordnet werden. In der Tabelle sind für jedes Organ neben den Landmarken die zugehörigen Organkonversionsfaktoren aufgeführt. Die Konversionsfaktoren beziehen sich auf die Achsendosis ausgedrückt als Energiedosis in Luft. Typische Werte für die Achsendosis bei bestimmten Filterungen und Fokus-Achsen-Abstände sind angegeben (Birch und Mitarb. 1979).


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Die Erwachsenenphantome bestehen aus einem männlichen und einem weiblichen Phantom (Adam und Eva mit einer Größe von 170 cm bzw. 160 cm, einem Gewicht von 70,5 kg bzw. 59,2 kg, einer Breite des Rumpfes einschließlich Arme von 40 cm bzw. 37,6 cm und einem ventrodorsalen Durchmesser des Rumpfes von 20 cm bzw. 18,8 cm (Kramer und Mitarb. 1982). Bei Adam wurden Konversionsfaktoren für insgesamt 104 Landmarken und bei Eva für insgesamt 99 Landmarken errechnet. In Höhe des 1. Halswirbels bis zum 5. Lendenwirbel kann jede Landmarke einem bestimmten Wirbel zugeordnet werden. Somit können alle Organe, die in dieser Höhe lokalisiert sind, topographisch der Wirbelsäule zugeordnet werden. Es stehen Konversionsfaktoren für 33 Organe und Gewebe zur Verfügung. Die Monte-Carlo-Simulationen erfolgten bei einem Fokus-Achsen-Abstand von 70 cm, 360°-Scan mit symmetrischem Fächerstrahl und drei verschiedenen Strahlenqualitäten. Die Gesamtfilterung ist bei allen Strahlenqualitäten gleich (Tab. 4). Formfilter wurden nicht berücksichtigt.

Tab. 4 : Die drei Strahlenqualitäten, für die Organkonversionsfaktoren
für Erwachsene erstellt wurden (Zankl und Mitarb. 1991)

 

Strahlenqualität

 

A

B

C

Röhrenspannung

137 kV

125 kV

80 kV

Gesamtfilterung

2,2 mm Al + 0,2 mm Cu *

Mittlere Photonenenergie

66,0 keV

64,4 keV

50,5 keV

Halbwertschichtdicke

8,06 mm Al

7,98 mm Al

5,38 mm Al

* Filterung durch 0,1 mm Cu entspricht der Wirkung von ca. 3,5 mm Al
(Nagel 1986)

Das Kindphantom simuliert ein 7 Jahre altes Kind mit einer Größe von 115 cm und einem Gewicht von 21,7 kg. Die Breite des Rumpfes beträgt 33,1 cm und der ventrodorsale Durchmesser 17,6 cm. Es wurden Konversionsfaktoren für insgesamt 66 Landmarken und 37 Organe und Gewebe errechnet. Die Monte-Carlo-Simulationen erfolgten bei einem Fokus-Achsen-Abstand von 75 cm, 360°- und 180°-Scan mit symmetrischem Fächerstrahl und zwei verschiedenen Strahlenqualitäten (Tab. 5). Zusätzlich wurden Monte-Carlo-Simulationen für sieben verschiedene Organe und Gewebe mit asymmetrischem Fächerstrahl bei ansonsten gleichen


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Expositionsbedingungen durchgeführt. Der symmetrische Fächerstrahl ist in Höhe der Rotationsachse 50 cm weit und der asymmetrische 25 cm auf der einen Seite der Rotationsachse und 10 cm auf der anderen Seite. Folglich wird beim asymmetrischen Fächerstrahl nur ein Kreis mit einem Radius von 10 cm um die Rotationsachse symmetrisch bestrahlt. Bei Körperanteilen außerhalb dieses Feldes sind die Energiedosen geringer als bei solchen innerhalb des Feldes.

Tab. 5 : Die zwei Strahlenqualitäten, für die Organkonversions-
faktoren für Kind und Baby erstellt wurden (Zankl und Mitarb. 1993)

 

Strahlenqualität

 

A

B

Röhrenspannung

125 kV

80 kV

Gesamtfilterung

2,2 mm Al+0,2 mm Cu*

Mittlere Photonenenergie

64,4 keV

50,5 keV

Halbwertschichtdicke

7,94 mm Al

5,38 mm Al

* Filterung durch 0,1 mm Cu entspricht der Wirkung von ca. 3,5 mm Al
(Nagel 1986)

Das Babyphantom simuliert einen 8 Wochen alten Säugling mit einer Größe von 57 cm und einem Gewicht von 4,2 kg. Die Breite des Rumpfes beträgt 21,8 cm und der ventrodorsale Durchmesser 12,2 cm. Es wurden Konversionsfaktoren für insgesamt 45 Landmarken und 35 Organe und Gewebe errechnet. Die Monte-Carlo-Simulationen erfolgten wie beim Kindphantom bei einem Fokus-Achsen-Abstand von 75 cm, 360°- und 180°-Scan mit symmetrischem Fächerstrahl und zwei verschiedenen Strahlenqualitäten (Tab. 5). Wegen des kleineren Körperdurchmessers liegt der Querschnitt des Babyphantoms praktisch vollständig innerhalb des Strahlenfeldes, so daß ein asymmetrischer Fächerstrahl nicht berücksichtigt wurde.

Jones und Shrimpton (1991) vom National Radiological Protection Board (NRPB), Chilton, Großbritannien erstellten Konversionsfaktoren an einem hermaphroditen mathematischen Erwachsenenphantom. Es wurden Konversionsfaktoren für insgesamt 208 Schichten ("slabs") und 27 Organe und Körperregionen errechnet. Schematisch ist angegeben, in welcher Höhe relativ zu den slabs die einzelnen


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Organe und Körperregionen liegen, so daß die Untersuchungsregion den zugehörigen slabs zugeordnet werden kann. Es stehen Konversionsfaktoren für 23 verschiedene Gerätetypen mit einem 360°-Scan zur Verfügung (Tab. 6). Im Unterschied zu den Konversionsfaktoren von Zankl und Mitarb. beziehen sich die Konversionsfaktoren von Jones und Shrimpton auf Achsendosis ausgedrückt als Energiedosis in ICRU-Muskel. Zur Konversion von Energiedosis in Luft zu Energiedosis in Weichteilgewebe kann für die bei der CT typischen Photonenenergien der Faktor 1,07 eingesetzt werden. Bei der Simulation wurden flache Filter und Formfilter berücksichtigt. Phantome für Kind und Baby wurden nicht verwendet.


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Tab. 6 : CT-Geräte, für die Konversionsfaktoren vom NRPB erstellt wurden
(Jones und Shrimpton 1991)

CT-Gerät

Röhrenspannung
(kV)

Flache Filter

Formfilter

Siemens Somatom

 

 

2, DR1/2/3

125

2,2 Al + 0,25 Cu

 

DRG, DRG1

125

2,2,Al + 0,4 Cu

 

DRH, CR, CR512

125

2,2 Al + 0,2 Cu

 

Picker

 

 

 

1200SX

130

0,7 Al

Kopf, LEXAN

1200SX

130

0,7 Al

Körper, LEXAN

GE CT

 

 

 

8800, 9000I/II/HP

120

2,7 Al

Kopf, PMMA

8800, 9000I/II/HP

120

2,7 Al

Körper, PMMA

9800, 9800 Quick

120

2,7 Al

PTFE

9800, 9800 Quick

140

2,7 Al

PTFE

MAX

120

2,6 Al

PTFE

PACE

120

2,7 Al

PTFE

CGR CE

 

 

 

10000, 12000

130

1,0 Al + 0,3 Cu

PEEK

Philips Tomoscan

 

 

 

305N, 310, 350

120

3,5 Al

Al

305N, 310, 350

120

3,5 Al + 0,25 Cu

Al

310, 350

120

3,5 Al

AL

310, 350

120

3,5 Al + 0,25 Cu

Al

TX

120

1,4 Al + 0,1 Cu

Al

CX, CX/S

120

1,4 Al + 0,1 Cu

Al

LX

120

1,4 Al + 0,1 Cu

Al

TX

100

1,4 Al + 0,1 Cu

Al

TX

130

1,4 Al + 0,1 Cu

Al

LX

100

1,4 Al + 0,1 Cu

Al

LX

130

1,4 Al + 0,1 Cu

Al


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Berechnungen von Organdosen bei der CT werden heute in der Regel mit Hilfe der Konversionsfaktoren von Zankl und Mitarb. (1991) für die Phantome Adam und Eva und von Jones und Shrimpton (1991) für das hermaphrodite Erwachsenenphantom durchgeführt. Die Konversionsfaktoren von Zankl und Mitarb. (1993) für das Kind- und Babyphantom haben bis heute in der Literatur keine breite Anwendung gefunden. Die von Rosenstein und Mitarb. (1979) vorgestellten Konversionsfaktoren für ein Kindphantom sind heute relativ wenig bekannt. Berechnungen von Organdosen bei Kindern sollten vorzugsweise mit den Konversionsfaktoren von Zankl und Mitarb. erfolgen, da die zugrundeliegenden Phantome die Abmessungen und Organlagen des Kindes realistischer wiedergeben (Zankl und Mitarb. 1988). Die vier Phantome Adam, Eva, Kind und Baby können den Einfluß des Patientendurchmessers auf die Organdosen unter den vorgegebenen Strahlenqualitäten qualitativ wiedergeben (Abb. 2). Konversionsfaktoren zur Berechnung von Organdosen lassen sich auch aus Dosismessungen in einem gewebeäquivalenten Phantom gewinnen. Mini und Mitarb. (1995) entwickelten solche Konversionsfaktoren für Somatom Plus (Fa. Siemens) für Untersuchungen des Thorax, Abdomens und Beckens. Diese haben jedoch aufgrund der eingeschränkten Anwendbarkeit keine weite Verbreitung gefunden.


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Abb. 2 : Berechnete Organdosen der Leber und des Pankreas bei der CT des Oberbauches für die Phantome Adam, Eva, Kind und Baby bei gleicher Strahlenqualität (mittlere Photonenenergie 64,4 keV) und gleicher Achsendosis (6,20 mGy). Mit kleinerem Körperdurchmesser steigende Organdosis, wobei die Dosiszunahme für zentral gelegene Organe stärker ist

4.1.2 Meßverfahren

Die direkte Messung von Organdosen geschieht durch Messung am Patienten mit Hilfe von TLD. Einige Autoren wie beispielsweise Möller (1980) und Wroblewski (1981) haben die über den Organen auf der Haut gemessenen Energiedosen als Organdosen verwendet. Dies ist allerdings nur zulässig, wenn das betreffende Organ klein und oberflächlich lokalisiert ist. So kann die Oberflächendosis an den Augenlidern, der Schilddrüse und den Hoden als die entsprechenden Organdosen angenommen werden (Cohnen und Mitarb. 1998). Die Oberflächendosis über der Brust liegt etwa 11 % über der mittleren Brustdosis, sofern die gesamte Brust innerhalb der abgetasteten Körperregion liegt (Vogel und Kiss 1989). Zur Messung


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der Rektumdosis besteht die Möglichkeit einer direkten Dosimeterdeponierung (Seifert 1995a). Rosekrans und Mitarb. (1976) und Bengtsson und Mitarb. (1978) beschrieben Verfahren, bei denen in der konventionellen Röntgendiagnostik die Ovardosis intravaginal oder rektal gemessen wird. Bei der CT ist die Dosisverteilung innerhalb der Untersuchungsregion homogener als bei der konventionellen Röntgendiagnostik, so daß die intravaginale Dosis gute Abschätzungen für die Ovar- und Uterusdosis abgeben dürfte, sofern die Organe Ovar, Uterus und das Dosimeter vollständig innerhalb der Untersuchungsregion liegen. Aufgrund des Aufwandes und der möglichen Belastung für den Patienten sollte jedoch auf eine rektale oder intravaginale Dosismessung nach Möglichkeit verzichtet werden. Direkte Messungen von Energiedosen anderer Organe sind praktisch nicht möglich.

Die indirekte Messung von Organdosen wird an anthropomorphen Phantomen durchgeführt. Eine Vielzahl von solchen Phantomen wurde entwickelt. Diese Phantome bestehen aus einem menschlichen knöchernen Skelett, einem weichteilgewebeäquivalenten und einem lungenäquivalenten Material. Äquivalent bedeutet dabei, daß dieses Material gegenüber Röntgenstrahlung die gleichen Absorptions- und Streueigenschaften besitzt wie der menschliche Körper. Das bekannteste und am häufigsten verwendete gewebeäquivalente Phantom ist das Rando-Phantom (Langkowski und Mitarb. 1994, Hidajat und Mitarb. 1996d, Cohnen und Mitarb. 1998, Price und Mitarb. 1999). Dieses Phantom wurde von Alderson und Mitarb. (1962) zur Erstellung von Bestrahlungsplanungen entwickelt und sollte die homogenen Wasserphantome ersetzen, die die Dosisverteilung im Körper nur unzureichend wiedergeben können. Das Weichteilgewebe wird repräsentiert durch synthetische Isozyanat-Gummimasse mit einer Dichte von 0,985 g/cm³ und einer Ordnungszahl von 7,3. Diese Werte basieren auf den Standardmenschen der ICRU (ICRU 1956) und beinhalten eine Komposition aus Muskel, Fett und Flüssigkeiten. Das Lungengewebe wird repräsentiert durch Schaummaterial mit kleinen Zellen gleicher Größe mit einer Dichte von 0,3 g/cm³ und einer Ordnungszahl von 7,3. Die Ausdehnung der Lunge sollte etwa einer mittleren Inspirationstiefe entsprechen. Die Gewebeäquivalenz des Rando-Phantoms für Röntgenstrahlung mit Strahlenqualitäten in relativ hohen Energiebereichen wie bei der CT wurde von Shrimpton und Mitarb. (1981) verifiziert. Das Rando-Phantom besteht aus dem Kopf, Hals, Rumpf und den proximalen Oberschenkeln. In seinen Proportionen entspricht


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es einem Mann mit einer Körperlänge von 175 cm und einer Masse von 73,48 kg. Neben dem männlichen Phantom gibt es auch das weibliche Rando-Phantom, dessen Proportionen einem vollständigen Körper mit einer Größe von 155 cm und einer Masse von 50 kg entsprechen. Es können Zusatzteile aus dem gleichen weichteiläquivalenten Material oder aus Plexiglas für die Brust und Hoden an das Rando-Phantom befestigt werden (Ewen und Mitarb. 1980, Price und Mitarb. 1999).

Zwecks Dosimetrie ist das Phantom senkrecht zur Körperachse in 2,5 cm dicke Scheiben zerlegbar, nummeriert von 0 bis 35. Jede Scheibe enthält Bohrungen mit einem Durchmesser von 0,636 cm innerhalb eines Rasters von 3 cm x 3 cm zur Aufnahme von Dosimetern. Das Phantom wurde in das Dosimetriesystem RANDO (radiation analog dosimetry system) integriert, das auf einem kartesischen Koordinatensystem basierte. Die z-Achse fiel mit der Längsachse des Phantoms zusammen. Die x-Achse lag in der Koronarebene und die y-Achse stand senkrecht zu den beiden anderen.

Als Dosimeter wurden kleine Ionisationskammern in die Bohrungen eingesetzt (Alderson und Mitarb. 1962). Meßfilme können, durch eine elastische Filmkassette vor Lichtexposition geschützt, zwischen die Phantomscheiben plaziert werden (Alderson und Mitarb. 1962, Ewen und Mitarb. 1998). Heute werden zur Dosimetrie mit Rando-Phantom in den meisten Fällen TLD in Form von Stäbchen (Länge 6 mm, Durchmesser 1 mm), seltener TLD-Würfel (1 x 1 x 1 mm³) verwendet, die in die Bohrungen eingebracht werden (Nishizawa und Mitarb. 1991, Langkowski und Mitarb. 1994, Seifert 1995a). Seltener werden TLD-Plättchen (3,2 x 3,2 x 0,9 mm³) wie bei den Meßfilmen zwischen die Phantomscheiben plaziert (Hidajat und Mitarb. 1996d). Auch eignen sich die TLD zur Messung der Oberflächendosis am Phantom. Damit möglichst keine Röntgenstrahlung zwischen die Phantomscheiben eindringt und keine falschen Dosiswerte gemessen werden, müssen die Phantomscheiben während der Strahlenexposition gut aneinanderliegen. Die Phantomscheiben können auf dem CT-Tisch auch etwas gekippt plaziert werden, so daß die Röntgenstrahlung nicht ungeschwächt zwischen die Phantomscheiben gelangt. Die TLD werden in kleine Polyethylenschläuche eingebracht und sind somit vor mechanischer Beanspruchung, Verunreinigungen und Feuchtigkeit geschützt.


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Zur Ermittlung der Organdosen durch Messungen in einem Rando-Phantom muß die Lage der Organe im Phantom und die Plazierung der TLD vorher genau festgelegt werden. Da das Phantom senkrecht zur Körperachse in Scheiben zerlegt ist, wird die Lage der Organe im Phantom am häufigsten mittels CT-Anatomie bestimmt (Nishizawa und Mitarb. 1991, Geleijns und Mitarb. 1994, Adams und Mitarb. 1997), wobei häufig der Referenzmensch der ICRP 23 berücksichtigt wird (ICRP 1975, Adams und Mitarb. 1997). In der Regel wird für jedes Organ, dessen mittlere Dosis gewichtet in die effektive Dosis eingeht, mindestens 1 Dosimeter verwendet. Dabei muß auf eine gleichmäßige Verteilung der TLD geachtet werden. Für die Anzahl der zu verwendenden TLD gibt es keine offizielle Empfehlung. Bei der Bestimmung der Organdosis wird für die Phantomscheibe die mittlere Dosis des in dieser Scheibe enthaltenen Organteiles berechnet und diese Dosen über alle Phantomscheiben je nach prozentualem Anteil der Organteile am Gesamtorgan gewichtet gemittelt. Bei der Bestimmung der Dosis des roten Knochenmarks helfen die Angaben von Christy (1981) über die Verteilung des Organs. Von Huda und Sandison (1984) können Angaben über die Verteilung der Haut, des roten Knochenmarks und des Knochens erhalten werden.

Um möglichst viele Meßpunkte zur Verfügung zu haben, wurde von Langkowski und Mitarb. (1994) jede Bohrung der Phantomscheibe mit 2 TLD bestückt. Allein für den Uterus wurden 16 TLD und für die Ovarien 4 TLD verwendet. Für die Dosis des Lungenvolumens der Scheibe 16 standen 62 TLD zur Verfügung. Die Organdosis der Linse, Schilddrüse, Brust und Testis wurden mit je 10 TLD bestimmt. Für das rote Knochenmark wurden über 100 TLD verwendet (Tab. 7). Für 12 verschiedene CT-Untersuchungen wurden insgesamt 2575 TLD-Meßwerte erhalten. Ewen und Mitarb. (1980) bestückten die Lunge nur einseitig mit 7 TLD, die Schilddrüse mit 1 TLD, die Brust mit 4 und die Gonaden mit 2 TLD und benutzten für das rote Knochenmark 13 TLD. Geleijns und Mitarb. (1994) benutzten für die CT des Kopfes, des Thorax und des Abdomens jeweils etwa 200 TLD. Nach Gosch und Gursky (1990) müssen mindestens 30 Dosimeter im Phantom angeordnet sein, um die wichtigsten Organdosen gleichzeitig messen zu können.


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Tab. 7 : Verteilung des roten Knochenmarkes in % für einen 40-
jährigen Menschen nach Christy (1981) und die ANzahl der TLD, die
nach Langkowski und Mitarb. (1994) zur Ermittlung der Knochen-
marksdosis um die einzelnen Knochenanteile plaziert wurden

Körperteil

%

Anzahl der TLD

Schädel

7,6

34

Sternum

3,1

6-12

Rippen

16,1

8-24

Halswirbelsäule

2,5 *

12 **

Brustwirbelsäule

16,1

12 **

Lendenwirbelsäule

12,3

12 **

Os sacrum

9,9

12-18

Os coxae

17,5

14-22

Femur

6,7

---

Rest der Beine

0

---

Arme

2,3

---

* Wurde von Christy nicht angegeben. Der Knochenmarkanteil der
Halswirbelsäule wurde hier unter Berücksichtigung von Angaben
anderer Autoren (Ewen und MItarb. 1980, Neufang und Ewen 1986),
die den Anteil der Gesamtwirbelsäule mit 30% angeben, auf 2,5%
geschätzt
** 12 TLD pro Scheibe um den Wirbelkörper
--- Die Dosen in den Extremitäten sind im Rando-Phantom nicht meßbar

Andere anthropomorphe gewebeäquivalente Phantome unterscheiden sich vom Rando-Phantom durch das Material, das das Weichteilgewebe repräsentiert, die Größe und Dicke des Phantoms, die Anzahl und Dicke der Scheiben, in die das Phantom zerlegbar ist, und die Anzahl der Bohrungen zur Aufnahme der Dosimeter. Als Ersatz für den Weichteil kommen beispielsweise Wasser (Mini und Mitarb. 1995) und Harz (Smith und Mitarb. 1998) zur Anwendung. Das vom Phantom Laboratory (Salem, New York, USA) vertriebene Kopf-Phantom enthält Luft im Nasopharynx und Oropharynx, in den Nasennebenhöhlen und den Mastoidzellen, so daß die Dosisverteilung möglichst der in vivo entspricht. Es wird empfohlen, bei Phantomen mit einer geringen Anzahl von Meßebenen die axiale Dosisverteilung durch lineare Interpolation zu vervollständigen (Mini und Mitarb. 1995).

Dosismessungen am gewebeäquivalenten Phantom werden heute vor allem dort eingesetzt, wo die Dosen nicht durch eine Berechnung oder an einem homogenen Wasserphantom ermittelbar sind. Für die Elektronenstrahl-Computertomographie (EBT), für die keine Konversionsfaktoren existieren, wurden Organdosismessungen an einem weiblichen Rando-Phantom durchgeführt (Becker und Mitarb. 1998 und


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1999a). Ein Einsatzbereich liegt in der Untersuchung des Einflusses von Bleiabdeckungen auf die Dosen verschiedener Organe des Patienten, die nicht direkt exponiert werden (Hidajat und Mitarb. 1996d, Beaconsfield und Mitarb. 1998, Price und Mitarb. 1999). Ein weiterer Einsatzbereich besteht in der Untersuchung der Dosisverteilung innerhalb des menschlichen Körpers (Langkowski und Mitarb. 1994). Homogene Phantome geben die Absorptions- und Streueigenschaften der Haut, Muskeln und Knochen bei Röntgenstrahlung mit Photonenenergien bis zu 150 keV nur unzureichend wieder (Vogel und Kiss 1989) und könnten daher die Dosiswerte verfälschen.

4.2 Probleme und Lösungsmöglichkeiten

4.2.1 Berechnungsverfahren

Die Anwendung von Konversionsfaktoren zur Berechnung von Organdosen bei der CT beinhaltet eine Reihe von Problemen. Diese Probleme können in 4 Kategorien eingeteilt werden.

Zur ersten Kategorie gehört der Gesamtfehler bei der Erstellung der Konversionsfaktoren. Zu diesem Gesamtfehler gehören die Ungenauigkeit der Photonen-Wechselwirkungsquerschnitte und der statistische Fehler der Rechenmethode. Der Gesamtfehler liegt im Mittel bei ± 5%. Für ausgedehnte Organe wie das rote Knochenmark beträgt der Gesamtfehler nur etwa 1 bis 2%, während dieser für kleine Organe wie die Hoden oder Ovarien etwa 7 bis 8% ausmacht (Kramer und Mitarb. 1980)

Die zweite Kategorie der Problematik bei der Berechnung von Organdosen besteht in der Schwierigkeit, aus den zur Verfügung stehenden Datensätzen von Konversionsfaktoren denjenigen zu finden, der zum jeweiligen CT-Gerät paßt.


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Strahlenqualität

Ist nur die Röhrenspannung verschieden von den vorgegebenen, kann das Rechenergebnis über die CTDIw-Werte bei den jeweiligen Spannungen korrigiert werden, d.h.

Dabei bezeichnet CTDIw den gewichteten CTDI bei der vom Anwender eingestellten Röhrenspannung bzw. bei der für die Konversionsfaktoren auf der Tabelle oder im Rechenprogramm vorgegebenen Röhrenspannung.

Meist ist jedoch auch die Filterung verschieden von den vorgegebenen. Wird ein flacher Filter verwendet, dann kann die mittlere Photonenenergie oder Halbwertschichtdicke beim Hersteller erfragt werden und die geeigneten Konversionsfaktoren durch Inter- und Extrapolation der Konversionsfaktoren der GSF ermittelt werden.

Arbeitet das Gerät mit einem Formfilter, sollten gerätetypspezifische Konversionsfaktoren des NRPB verwendet werden. Allerdings waren die 23 Gerätetypen in den späten 80-er Jahren die meist benutzten in Großbritannien. Für die meisten heute zum Einsatz kommenden Gerätetypen wurden keine Konversionsfaktoren erstellt. Es kann versucht werden, von den 20 Gerätetypen mit Formfilter, für die Konversionsfaktoren des NRPB zur Verfügung stehen, denjenigen zu finden, der zum verwendeten Gerät am besten paßt. Allerdings wird die genaue Form und Stärke eines Formfilters häufig als Firmengeheimnis betrachtet (Jansen und Mitarb. 1996, persönliche Mitteilung Pauli, Fa. Siemens, 1999), so daß dem Anwender die Informationen fehlen, die zum Vergleich der Filterung des verwendeten Gerätes mit den Filterungen der 20 Gerätetypen notwendig sind. Zum Problem des Formfilters werden verschiedene Lösungsmöglichkeiten angeboten :

Informationen über die Form und Stärke des Formfilters können indirekt über Messungen der Dosis frei in Luft innerhalb des Fächerstrahls und Bestimmung der Halbwertschichtdicke in der Rotationsachse erhalten werden. Jansen und Mitarb.


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(1996) führten unter Berücksichtigung dieser Dosiswerte und der Halbwertschichtdicke eine Monte-Carlo-Berechnung an den mathematischen Phantomen Adam und Eva durch und zeigten für den Philips Tomoscan 350, daß der auf diese Weise erhaltene Wert für die effektive Dosis mit dem durch die Konversionsfaktoren des NRPB berechneten bis auf 10 % gut übereinstimmt.

Für die 23 vom NRPB angegebenen Gerätetypen variiert die normierte effektive Dosis, d.h. das Verhältnis der effektiven Dosis zur Achsendosis, um einen Faktor von bis zu 3, wobei für die CT des Abdomens der GE CT Max die kleinste und der Siemens Somatom DRG die größte normierte effektive Dosis besitzt. Der Philips Tomoscan LX für 120 kV besitzt eine mittlere normierte effektive Dosis. Der Wert für den GE CT Max ist 52% niedriger und der für den Siemens Somatom DRG um 44 % größer als der für den Philips Tomoscan LX. Eine Möglichkeit, um keine größeren Fehler bei der Wahl des passenden Gerätetyps zu machen, ist die Verwendung der Konversionsfaktoren für den Philips Tomoscan LX für 120 kV (Shrimpton und Edyvean 1998b).

Zeitlich aufwendiger, aber exakter ist die Messung der Halbwertschichtdicke auf der Rotationsachse und auf mehreren Punkten neben der Rotationsachse am verwendeten Gerät und an den Geräten, für die vom NRPB Konversionsfaktoren erstellt wurden. Auf diese Weise können die am besten passenden Strahlenqualitäten und Konversionsfaktoren ermittelt werden (Hill 1999). Zur Zeit wird ein Projekt auf nationaler Ebene in Großbritannien vom ImPACT (Imaging Performance Assessment of CT Scanners; a Medical Devices Agency evaluation group) und St George's Hospital Medical Physics Department durchgeführt, mit dem Ziel herauszufinden, für welche Gerätetypen welche bestehenden Konversionsfaktoren des NRPB verwendet werden können. Hierzu werden umfangreiche Messungen der Halbwertschichtdicke, Energiedosis in Luft auf und neben der Rotationsachse sowie CTDI-Messungen im Kopf- und Körperphantom mit einer 10 cm langen Ionisationskammer durchgeführt, wofür an jedem Gerätetyp 5 bis 7,5 Stunden aufgewendet werden (Shrimpton und Edyvean 1998b).

Fokus-Achsen-Abstand


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Das Gerät kann einen anderen Fokus-Achsen-Abstand (FAA) besitzen als der vorgegebene. Der FAA geht mittels des Abstands-Quadrat-Gesetzes bereits in die Achsendosis ein, so daß eine weitere Korrektur aufgrund der unterschiedlichen FAA allein nicht notwendig ist. Bei einem Formfilter kann eine Veränderung des FAA dazu führen, daß die auf denselben Körperanteil gerichtete Strahlung etwas anders geschwächt wird.

Rotationswinkel

Der Rotationswinkel beträgt bei den meisten der heute eingesetzten Geräte 360°. Dies hat eine ältere Studie von 1988 bereits gezeigt (Panzer und Mitarb. 1988 und 1989a). Selten kommt es vor, daß der auf dem Rücken liegende Körper mit einem Winkel von 180° exponiert wird. Für den Erwachsenen existieren in solchen Fällen keine Konversionsfaktoren. Für das Kind und Baby bietet die GSF auch Konversionsfaktoren für solche Expositionsbedingungen an, wo eine 180°-Rotation um die vordere Seite des Körpers durchgeführt wird. In Ausnahmefällen erfolgt die Rotation aber um die hintere Seite des Körpers. Da die Konversionsfaktoren für eine 360°-Rotation den arithmetischen Mittelwert derer für eine 180°-Rotation um die vordere und hintere Seite darstellen, kann die Organdosis im Falle einer 180°-Rotation um die hintere Seite in folgender Weise berechnet werden (Zankl und Mitarb. 1993) :

DOrgan,180°,hintere Seite = 2 x DOrgan,360° - DOrgan,180°,vordere Seite

Fächerstrahl

Bei Verwendung eines asymmetrischen Fächerstrahls gelten die Konversionsfaktoren der GSF für Adam und Eva oder des NRPB nur für zentral gelegene Organe, die bei jeder Projektion stets vom symmetrischen Anteil des asymmetrischen Fächerstrahls exponiert werden. Für peripher gelegene Organe stellen die zugehörigen Konversionsfaktoren obere Grenzen dar (Zankl und Mitarb. 1992).

Zur dritten Kategorie der Problematik zählen die Untersuchungsparameter, die verschieden von den vorgegebenen sein können.


40

Schichtdicke

Wird eine andere Schichtdicke verwendet als die vorgegebene, so muß die berechnete Organdosis korrigiert werden, denn das Dosislängenprodukt für eine Einzelschicht und die Anzahl der Schichten hängen von der Schichtdicke ab. Der Korrekturfaktor f ist dann

oder

Ist die Abtastung kontinuierlich, d.h. Schichtdicke gleich Schichtabstand, gilt

Dabei ist sd die verwendete nominelle Schichtdicke, ssd die vorgegebene Standardschichtdicke von 10 mm bei den Konversionsfaktoren der GSF und von 5 mm bei denen des NRPB. Der CTDIw ist für die meisten einstellbaren Schichtdicken praktisch gleich, was durch entsprechende schichtdickenangepaßte röhrenseitige Kollimation realisiert ist. Bei vielen Geräten, beispielsweise bei der Somatom-Familie der Fa. Siemens ist der CTDIw für die nominelle Schichtdicke von 2 mm praktisch doppelt so hoch wie für 1 mm, da bei der Schichtdicke 1 mm gegenüber 2 mm nur detektorseitig enger kollimiert wird.

Die Basisformel

kann dann für eine beliebige nominelle Schichtdicke in die allgemeinere Formel


41

überführt werden. Durch die in f enthaltene Anzahl der Schichten wird gleichzeitig auch der Schichtabstand berücksichtigt, falls die Abtastung nicht lückenlos oder überlappend ist.

Schichtlage

Ist die Lage der Schichten verschieden von der der Landmarken der GSF oder der slabs des NRPB, so kann zwischen den Konversionsfaktoren der benachbarten Landmarken bzw. slabs interpoliert werden (Kalender und Mitarb. 1999b). Dies ist für die klinische Anwendung von geringer Bedeutung, da eine mm genaue Zuordnung der Untersuchungsregion zur zugehörigen Region des mathematischen Phantoms aufgrund des unterschiedlichen Aufbaus zwischen mathematischem Phantom und Mensch ohnehin nicht möglich ist und bei den meisten Untersuchungsregionen für das Ergebnis unerheblich ist.

Schichtrichtung

Die Monte-Carlo-Simulationen wurden mit Einzelschichten durchgeführt, die senkrecht zur Körperlängsachse ausgerichtet sind. Es existieren keine Konversionsfaktoren, die spezielle Neigungen der Gantry berücksichtigen, wie beispielsweise bei der CT des Gehirns, um die Augenlinsen und Teile des knöchernen Gesichtsschädels vor der direkten Strahlenexposition zu schützen, oder bei der CT der Wirbelsäule mit bandscheibenparallelen Schichten. Ein Extremfall ist die koronare Schnittführung in der Schädelregion, bei der neben einer starken Gantryneigung auch eine Überstreckung des Kopfes notwendig ist und die häufig bei pathologischen Veränderungen des Orbitabodens, beispielsweise Orbitabodenfraktur durchgeführt wird. Die Untersuchung des Hirnstamms erfordert eine spezielle Gantryneigung und nicht axiale Abtastung, um Aufhärtungsartefakte zwischen den beiden Felsenbeinen zu verringern. Eine Dosisberechnung kann für eine Untersuchungsregion erfolgen, bei der die oberste Schicht durch den am weitesten kranial und die unterste Schicht durch den am weitesten kaudal gelegenen direkt


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exponierten Körperteil verläuft. Die so berechneten Dosiswerte stellen maximale Schätzwerte dar.

Spiral-CT

Die spiralförmige Abtastung wurde erst in den frühen 90-er Jahren in die Klinik eingeführt (Kalender und Mitarb. 1990a und 1990b) und konnte bei der Erstellung der Konversionsfaktoren nicht berücksichtigt werden. Auch in den Anleitungen zur Anwendung der Konversionsfaktoren wird die Spiral-CT nicht erwähnt. Die Konversionsfaktoren gelten ganz streng genommen für die konventionelle CT (Standard-CT oder "Schicht für Schicht"-CT).

Die Dosisverteilung innerhalb des Körpers bei der Spiral-CT unterscheidet sich von der bei der konventionellen CT. Dies betrifft sowohl die axiale als auch radiale Dosisverteilung und wurde filmdosimetrisch innerhalb eines quaderförmigen Phantoms gezeigt (Hidajat und Mitarb. 1998a und 1999a). In Abhängigkeit von der Schichtkollimation kann es bei der konventionellen CT an den Übergangsbereichen von zwei benachbarten Schichten zu relativen Dosisspitzen kommen. Diese treten am stärksten in der Nähe der Körpermitte auf, da hier die Dosisprofile am breitesten sind (Abb. 3 und 4). Solche Dosisspitzen bleiben bei der Spiral-CT aus. Bei der Spiral-CT wird aufgrund des kontinuierlichen und gleichmäßigen Tischvorschubs jeder Punkt innerhalb der Scanregion vom Primärstrahlenbündel erfaßt, und zwar sowohl vom Zentralstrahl als auch von den Bereichen außerhalb des Zentralstrahls. Hierdurch werden die Dosisschwankungen in axialer Richtung im Vergleich zu denen bei der konventionellen CT bereits reduziert. Bei annähernd symmetrischem und homogenem Körper, dessen Längsachse mit der Rotationsachse des Systems zusammenfällt, ist die Dosis in der Nähe der Körpermitte in axialer Richtung gleichmäßig. Dies ist am deutlichsten erkennbar bei Abtastungen, bei denen der Tischvorschub größer ist als die Schichtdicke. Bei der konventionellen CT entstehen Abtastlücken, die parallel zur Schichtebene ausgerichtet sind. Bei der Spiral-CT entstehen Dosistäler und Schichten, die sich in den äußeren Regionen des Körpers an gleichen Tischpositionen gegenüberstehen. In der Nähe der Körpermitte treten bei der Spiral-CT keine Dosisschwankungen auf (Abb. 5 und 6).


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Abb. 3 : Meßfilme (x-omat, Kodak, Rochester, USA), exponiert innerhalb eines quaderförmigen Phantoms aus Plexiglas,
links mit einer konventionellen CT mit 12 Schichten, einer Schichtdicke von 5 mm und einem Schichtabstand von 5 mm,
rechts mit einer Spiral-CT mit 12 Rotationen, einer Schichtdicke von 5 mm und einem pitch von 1.
Lokale Filmschwärzungsspitzen bei der konventionellen CT (Pfeil)


44

Abb. 4 : Axiales Dichteprofil auf dem Meßfilm von Abb. 3. Ähnliche Dichteprofile bei der konventionellen CT und Spiral-CT. Die auf dem Meßfilm sichtbaren Dosisspitzen bei der konventionellen CT erweisen sich als lokale Dosisspitzen, da die optischen Dichten im Bereich der Rotationsachse niedriger bleiben als die in der Nähe der Körperoberfläche


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Abb. 5: : Meßfilme (x-omat, Kodak, Rochester, USA), exponiert innerhalb eines quaderförmigen Phantoms aus Plexiglas,
links mit einer konventionellen CT mit 6 Schichten, einer Schichtdicke von 5 mm und einem Schichtabstand von 10 mm,
rechts mit einer Spiral-CT mit 6 Rotationen, einer Schichtdicke von 5 mm und einem pitch von 2.
Keine sichtbare Schwankung der Filmschwärzung in Höhe der Rotationsachse bei der Spiral-CT (Pfeil)


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Abb. 6 : Axiales Dichteprofil auf dem Meßfilm von Abb. 5. Im Vergleich zur konventionellen CT geringere Schwankung der optischen Dichte und praktisch fehlende Schwankung der optischen Dichte im Bereich der Rotationsachse bei der Spiral-CT


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Die radiale Dosisverteilung ist bei der konventionellen CT symmetrisch bezüglich der Rotationsachse. Bei der Spiral-CT entsteht durch den kontinuierlichen Tischvorschub eine asymmetrische radiale Dosisverteilung, da die Dosis im Bereich des Zentralstrahls auf der Eintrittsseite immer einem Dosistal auf der anderen Seite gegenübersteht.

Eine weitere Besonderheit der spiralförmigen Abtastung besteht darin, daß der Patient von der Seite, an der die Röhrenrotation beginnt und endet, insgesamt über eine längere Strecke exponiert wird als von der anderen Seite. Diese Strecke beträgt ein Tischvorschub.

Die Unterschiede in der axialen und radialen Dosisverteilung und in der bestrahlten Länge der Körperregion von unterschiedlichen Seiten bedeuten nicht unerhebliche Unterschiede in den Energiedosen. Für die Berechnung der Patientendosis, ausgedrückt als Organdosis und effektive Dosis, haben diese Unterschiede wahrscheinlich keine hohe Relevanz, da die Dosen für jedes Organ gemittelt werden und die meisten Organe im Vergleich zur Schichtdicke und zum Tischvorschub sehr groß sind.

Ein häufig nicht beachteter Unterschied zwischen den beiden Scantechniken ist derjenige, daß bei der Abtastung mittels Spiral-CT die Scanregion am Anfang und Ende jeweils um eine Rotation verlängert wird, da die Rekonstruktion der planaren Daten auf Interpolationsmethoden beruht (Kalender und Mitarb. 1990a, 1990b und 1991). Bei der Berechnung ist die Scanregion um jeweils eine Schicht nach kranial und nach kaudal zu verlängern.

Die vierte Kategorie der Problematik besteht in der Ungenauigkeit, die für ein Phantom berechnete Organdosis als Organdosis eines Menschen oder sogar eines individuellen Patienten anzusehen. Unterschiede zwischen dem mathematischen Phantom und dem Menschen in der radialen Position der Organe haben keine wesentliche Wirkung auf die Organdosis, da die Tiefendosiskurven, d.h. der Abfall der Dosis von der Oberfläche zur Mitte des Körpers, vergleichsweise flach sind, vor allem im Bereich der Körpermitte. In einem Rando-Phantom führt eine Verschiebung der Uterusregion um 1 cm in radialer Position innerhalb eines Radius von 6 cm um


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die Körpermitte nur zu einem Dosisunterschied von unter 3 % (Zankl und Mitarb. 1991). Aus Dosismessungen an anthropomorphen Phantomen läßt sich belegen, daß die Dosen von Organen an unterschiedlichen radialen Positionen sich nur wenig voneinander unterscheiden, sofern sie vollständig innerhalb des Untersuchungsvolumens liegen. Nach den Meßwerten von Langkowski und Mitarb. (1994) beträgt bei der CT des Thorax das Verhältnis zwischen der Mammadosis und der Lungendosis 1,10. Mini und Mitarb. (1995) fanden bei der CT des Thorax zwischen der Mammadosis und der Ösophagusdosis ein Verhältnis von 1,46, bei der CT des Abdomens zwischen der Nierendosis und der Pankreasdosis ein Verhältnis von 1,53 und bei der CT des Beckens zwischen der Dünndarmdosis und der Ovariendosis ein Verhältnis von 1,35. Nach Messungen von Smith und Mitarb. (1994) beträgt bei der CT des Kopfes das Verhältnis zwischen der Linsendosis und der Gehirndosis bei acht verschiedenen Gerätetypen maximal 1,44. Dosisberechnungen mittels Konversionsfaktoren des NRPB (Jones und Shrimpton 1991) zeigen bei vier verschiedenen Gerätetypen, daß das Dosisverhältnis bei der CT des Kopfes zwischen der Augenlinse und dem Gehirn maximal 1,01 bis 1,32 und bei der CT des gesamten Abdomens zwischen peripher und zentral gelegenen Organen maximal 1,33 bis 1,54 beträgt (Abb. 7). Bei Kindern mit ihrem geringeren Körperumfang sind die Dosisunterschiede zwischen Organen in unterschiedlichen radialen Positionen geringer als bei Erwachsenen.

Die Unsicherheit bei der Übertragung der Rechenergebnisse auf einen Menschen besteht aber darin, daß das Phantom hinsichtlich der axialen Organlagen, d.h. der Höhe im Phantom und kraniokaudalen Ausdehnung der einzelnen Organe gravierende Unterschiede zum Menschen aufweist. Wie aus den axialen Lagen der Körperregionen und Organe bei Adam und Eva, die in Tab. 8 zusammengestellt sind, abgeleitet werden kann, liegen beispielsweise Lunge und Brust vollständig oberhalb der Leber. Dünn- und Dickdarm sind vollständig innerhalb des Beckens lokalisiert und haben mit den inneren Organen des Oberbauches praktisch keine Höhenüberlappung (Hidajat und Mitarb. 1996b). In zahlreichen Arbeiten werden mittels Konversionsfaktoren berechnete Patientendosen für verschiedene CT-Untersuchungen angegeben (Crawley and Rogers 1994, Lemke und Mitarb. 1995, Gosch und Mitarb. 1998). Selten wird darauf hingewiesen, daß durch die Unterschiede zwischen dem Menschen und dem mathematischen Phantom in den


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Abb. 7 : Maximales Verhältnis von Organdosen innerhalb der Untersuchungs-region : Bei der CT des Kopfes Dosisverhältnis Augenlinse / Gehirn, bei CT des gesamten Abdomens Dosisverhältnis Harnblase / Milz (GE 9800), Nieren / Pankreas (Philips Tomoscan LX), Nieren / Pankreas (Picker 1200 SX) bzw. Nieren / Nebennieren (Siemens Somatom DRH)


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Tab. 8 : Axiale Lage der Körperregionen / Organe innerhalb der mathematischen
Phantome Eva und Adam, beschrieben durch die Lagebeziehung zu den
Landmarken und den Wirbeln

Körper-
region /

Organ

Phantom Eva

Phantom Adam

Land-
marke

Wirbel

Land-
marke

Wirbel

Schädel

89-75

 

94-79

 

HWS

74-65

 

78-69

 

BWS

63-39

 

67-41

 

Lunge

64-41

C7/Th1 - Th11/12

68-44

C7/Th1 - Th11

Brust

53-42

Th6 - Th11

 

 

LWS

37-42

 

38-25

 

Leber

41-26

Th11/12 - L4

43-28

Th11/12 - L4

Magen

41-26

Th11/12 - L4

44-28

Th11 - L4

Milz

41-30

Th11/12 - L3

43-32

Th11/12 - L2/3

Pankreas

38-22

Th12/L1 - L2/3

41-34

Th12 - L2/3

Nieren

36-26

L1 - L4

38-28

L1 - L4

Dünndarm

26-16

L4 - mittler. Sakrum

27-18

L4 - mittler. Sakrum

Kolon(I)

26-14

L4 - unter. Sakrum

27-15

L4 - unter. Sakrum

Kolon(II)

23- 1

L5 - Rumpfende

24- 1

L5 - Rumpfende

Sakrum + Kokzyg.

22- 8

 

24- 8

 

Ovarien

16-12

unter. Sakrumdrittel

 

 

Uterus

15-12

unter. Sakrumdrittel

 

 

Harnblase

11- 5

unter. Sakr.-Kokzyg

12- 5

unter. Sakr.-Kokzyg.

Beckenknochen

25- 1

 

27- 1

 

Hoden

 

0- -4

 

Kolon(I) = Colon asc + transv
Kolon(II) = Colon desc + sigm


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Organlagen große Fehler in der Berechnung der Organdosen zu erwarten sind. Auch in den das Tabellenwerk der Konversionsfaktoren mitgelieferten Handbüchern sind Erläuterungen zu Unterschieden in den axialen Positionen der Organe und deren Folgen für die Rechenergebnisse nicht gegeben.

Im folgenden wird für die CT-Untersuchungen des Thorax und des Abdomens untersucht, inwieweit die Unterschiede zwischen dem Menschen und dem mathematischen Phantom in den axialen Organlagen zu Fehlschätzungen der Organdosen führen können. Es wird eine Lösungsmöglichkeit gesucht, die mit hohem Aufwand erstellten und leicht anwendbaren Konversionsfaktoren für die Dosisberechnung zu nutzen.

Methodik

Für die Berechnungen der Organdosen dienten die Konversionsfaktoren der mathematischen Phantome Adam und Eva der GSF. Es wurde eine Spannung von 125 kV und eine Filtration mit 2,2 mm Al + 0,2 mm Cu (Strahlenqualität B) angenommen. Da die angegebene Strahlenqualität der eines Siemens Somatom DRH ähnelt, wurde die an einem solchen Gerät gemessene Achsendosis von 10,64 mGy pro 100 mAs für eine Schichtdicke von 8 mm (eigene Messung) für die Dosisberechnungen verwendet. Das Strom-Zeit-Produkt wurde auf 280 mAs eingestellt. Da am Somatom DRH eine der Landmarke entsprechende Schichtdicke von 10 mm nicht eingestellt werden kann, wurde angenommen, daß die gemessene Achsendosis wie bei anderen CT-Geräten der Fa. Siemens für 10 und 8 mm sehr ähnlich ist. Gemäß den Empfehlungen von ICRP 60 (ICRP 1991) zur Abschätzung des Strahlenrisikos wurden die mittleren Dosen von risikorelevanten Organen ermittelt. Die effektiven Dosen für die Phantome Eva und Adam wurden gemittelt. Für die Berechnung der Ösophagusdosis, die in die effektive Dosis mit eingeht, mußte eine weitere Abschätzung erfolgen, da für den Ösophagus keine Konversionsfaktoren angegeben sind. Hierbei wurde die mittlere Ösophagusdosis bestimmt als 1/6 der Schilddrüsendosis plus 5/6 der Lungendosis (Geleijns und Mitarb. 1994).

Betrachtet wurden die CT des Thorax, des Oberbauches, des Pankreas, des Beckens und des gesamten Abdomens bezüglich möglicher Fehlschätzungen der Organdosen. Dabei wurde als Thorax der gesamte thorakale Körperabschnitt von der


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Lungenspitze bis zum Lungenunterrand bezeichnet. Der Oberbauch erfaßte die Region von der Zwerchfellkuppe bis zum Unterrand der Nieren. Als Pankreasregion wurde der Körperabschnitt vom Pankreasoberrand bis zum -unterrand angesehen. Als Becken galt die Region vom Oberrand des knöchernen Beckens bis zum Beckenboden und als gesamtes Abdomen der Körperabschnitt von der Zwerchfellkuppe bis zum Beckenboden. Es wurden gemäß der in Tab. 9 angegebenen Untersuchungsregionen die Organdosen berechnet und hieraus die effektiven Dosen ermittelt.

Tab. 9 : Die verschiedenen Untersuchungsregionen relativ zu den Landmarken
der beiden Phantome Eva und Adam

Untersuchungsregion

Landmarke

 

Phantom Eva

Phantom Adam

Thorax

 

 

(Lungenspitze bis Lungenunterrand)

64-41

68-44

Oberbauch

 

 

(Zwerchfellkuppe bis Nierenunterrand)

41-26

43-28

Pankreas

 

 

(Pankreasoberrand bis -unterrand)

38-32

41-34

Becken

 

 

(Beckenoberrand bis Beckenboden)

26- 1 *

28- 1

gesamtes Abdomen

 

 

(Zwerchfellkuppe bis Beckenboden)

41- 1

43- 1

* Beckenoberrand entspricht Darmoberrand (Kramer und Mitarb. 1982)

Die Abstände der einzelnen Organe des Phantoms zu den Untersuchungsregionen lassen sich aus Tab. 8 und 9 ersehen. Dagegen können die anatomischen Verhältnisse des Menschen interindividuell sehr unterschiedlich sein, so daß Annahmen gemacht werden müssen. Es wurde davon ausgegangen, daß bei der CT des Thorax etwa 1/5 des Oberbauches direkt exponiert wird, bei der CT des Oberbauches und des gesamten Abdomens 1/8 der Lunge und bei der CT des


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Oberbauches und des Pankreas die obere Hälfte des Dünndarms und das obere Viertel des Kolons innerhalb der Untersuchungsregion liegen. Der gleiche Anteil des Dünndarms und des Kolons wurde bei der CT des Beckens beim Menschen als außerhalb der Untersuchungsregion gelegen angesehen. Bei der CT des Thorax wurde außerdem 1/4 der Brust als außerhalb der Untersuchungsregion gelegen angesehen.

Liegt ein Organ beim Phantom außerhalb der Untersuchungsregion und beim Menschen zum Teil innerhalb dieser Region, so wurden zur in Tab. 9 angegebenen Untersuchungsregion zusätzliche Schichten durch den Teil des Organs betrachtet, der beim Menschen innerhalb der Untersuchungsregion liegen würde. Wird dieses Organ beim Menschen nur am Rande der Untersuchungsregion direkt exponiert, wie beispielsweise die Lunge bei der CT des Oberbauches, so wird die durch die zusätzlichen Schichten entstandene Organdosis zu der zuvor ermittelten Organdosis hinzuaddiert. Wird das Organ in einem großen Teil der Untersuchungsregion direkt exponiert, wie beispielsweise der Darm bei der CT des Oberbauches und des Pankreas, so wird die durch die zusätzlichen Schichten entstandene Organdosis als neue Organdosis angenommen. Liegt der umgekehrte Fall vor, das heißt, ein Organ liegt beim Phantom vollständig innerhalb der Untersuchungsregion, beim Menschen jedoch zum Teil außerhalb dieser Region, dann wurden Schichten durch den Teil des Organs gelegt, der beim Menschen innerhalb der Untersuchungsregion liegen würde. Die durch diese Schichten entstandene Organdosis wird als neue Organdosis angenommen. Die effektiven Dosen wurden erneut unter Berücksichtigung der neuen Organdosen bestimmt.

Um die neuen Organdosen zu berechnen, müssen die für den Menschen angenommenen Verhältnisse und die topographische Beziehung der Organe zur Untersuchungsregion im Phantom simuliert werden. Hierbei wurden beim Phantom von einer kraniokaudalen Gesamtausdehnung des Oberbauches von 16 cm, der Lunge von 24 bzw. 25 cm, des Dünndarms von 11 bzw. 10 cm und des Kolons von 26 bzw. 27 cm ausgegangen (Tab. 8). Entsprechend wurden bei der CT des Thorax die oberen drei Landmarken des Oberbauches als zusätzliche Schichten betrachtet, bei der CT des Oberbauches die unteren drei Landmarken der Lunge und bei der CT des Oberbauches und des Pankreas die oberen 6 Landmarken des Dünndarms und


54

des Kolons. Bei der CT des Beckens wurde der gleiche Anteil des Dünndarms und des Kolons als außerhalb der Untersuchungsregion gelegen angesehen. Außerdem wurden bei der CT des Thorax die unteren 3 Landmarken der Brust als außerhalb der Untersuchungsregion gelegen angesehen.

Ergebnisse

Aus Tab. 8 ist ersichtlich, daß zwischen dem weiblichen und dem männlichen Phantom im Hinblick auf die Lage der thorakalen und abdominellen Organe ein Unterschied von maximal einer halben Wirbelhöhe besteht. Ausgehend von den Organlagen im Phantom ist bei der CT des Thorax die Brust vollständig erfaßt, und die Oberbauchorgane Magen, Leber und Milz liegen im Gegensatz zu den Verhältnissen des Menschen vollständig außerhalb der Untersuchungsregion. Analog befinden sich bei der CT des Oberbauches, ausgehend vom Phantom, die Lunge und die Brust vollständig außerhalb der Untersuchungsregion. Der Magen reicht beim Phantom weiter nach kaudal als beim erwachsenen Menschen in Rückenlage und wird bei jeder Schicht durch den Oberbauch und das Pankreas mit erfaßt. Der Dünndarm und das Kolon des Phantoms liegen vollständig intrapelvin und zeigen zum Pankreasunterrand einen Abstand von anderthalb Wirbelhöhen. Eine direkte Exposition des Dünndarms und des Kolons bei der CT des Oberbauches und des Pankreas liegt bei den Organlagen des Phantoms nicht vor, während bei der CT des Beckens der gesamte Darm direkt exponiert wird.

Die Berücksichtigung der anatomischen Verhältnisse des Menschen kann bei der CT des Thorax, des Oberbauches, des Beckens und des gesamten Abdomens zu Abweichungen der berechneten Organdosen um einen Faktor von bis zu 3,47 führen. Die stärksten Abweichungen der Organdosen zeigen sich jedoch bei der CT des Pankreas und betreffen die Dosis des Colon descendens und sigmoideum mit einem Faktor von 15,19 (Abb. 8-11). Die effektiven Dosen ändern sich am stärksten bei der CT des Oberbauches und des Pankreas mit einem Faktor von 1,15 und am wenigsten bei der CT des gesamten Abdomens mit einem Faktor von 1,04. Bei der CT des Thorax liegt die Abweichung der effektiven Dosis bei einem Faktor von 1,09 und bei der CT des Beckens bei einem Faktor von 0,94. Wird berücksichtigt, daß bei der CT des Thorax 1/4 der Brust außerhalb der Untersuchungsregion liegt, sinkt die Brustdosis um 14%. Damit wird die Anhebung der effektiven Dosis durch die


55

zusätzliche Exposition der Oberbauchorgane teils ausgeglichen und die Abweichung der effektiven Dosis reduziert sich für das Phantom Eva vom Faktor 1,08 auf 1,06.


56

Abb. 8 : Berechnete Organdosen und effektive Dosis bei der CT des Thorax ohne direkte Exposition des Oberbauches und mit direkter Exposition der oberen drei Landmarken der Oberbauchorgane. Die Zahlen über den Balken bezeichnen die Faktoren, mit denen sich die Dosen unterscheiden.


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Abb. 9 : Berechnete Organdosen und effektive Dosis bei der CT des Oberbauches ohne direkte Exposition der Lunge, des Kolons und Dünndarms und mit direkter Exposition der unteren drei Landmarken der Lunge und oberen sechs Landmarken der Darmorgane. Die Zahlen über den Balken bezeichnen die Faktoren, mit denen sich die Dosen unterscheiden. (Kolon(I) = Colon asc + transv, Kolon(II) = Colon desc + sigm)


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Abb. 10 : Berechnete Organdosen und effektive Dosis bei der CT des Pankreas ohne direkte Exposition des Kolons und Dünndarms und mit direkter Exposition der oberen sechs Landmarken der Darmorgane. Die Zahlen über den Balken bezeichnen die Faktoren, mit denen sich die Dosen unterscheiden. (Kolon(I) = Colon asc + transv, Kolon(II) = Colon desc + sigm)


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Abb. 11: Berechnete Organdosen und effektive Dosis bei der CT des Beckens mit direkter Exposition des gesamten Kolons und Dünndarms und ohne direkte Exposition der oberen sechs Landmarken der Darmorgane. Die Zahlen über den Balken bezeichnen die Faktoren, mit denen sich die Dosen unterscheiden. (Kolon(I) = Colon asc + transv, Kolon(II) = Colon desc + sigm)


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Diskussion

Die Festlegung der computertomographisch zu untersuchenden Körperregion hängt von der klinischen Fragestellung ab und muß vor allem bei jungen Patienten die Strahlenexposition und das damit verbundene Strahlenrisiko berücksichtigen. Die Dosisabschätzungen sind aber aufgrund der Unterschiede zwischen den Organlagen des Phantoms und der gewohnten Anatomie häufig sehr schwierig. Es stellt sich die Frage, wie groß die Abweichungen von den tatsächlichen Organdosen sind und welchen Einfluß diese Abweichungen auf die Risikoabschätzung haben.

In dem Fall, daß ein Organ sich beim Phantom außerhalb der Untersuchungsregion und beim Menschen zum Teil innerhalb dieser Region befindet, wird die Organdosis fälschlicherweise als reine Streustrahlendosis berechnet. So wird infolge der fehlenden Höhenüberlappung zwischen dem Thorax und dem Abdomen des Phantoms die Magen-, Leber- und Milzdosis bei der CT des Thorax unterschätzt. Während die Grenze zwischen dem Thorax und dem Abdomen des Phantoms in Höhe des 11. und 12. Brustwirbels realistisch ist, reicht der Magen des Phantoms im Vergleich zur Lage beim erwachsenen Menschen in Rückenlage viel weiter nach kaudal. Somit wird bei der CT des Thorax die mittlere Organdosis unterschätzt. Der mit dem Abstand nahezu exponentielle Dosisabfall (Burgess 1985) verstärkt diese Unterschätzung der Magendosis. Weitere Unterschätzungen der Organdosen betreffen die Lunge bei der CT des Oberbauches und des gesamten Abdomens, in vielen Fälen auch die Brust, wenn die unteren Anteile in Wirklichkeit direkt exponiert werden. Eine stärkere Diskrepanz zwischen dem Phantom und dem Menschen besteht in der intrapelvinen Lage des gesamten Darms beim Phantom, die zur Unterschätzung der Organdosis bei der CT des Oberbauches und des Pankreas führt. Bei der CT des Pankreas muß die Dosisunterschätzung wegen des größeren Abstandes zwischen dem Darm und dem Pankreas beim Phantom ganz erheblich sein.

In dem Fall, daß ein Organ beim Phantom innerhalb der Untersuchungsregion, beim Menschen aber zum Teil außerhalb dieser Region liegt, wird bei den Berechnungen fälschlicherweise von einer direkten Exposition des gesamten Organs ausgegangen. Dies kann bei der CT des Thorax zu einer Überschätzung der Brustdosis führen. Bei der CT des Beckens müssen die Dosen des Dünndarms und des Kolons überschätzt


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sein. Überschätzungen der Organdosen liegen auch vor, wenn das Organ beim Phantom näher zur Untersuchungsregion liegt als beim Menschen, und betreffen beispielsweise die Magen- und Leberdosis bei der CT des Beckens. Die Magendosis wird bei der CT des Pankreas überschätzt, da der Magen beim Phantom in der gesamten Untersuchungsregion direkt exponiert wird, während beim Menschen nur der untere Teil des Magens und obere Teil des Pankreas sich überlappen.

Die Unterschätzungen der Magen- und Leberdosis bei der CT des Thorax sind vereinbar mit den Ergebnissen von Geleijns u. Mitarb. (1994). Die Autoren verglichen die mittels der mathematischen Phantome Adam und Eva und des hermaphroditen Phantoms berechneten Organdosen mit den in einem Rando-Phantom gemessenen Organdosen. Dabei wurden im Rando-Phantom Thermolumineszenzdosimeter entsprechend den anatomischen Verhältnissen des Menschen eingesetzt. Die berechnete Magen- und Leberdosis betrugen etwa 27% bzw. 43% der gemessenen Organdosen.

Realistisch sind die Dosen derjenigen Organe, die sowohl beim Phantom als auch beim Menschen innerhalb der Untersuchungsregion liegen. Hierauf wurde hingewiesen (Geleijns und Mitarb. 1994). Bei einer Ganzkörper-CT-Untersuchung unterscheiden sich die in einem anthropomorphen Phantom mittels Thermolumineszenzdosimeter gemessenen mittleren Dosen von den an einer dreidimensionalen mathematischen Rekonstruktion des gleichen Phantoms berechneten um höchstens 15% (Veit und Mitarb. 1992). Dies zeigt, daß die Energieabsorptionen im menschenäquivalenten Gewebe durch die Monte-Carlo-Berechnungen adäquat simuliert werden.

Die beschriebenen Unterschiede zwischen den Organlagen des Phantoms und den anatomischen Verhältnissen des Menschen zu quantifizieren, ist praktisch nicht möglich. Entsprechend ist es äußerst schwierig, die damit verknüpften Fehlschätzungen der Organdosen zu quantifizieren. Dies wurde hier versucht, indem derjenige Organteil, dessen topographische Beziehung zur Untersuchungsregion beim Phantom nicht mit der beim Menschen übereinstimmt, gesondert betrachtet wurde. Dieser Organanteil kann natürlich nur grob geschätzt werden.


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Die in dieser Arbeit beschriebenen Abweichungen der Organlagen des Phantoms von der Realität sind für die effektive Dosis in der Regel kaum von Bedeutung. Dies ist bereits an der Tatsache zu erkennen, daß die Dosen derjenigen Organe, die zwangsläufig korrekt in der Zielregion liegen, wie die Lunge bei der CT des Thorax, vergleichsweise hoch sind und entsprechend großen Beitrag zur effektiven Dosis liefern, das heißt, ein großer Teil der berechneten effektiven Dosis ist bereits realistisch. Bei der CT des gesamten Abdomens liefern mehr Organe einen realistischen Beitrag zur effektiven Dosis als bei der CT des Oberbauches und des Pankreas, so daß die Fehlschätzung der effektiven Dosis geringer sein muß. Fehlschätzungen von Organdosen sind für die effektive Dosis praktisch bedeutungslos, wenn diese Organe kleine Wichtungsfaktoren haben wie der Dünndarm und das Colon ascendens und transversum mit einem Wichtungsfaktor von nur 0,005. Stärkere Fehlschätzungen der Organdosen führen dann auch zu einer relativ geringen Fehlschätzung der effektiven Dosis, wenn Unterschätzungen und Überschätzungen von Organdosen sich zum Teil kompensieren. So können sich bei der CT des Thorax die Unterschätzung der Dosen der Oberbauchorgane und die Überschätzung der Brustdosis einander zum Teil kompensieren. Bei der CT des Pankreas liegt neben einer Unterschätzung der Darmdosis eine Überschätzung der Magendosis vor.

Obwohl Genauigkeitsanforderungen bei der Abschätzung von Patientenexpositionen nicht übertrieben werden sollen, muß der Abschätzungsfehler quantitativ vorstellbar sein. Diese Ausführungen zeigen ein selten beachtetes, aber großes Problem bei der Berechnung von Organdosen mittels mathematischer Phantome und Konversionsfaktoren bei der CT. Eine Lösungsmöglichkeit für dieses Problem besteht darin, daß die Organdosen nicht als die relevanten Dosiswerte anzusehen sind, sondern vielmehr die effektive Dosis zur Zielgröße bei den Berechnungen erklärt wird. Trotz der zum Teil erheblichen Fehlschätzungen der Organdosen ist eine realistische Abschätzung der effektiven Dosis möglich und schließlich ist die effektive Dosis die entscheidende Größe zur Beurteilung des Gesamtrisikos.

Schlußfolgerungen

1. Wesentliche Unterschiede zwischen den zur Dosisberechnung verwendeten mathematischen Phantomen und dem Menschen betreffen die kraniokaudale Ausdehnung der Organe, den Abstand und die Höhenüberlappung zwischen den einzelnen Organen.


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2. Für Organe, die sowohl beim Menschen als auch beim zugrundegelegten Phantom in der Untersuchungsregion liegen, sind die berechneten Dosen realistisch. Erhebliche Fehlschätzungen können jedoch bei denjenigen Organen auftreten, die im Realfall innerhalb der Untersuchungsregion, im zugrundegelegten Phantom weit von der betrachteten Untersuchungsregion liegen. Hierbei betragen die Fehler bis zu einem Faktor von über 15. Solche Fehler treffen jedoch nur für wenige Organe zu und beeinflussen daher die effektive Dosis nur in geringem Maße.

3. Die aus den berechneten Organdosen ermittelte effektive Dosis für die CT-Untersuchungen des Thorax und des Abdomens ist trotz Unterschiede zwischen den Organlagen des Phantoms und den anatomischen Verhältnissen des Menschen realistisch. Mit der effektiven Dosis als Zielgröße ist daher die Methode der Dosisberechnung mittels mathematischer Phantome von großem Wert im Strahlenschutz.

4.2.2 Meßverfahren

Das Hauptproblem bei der Messung von Organdosen und Bestimmung der effektiven Dosis mit dem anthropomorphen gewebeäquivalenten Phantom besteht in dem großen Aufwand an Zeit und Kosten, die für das Phantom, die TLD und das Personal ausgegeben werden. Tab. 10 zeigt, daß die Gesamtzeit, die benötigt wird, um die Organdosen für eine einzige Untersuchung zu erhalten, sich auf etwa 14 h beläuft, wobei mindestens eine Arbeitskraft benötigt wird. Die aus statistischen Gründen häufig notwendigen Wiederholungen der Untersuchung können Tage erfordern. Bei Annahme eines vollautomatisch funktionierenden Dosimetriesystems benötigt eine Arbeitskraft immer noch 6,5 h für das Ein- und Austüten der TLD, Einsetzen der TLD ins Phantom und Abmontieren vom Phantom sowie Simulation der CT-Untersuchung. Zum Mindestzeitaufwand für die Arbeitskraft kommt gegebenenfalls die Zeit für den Transport des Phantoms zum Gerät hinzu. Zu berücksichtigen ist falls noch nicht vorhanden auch der finanzielle Aufwand für das Rando-Phantom, das TLD-Auswertesystem und die TLD. Der Preis für ein Rando-Phantom beträgt zur Zeit DM 42 000, für ein TLD-Auswertesystem inklusive Software je nach Ausführung


64

mindestens DM 39 000 und für ein einzelnes TLD je nach Stückzahl maximal DM 10 (persönliche Mitteilung Fa. Bicron, Wermelskirchen, Stand: 25.01.2000).

Tab. 10 : Abschätzung des Zeitaufwandes für die einzelnen Schritte bei der Bestimmung von Organdosen in einem Rando-Phantom mittels TLD für eine einzige CT-Untersuchung

Schritt

Zeitbedarf
(h)

Durchführung

Pre-irradiation annealing

3

automatisch

Eintüten von 200 TLD

2

manuell

Einsetzen der TLD ins Phantom

1,5

manuell

Simulation der CT-Untersuchung

0,5

manuell / automatisch

Abmontieren der TLD vom Phantom

0,5

manuell

Wiederaustüten von 200 TLD

2

manuell

Post-irradiation annealing

1

automatisch

Auswertung am Dosimetriesystem

3

manuell / automatisch

Berechnung von Organdosen

0,5

manuell

Gesamtzeit

14

 

Mindestzeitaufwand für eine Arbeitskraft

6,5

 

Aus Zeit- und Kostengründen ist es praktisch kaum möglich, für alle CT-Untersuchungen mit unterschiedlichen Werten für Schichtdicke und Spannung und unterschiedlichen Untersuchungsregionen die Organdosen und effektive Dosis in einem anthropomorphen gewebeäquivalenten Phantom zu messen. Daher muß eine Lösung gefunden werden, die erlaubt, die Organdosen und effektive Dosis zeit- und kosteneffektiv zu messen. Dabei ist aufgrund der bereits großen Zahl an Dosisgrößen und Phantomen bei der CT aus anwenderfreundlichen Gründen erstrebenswert, bereits existierende Größen und Phantome zur Abschätzung der Organdosen und effektiven Dosis zu benutzen.

Material und Methodik

Von allen in Berlin im Jahre 1999 betriebenen Gerätetypen wurden diejenigen ausgesucht, für die spezifische Konversionsfaktoren des NRPB existieren. Diese


65

waren der Somatom DRH (Fa. Siemens, Erlangen) und der Tomoscan CX/S (Fa. Philips, Eindhoven, Niederlande). An beiden Geräten wurden die Achsendosis und der CTDI über 15 cm mittels einer Ionisationskammer (PC-4P, Capintec Instruments Inc., Pittsburgh, USA) mit einer Länge von 15 cm und einem Durchmesser von 7 mm gemessen. Beide Dosisgrößen wurden ausgedrückt als Energiedosen in Luft. Für die CTDI-Messungen wurden CTDI-Phantome für den Kopf und Körperstamm verwendet. Die Dosismessungen erfolgten bei einer Röhrenspannung von 125 bzw. 120 kV und einer nominellen Schichtdicke von 8 bzw. 10 mm. Aus den CTDI15cm wurde mittels Integrationskorrekturfaktoren (Tab. 3) der CTDI10cm berechnet. Alle Dosiswerte wurden auf 100 mAs bezogen.

Der gewichtete CTDI (CTDIw) wurde nach Leitz und Mitarb. (1995) bestimmt als die Summe von 2/3 der mittleren peripheren CTDI10cm-Werte und 1/3 des zentralen CTDI10cm-Wertes. Das Dosislängenprodukt (DLP) wurde definiert als DLP = CTDIw x sd x n. Dabei bezeichnet sd die nominelle Schichtdicke und n die Anzahl der Schichten, die notwendig ist, um die Untersuchungsregion abzutasten.

Für die CT-Untersuchungen im Bereich des Schädels, des Halses und des Körperstammes wurden Dair und CTDIw entsprechend den von den Betreibern der beiden CT-Geräte gewählten Einstellungsparametern (Tab. 11) bestimmt. Die Organdosen wurden mittels Konversionsfaktoren des NRPB (Monte Carlo - Datensatz MCSET03 für Somatom DRH und MCSET18 für Tomoscan CX/S) berechnet. Hierbei wurden das vom NRPB zur Verfügung gestellte Computerprogramm CTDOSE und die ebenfalls in digitaler Form erhältlichen Konversionsfaktoren für die 23 Gerätetypen verwendet. Das Programm liefert neben den Organdosen auch die effektive Dosis nach ICRP 26 und ICRP 60 (ICRP 1977, ICRP 1991).

Die Achsendosis und der CTDIw wurden mit den mittleren Dosen derjenigen Organe verglichen, die beim Phantom vollständig innerhalb der Untersuchungsregion liegen. Die Achsendosis, der CTDIw, das Dosislängenprodukt und die effektive Dosis nach ICRP 60 wurden berechnet für sechs CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes, eine CT-Untersuchung des Halses und neun CT-Untersuchungen im Bereich des


66

Körperstammes (Tab. 11). Da die Orbita, Schädelbasis, Nasennebenhöhlen und Mandibula nicht explizit im mathematischen Phantom definiert sind, wurden ihre Lokalisationen abgeschätzt mit Hilfe der im Benutzerhandbuch angegebenen slabs von benachbarten Strukturen wie Augenlinse, Gehirn, Gesichtsschädel und Schilddrüse. Bei der CT des Halses wurde als obere Scangrenze der untere Mandibularand und als untere Scangrenze das Jugulum festgelegt. Bei den Untersuchungen im Bereich des Körperstammes wurden die obere und untere Grenze des jeweiligen zu untersuchenden Organs als obere bzw. untere Untersuchungsregion festgelegt. Die slabs erlauben, die kraniokaudale Ausdehnung der Untersuchungsregion und zusammen mit der Schichtdicke die Anzahl der Schichten zu ermitteln. Die Anzahl der Schichten ist notwendig, um das Dosislängenprodukt zu bestimmen.

Es wurden sowohl das DLPair (aus Dair) als auch das DLP (aus CTDIw) errechnet. Die Korrelation zwischen dem DLPair bzw. DLP und der effektiven Dosis wurde für beide Gerätetypen separat für die 6 CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes und 9 im Bereich des Körperstammes berechnet. Hierzu wurde der Spearman-Rang-Korrelationskoeffizient bestimmt.

Ergebnisse

Bei der CT des Kopfes, des Halses, des Thorax, des Oberbauches, des Beckens und des gesamten Abdomens war die Achsendosis stets höher als die Organdosen, wobei sich das Verhältnis Organdosis zu Achsendosis bei beiden Geräten um den Wert 0,5 und zwischen 0,36 und 0,76 bewegte. Dagegen war der CTDIw beim Somatom DRH meist gleich hoch oder höher und beim Tomoscan CX/S meist niedriger als die Organdosen, wobei sich das Verhältnis Organdosis zu CTDIw um den Wert 1 und zwischen 0,76 und 1,58 bewegte (Abb. 12 und 13). Die auf Dair normierte Organdosis schwankte von Gerät zu Gerät mit einem Faktor von 1,263 (1,102-1,670) stärker als die auf CTDIw normierte Organdosis mit 1,230 (1,018-1,406).


67

Tab. 11 : Einstellungsparameter für CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes,
des Halses und des Körperstammes für den Somatom DRH und Tomoscan CX/S

CT-
Untersuchung

Röhren-
spannung
(kV)

Strom-Zeit-
Produkt *
(mAs)

Anzahl der
Schichten **
(n)

Knöcherner Schädel

125 ; 120

280 ; 275

25 ; 20

Schädelbasis

125 ; 120

550 ; 275

3 ; 2

Gehirn

125 ; 120

410 ; 275

15 ; 12

Orbita

125 ; 120

280 ; 275

4 ; 3

Nasennebenhöhlen

125 ; 120

280 ; 275

4 ; 3

Mandibula

125 ; 120

280 ; 275

7 ; 5

Hals

125 ; 120

280 ; 275

8 ; 6

Thorax

125 ; 120

310 ; 194

33 ; 26

Thorax (mittleres Drittel)

125 ; 120

310 ; 194

11 ; 9

Oberbauch

125 ; 120

280 ; 275

20 ; 16

Pankreas

125 ; 120

280 ; 275

9 ; 7

Nieren

125 ; 120

280 ; 275

14 ; 11

Becken

125 ; 120

280 ; 275

28 ; 22

Ganzes Abdomen

125 ; 120

280 ; 275

54 ; 43

LWS (L1-L5)

125 ; 120

620 ; 356

17 ; 13

LWS (L3-L5)

125 ; 120

620 ; 356

9 ; 7

* pro Schicht
** Anzahl der Schichten bezogen auf den Aufbau des hermaphroditen Phantoms
Werte vor Semikolon für Somatom DRH, nach Semikolon für Tomoscan CX/S


68

Abb. 12: Verhältnis von Organdosis zu Dair für Organe innerhalb der Untersuchungsregion (* Somatom DRH + Tomoscan CX/S)


69

Abb. 13: Verhältnis von Organdosis zu CTDIw für Organe innerhalb der Untersuchungsregion (* Somatom DRH + Tomoscan CX/S)


70

In Tab. 12 und 13 sind die Meßwerte für Dair, CTDIw und DLP sowie die mittels Konversionsfaktoren berechnete effektive Dosis angegeben. Bei den sechs CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes betrug das Verhältnis von effektiver Dosis zu Dair 1,17 x 10-2 mSv/mGy (0,23 x 10-2 - 3,51 x 10-2 mSv/mGy), das Verhältnis von effektiver Dosis zu CTDIw 1,59 x 10-2 mSv/mGy (0,34 x 10-2 - 4,59 x 10-2 mSv/mGy) und das Verhältnis von effektiver Dosis zu DLP 0,190 x 10-2 mSv / (mGyxcm) (0,148 x 10-2 - 0,229 x 10-2 mSv / (mGyxcm)).

Bei der CT des Halses war das Verhältnis von effektiver Dosis zu Dair 3,76 x 10-2 mSv/mGy (3,54 x 10-2 - 3,97 x 10-2 mSv/mGy) , das Verhältnis von effektiver Dosis zu CTDIw 5,10 x 10-2 mSv/mGy (4,99 x 10-2 - 5,21 x 10-2 mSv/mGy) und das Verhältnis von effektiver Dosis zu DLP 0,825 x 10-2 mSv / (mGyxcm) (0,780 x 10-2 - 0,869 x 10-2 mSv / (mGyxcm)).

Bei den neun CT-Untersuchungen im Bereich des Körperstammes betrug das Verhältnis von effektiver Dosis zu Dair 12,29 x 10-2 mSv/mGy (2,94 x 10-2 - 33,13 x 10-2 mSv/mGy), das Verhältnis von effektiver Dosis zu CTDIw 26,90 x 10-2 mSv/mGy (8,23 x 10-2 - 71,78 x 10-2 mSv/mGy) und das Verhältnis von effektiver Dosis zu DLP 1,596 x 10-2 mSv / (mGyxcm) (0,960 x 10-2 - 2,439 x 10-2 mSv / (mGyxcm)).

Die auf Dair normierte effektive Dosis schwankte von Gerät zu Gerät mit einem Faktor von 1,279 (1,109-1,408) stärker als die auf CTDIw normierte mit 1,149 (1,022-1,270) (Tab. 14). Die Korrelation zwischen DLPair bzw. DLP und der effektiven Dosis betrug bei den CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes 0,993 bzw. 0,986 und bei den CT-Untersuchungen im Bereich des Körperstammes 0,909 bzw. 0,893. Damit waren die Korrelationen zwischen dem Dosislängenprodukt gebildet aus Dair oder CTDIw und der effektiven Dosis hoch signifikant (p<0,001) (Abb. 14).


71

Tab. 12 : Gemessene Dosiswerte und effektive Dosis bei CT-Untersuchungen im
Bereich des Kopfes, des Halses und des Körperstammes für den Somatom DRH

CT-
Untersuchung

Dair
(mGy)

CTDIw
(mGy)

DLP
(mGyxcm)

Effektive
Dosis
(mSv)

Knöcherner Schädel

29,79

23,72

474

1,05

Schädelbasis

58,52 46,6 112 0,19

Gehirn

43,62 34,74 417 0,89

Orbita

29,79 23,72 76 0,15

Nasennebenhöhlen

29,79 23,72 76 0,11

Mandibula

29,79 23,72 133 0,22

Hals

29,79 23,72 152 1,18

Thorax

32,98 19,07 503 6,95

Thorax (mittleres Drittel)

32,98 19,07 168 3,34

Oberbauch

29,79 17,22 276 4,04

Pankreas

29,79 17,22 124 2,10

Nieren

29,79 17,22 193 2,88

Becken

29,79 17,22 386 5,29

Ganzes Abdomen

29,79 17,22 744 9,87

LWS (L1-L5)

65,97 38,14 519 6,24

LWS (L3-L5)

65,97 38,14 275 2,64


72

Tab. 13 : Gemessene Dosiswerte und effektive Dosis bei CT-Untersuchungen im
Bereich des Kopfes, des Halses und des Körperstammes für den Tomoscan CX/S

CT-
Untersuchung

Dair
(mGy)

CTDIw
(mGy)

DLP
(mGyxcm)

Effektive
Dosis
(mSv)

Knöcherner Schädel

67,10 45,61 912 2,09

Schädelbasis

67,10 45,61 91 0,16

Gehirn

67,10 45,61 547 1,23

Orbita

67,10 45,61 137 0,28

Nasennebenhöhlen

67,10 45,61 137 0,21

Mandibula

67,10 45,61 228 0,41

Hals

67,10 45,61 274 2,38

Thorax

47,34 16,93 440 7,39

Thorax (mittleres Drittel)

47,34 16,93 152 3,72

Oberbauch

67,10 24,00 384 6,88

Pankreas

67,10 24,00 168 3,42

Nieren

67,10 24,00 264 4,83

Becken

67,10 24,00 528 9,37

Ganzes Abdomen

67,10 24,00 1032 17,23

LWS (L1-L5)

86,86 31,07 404 5,84

LWS (L3-L5)

86,86 31,07 217 2,56


73

Tab. 14 : Auf Dair und CTDIw normierte effektive Dosis bei den beiden
Geräten Somatom DRH und Tomoscan CX/S. In Klammern die Schwankung
der normierten effektiven Dosen

CT-
Untersuchung

E/Dair x 102
(mSv/mGy)

E/CTDIw x 102
(mSv/mGy)

Knöcherner Schädel

3,51 ; 3,12 (1,125) 4,41 ; 4,59 (1,041)

Schädelbasis

0,32 ; 0,23 (1,391) 0,41 ; 0,34 (1,206)

Gehirn

2,03 ; 1,83 (1,109) 2,55 ; 2,69 (1,055)

Orbita

0,51 ; 0,42 (1,214) 0,65 ; 0,62 (1,048)

Nasennebenhöhlen

0,38 ; 0,31 (1,226) 0,47 ; 0,46 (1,022)

Mandibula

0,75 ; 0,60 (1,250) 0,94 ; 0,89 (1,056)

Hals

3,97 ; 3,54 (1,121) 4,99 ; 5,21 (1,044)

Thorax

21,08 ; 15,61 (1,350) 36,46 ; 43,64 (1,197)

Thorax (mittleres Drittel)

10,13 ; 7,85 (1,290) 17,51 ; 21,96 (1,254)

Oberbauch

13,55 ; 10,26 (1,321) 23,44 ; 28,68 (1,224)

Pankreas

7,06 ; 5,10 (1,384) 12,21 ; 14,27 (1,169)

Nieren

9,67 ; 7,19 (1,345) 16,72 ; 20,11 (1,203)

Becken

17,77 ; 13,97 (1,272) 30,74 ; 39,06 (1,270)

Ganzes Abdomen

33,13 ; 25,67 (1,291) 57,32 ; 71,78 (1,252)

LWS (L1-L5)

9,46 ; 6,72 (1,408) 16,36 ; 18,78 (1,148)

LWS (L3-L5)

4,00 ; 2,94 (1,361) 6,91 ; 8,23 (1,191)

Werte vor Semikolon für Somatom DRH, nach Semikolon für Tomoscan CX/S


74

Abb. 14: Korrelation zwischen Dosislängenprodukt (DLPair oder DLP) und effektiver Dosis bei CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes und des Körperstammes (rs Spearman-Rang-Korrelationskoeffizient)


75

Wird das mittlere Verhältnis von effektiver Dosis zu Dosislängenprodukt als Konversionskoeffizienten (Tab. 15) benutzt, um aus dem Dosislängenprodukt einer CT-Untersuchung die effektive Dosis abzuschätzen, so können Abschätzungsfehler ermittelt werden.

Tab. 15 : Konversionskoeffizienten zur Konvertierung von DLPair bzw. DLP in effektive Dosis

Körperregion

Konversionskoeffizient
E / DLPair * 102
(mSv / (mGy x cm))

Konversionskoeffizient
E / DLP * 102
(mSv / (mGy x cm))

Kopf

0,140

0,190

Hals

0,606

0,825

Körperstamm

0,729

1,596

Wird die effektive Dosis aus DLPair abgeschätzt, so betragen die Abschätzungsfehler für die CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes 2,47 % (-20,19 - 34,93 %), für die CT des Halses 0,10 % (-2,45 - 2,61 %) und für die CT-Untersuchungen im Bereich des Körperstammes 5,79 % (-36,65 - 73,26 %). Wird das DLP als Konversionskoeffizienten verwendet, so liegen die Abschätzungsfehler für die CT- Untersuchungen im Bereich des Kopfes bei 2,10 % (-17,20 - 28,57 %), für die CT des Halses bei 0,35 % (-5,05 - 5,74 %) und für die CT-Untersuchungen im Bereich des Körperstammes bei 4,89 % (-34,57 - 66,27 %). Der Abschätzungsfehler von 66,27 % trat bei der CT der LWS (L3-L5) beim Somatom DRH auf, ansonsten betrug der maximale Abschätzungsfehler bei den CT-Untersuchungen im Bereich des Körperstammes 35,69 % (Tab. 16-19).


76

Tab. 16 : Abschätzungsfehler bei der Abschätzung der effektiven Dosis aus dem DLPair mittels Konversionskoeffizienten (0,140 x 10-2 mSv / (mGyxcm) für die CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes, 0,606 x 10-2 mSv / (mGyxcm) für die CT des Halses und 0,729 x 10-2 mSv / (mGyxcm) für die CT-Untersuchungen im Bereich des Körperstammes) für den Somatom DRH

CT-
Untersuchung

effektive Dosis
berechnet
(mSv)

effektive Dosis
abgeschätzt
(mSv)

Abschätzungsfehler
(%)

Knöcherner Schädel

1,045 0,834 - 20,19

Schädelbasis

0,189 0,196 + 3,70

Gehirn

0,887 0,733 - 17,36

Orbita

0,153 0,133 - 13,07

Nasennebenhöhlen

0,112 0,133 + 18,75

Mandibula

0,223 0,234 + 4,93

Hals

1,184 1,155 - 2,45

Thorax

6,953 6,347 - 8,72

Thorax (mittleres Drittel)

3,340 2,116 - 36,65

Oberbauch

4,037 3,475 - 13,92

Pankreas

2,103 1,564 - 25,63

Nieren

2,880 2,432 - 15,56

Becken

5,294 4,865 - 8,10

Ganzes Abdomen

9,870 9,382 - 4,94

LWS (L1-L5)

6,240 6,540 + 4,81

LWS (L3-L5)

2,636 3,463 + 31,37


77

Tab. 17 : Abschätzungsfehler bei der Abschätzung der effektiven Dosis aus dem DLPair mittels Konversionskoeffizienten (0,140 x 10-2 mSv / (mGyxcm) für die CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes, 0,606 x 10-2 mSv / (mGyxcm) für die CT des Halses und 0,729 x 10-2 mSv / (mGyxcm) für die CT-Untersuchungen im Bereich des Körperstammes) für den Tomoscan CX/S

CT-
Untersuchung

effektive Dosis
berechnet
(mSv)

effektive Dosis
abgeschätzt
(mSv)

Abschätzungsfehler
(%)

Knöcherner Schädel

2,093 1,879 - 10,22

Schädelbasis

0,156 0,188 + 20,51

Gehirn

1,229 1,127 - 8,30

Orbita

0,282 0,282 0

Nasennebenhöhlen

0,209 0,282 + 34,93

Mandibula

0,405 0,470 + 16,05

Hals

2,378 2,440 + 2,61

Thorax

7,388 8,973 + 21,45

Thorax (mittleres Drittel)

3,717 3,106 - 16,44

Oberbauch

6,883 7,827 + 13,71

Pankreas

3,424 3,424 0

Nieren

4,826 5,381 + 11,50

Becken

9,374 10,761 + 14,80

Ganzes Abdomen

17,226 21,034 + 22,11

LWS (L1-L5)

5,835 8,232 + 41,08

LWS (L3-L5)

2,558 4,432 + 73,26


78

Tab. 18 : Abschätzungsfehler bei der Abschätzung der effektiven Dosis aus dem DLP mittels Konversionskoeffizienten (0,190 x 10-2 mSv / (mGyxcm) für die CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes, 0,825 x 10-2 mSv / (mGyxcm) für die CT des Halses und 1,596 x 10-2 mSv / (mGyxcm) für die CT-Untersuchungen im Bereich des Körperstammes) für den Somatom DRH

CT-
Untersuchung

effektive Dosis
berechnet
(mSv)

effektive Dosis
abgeschätzt
(mSv)

Abschätzungsfehler
(%)

Knöcherner Schädel

1,045 0,901 - 13,78

Schädelbasis

0,189 0,212 + 12,17

Gehirn

0,887 0,792 - 10,71

Orbita

0,153 0,144 - 5,88

Nasennebenhöhlen

0,112 0,144 + 28,57

Mandibula

0,223 0,252 + 13,00

Hals

1,184 1,252 + 5,74

Thorax

6,953 8,035 + 15,56

Thorax (mittleres Drittel)

3,340 2,678 - 19,82

Oberbauch

4,037 4,397 + 8,92

Pankreas

2,103 1,979 - 5,90

Nieren

2,880 3,078 + 6,88

Becken

5,294 6,156 + 16,28

Ganzes Abdomen

9,870 11,873 + 20,29

LWS (L1-L5)

6,240 8,278 + 32,66

LWS (L3-L5)

2,636 4,383 + 66,27


79

Tab. 19 : Abschätzungsfehler bei der Abschätzung der effektiven Dosis aus dem DLP mittels Konversionskoeffizienten (0,190 x 10-2 mSv / (mGyxcm) für die CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes, 0,825 x 10-2 mSv / (mGyxcm) für die CT des Halses und 1,596 x 10-2 mSv / (mGyxcm) für die CT-Untersuchungen im Bereich des Körperstammes) für den Tomoscan CX/S

CT-
Untersuchung

effektive Dosis
berechnet
(mSv)

effektive Dosis
abgeschätzt
(mSv)

Abschätzungsfehler
(%)

Knöcherner Schädel

2,093 1,733 - 17,20

Schädelbasis

0,156 0,173 + 10,90

Gehirn

1,229 1,040 - 15,38

Orbita

0,282 0,260 - 7,80

Nasennebenhöhlen

0,209 0,260 + 24,40

Mandibula

0,405 0,433 + 6,91

Hals

2,378 2,258 - 5,05

Thorax

7,388 7,025 - 4,91

Thorax (mittleres Drittel)

3,717 2,432 - 34,57

Oberbauch

6,883 6,129 - 10,99

Pankreas

3,424 2,681 - 21,70

Nieren

4,826 4,213 - 12,70

Becken

9,374 8,427 - 10,10

Ganzes Abdomen

17,226 16,471 - 4,38

LWS (L1-L5)

5,835 6,446 + 10,47

LWS (L3-L5)

2,558 3,471 + 35,69


80

Diskussion

Bis heute gibt es noch keinen klaren Konsens über die Dosisgröße, die bei jedem Gerät auf einfache Weise bestimmbar und zur Beschreibung der Patientendosis und des Strahlenrisikos bei der CT geeignet ist. Dabei hat die Bestimmung der Patientendosis eine zunehmende Bedeutung. Die europäische Kommission fordert in ihrer Richtlinie 97/43/Euratom vom 30. Juni 1997, der die Mitgliedsstaaten vor dem 13. Mai 2000 nachkommen müssen, daß geeignete Qualitässicherungsprogramme einschließlich Ermittlung der Patientendosis vom Betreiber durchgeführt werden (Europäische Gemeinschaften 1997).

Die Abschätzbarkeit von Organdosen mittels CTDIw wurde von anderen Autoren bisher kaum untersucht. Der CTDIw ist hilfreich zur Abschätzung der Organdosen innerhalb der Untersuchungsregion, wenn geeignete Konversionsfaktoren zur Berechnung der Dosen fehlen. Die Dosen der Gonaden, eines Embryos und der Augenlinse sind häufig von besonderem Interesse und können mittels dieser Dosisgröße abgeschätzt werden, sofern die Organe vollständig innerhalb der Untersuchungsregion liegen. Der CT-Anwender muß den CTDI nicht selbst messen. Der CTDI10cm läßt sich auch mittels Integrationsstrecken-Korrekturfaktoren aus dem beim Hersteller erfragbaren CTDIFDA ermitteln (Tab. 2).

Eine Limitation für die Verwendung des CTDIw besteht darin, daß nur die mittleren Dosen derjenigen Organe abschätzbar sind, die vollständig innerhalb der Untersuchungregion liegen. Allerdings sind diese die höchsten und stellen maximale Abschätzungen der mittleren Dosen benachbarter Organe oder Organe, die nur partiell in der Untersuchungsregion liegen, dar.

Der CTDIw wurde mit berechneten und nicht mit gemessenen Organdosen verglichen. Dosismessungen in anthropomorphen gewebeäquivalenten Phantomen haben keine gravierenden Unterschiede in den Organdosen gezeigt, sofern die Organe vollständig innerhalb der Untersuchungsregion liegen. Somit kann ein einzelner Wert näherungsweise für die Organdosen stehen. Nach Messungen von Geleijns und Mitarb. (1994) an einem weiblichen Rando-Phantom und Tomoscan LX (Fa. Philips, Eindhoven, Niederlande) weichen bei der CT des Thorax die mittleren


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Dosen der Brust und der Lunge um 25 % und bei der CT des Oberbauches die mittleren Dosen der Leber und des Magens um 15,4 % voneinander ab. Nach Messungen von Mini und Mitarb. (1995) an einem anthropomorphen, aus knöchernem Skelett und Wasser bestehenden Phantom und Somatom Plus (Fa. Siemens, Erlangen) beträgt bei der CT des Thorax die prozentuale Differenz zwischen der Brust- und Lungendosis 12,8 %, bei der CT des Oberbauches die prozentuale Differenz zwischen der Pankreas- und Leberdosis 25,5 % und bei der CT des Beckens zwischen der Harnblasen- und Ovariendosis 2 %. Nishizawa und Mitarb. (1991) führten an einem weiblichen Rando-Phantom und 12 verschiedenen Geräten auch Messungen an der Phantomoberfläche durch. Die Ergebnisse zeigten, daß bei der CT des Thorax die Abweichung zwischen der Lungen- und Brustdosis einerseits und der Oberflächendosis andererseits höchstens 50,4 %, bei der CT des Oberbauches die Abweichung zwischen der Magen- und Leberdosis einerseits und der Oberflächendosis andererseits höchstens 31,5 % und bei der CT des Beckens die Abweichung zwischen der Ovarien- und Harnblasendosis einerseits und der Oberflächendosis andererseits höchstens 72,2 % beträgt. Bei der CT des Beckens macht sich die Inhomogenität des anthropomorphen gewebeäquivalenten Phantoms durch den Beckenknochen im relativ steilen Dosisabfall von der Oberfläche zur Körpermitte hin bemerkbar. Jedoch sind zur Abschätzung des Gesamtrisikos die Organdosen wesentlich, während die Energiedosen an einzelnen Punkten der Oberfläche bei der CT weniger von Bedeutung sind.

Die Achsendosis Dair ist im europäischen Raum eine sehr verbreitete Dosisgröße. In Deutschland muß Dair bei jeder Abnahmeprüfung gemessen werden und dient als Dosisgröße zur Begrenzung der Patientendosis (Länderausschuß Röntgenverordnung 1998). In der Tat stellt Dair als Dosis in Luft eine schlechte Abschätzung für die Organdosen dar. Dies stimmt jedoch nur für die absoluten Werte von Dair. Multipliziert man Dair mit einem Faktor von 2, so erhält man bei Somatom DRH und Tomoscan CX/S durchaus eine brauchbare Abschätzung für die Organdosen. Die Werte von Dair können beim Hersteller erfragt werden oder dem Abnahmeprotokoll entnommen werden.


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Der Vorteil von CTDIw gegenüber Dair bei der Abschätzung von Organdosen liegt darin, daß der Wert eine direkte Abschätzung der Organdosis darstellt. Dabei ist die Güte der Abschätzung weniger geräteabhängig, was sich in der geringeren Schwankung der auf CTDIw normierten Organdosen von Gerät zu Gerät zeigt. Eine stärkere Abweichung des Schätzwertes von den Organdosen kann bei der Verwendung von Dair eher auftreten als bei der Verwendung von CTDIw. Der Grund für die bessere Abschätzung der Organdosen durch CTDIw als durch Dair dürfte in der Strahlenqualität und im Verlauf der Strahlenqualität innerhalb des Fächerstrahls liegen. Anteile des Fächerstrahls außerhalb der Rotationsachse gehen nicht in Dair ein, können aber unterschiedliche Beiträge zur Patientendosis liefern. Diese Beiträge sind abhängig vom Gerätedesign, insbesondere von der Form und Stärke eines bei vielen Geräten installierten Formfilters (Atherton und Huda 1995). Auch eine Asymmetrie des Fächerstrahls kann durch CTDIw, nicht aber durch Dair berücksichtigt werden.

In der Praxis interessieren sich die Patienten mehr für die Bedeutung der Strahlenanwendung bezüglich des Risikos als für die Organdosen. Abgesehen von berechtigten Einwänden gegen das Konzept der effektiven Dosis (Drexler und Mitarb. 1993a) ist diese Dosisgröße heute die Standardgröße, wenn das Risiko einer Strahlenanwendung beurteilt werden soll. Aufgrund der Verteilung der strahlenempfindlichen Organe ist die effektive Dosis für die CT des Kopfes geringer als für die CT des Halses oder des Körperstammes. Daher muß die Beziehung der physikalischen Dosisgrößen zur effektiven Dosis regionsspezifisch betrachtet werden.

Dair wird als schlechter Indikator für die effektive Dosis angesehen. Als Grund wird angegeben, daß wegen der Unterschiede in der Strahlenqualität die normierte effektive Dosis von Gerät zu Gerät um einen Faktor von bis zu 3 schwankt (Jansen und Mitarb. 1996, Europäische Kommission 1998). Es muß hinzugefügt werden, daß die auf Dair normierte effektive Dosis insbesondere von Untersuchung zu Untersuchung (bei den hier betrachteten häufigen Untersuchungen um einen Faktor von bis zu 15) stark schwankt, da die Anzahl der Schichten sehr unterschiedlich ist. Daher ist Dair allein nicht geeignet, um die Patientendosis zu beschreiben. Die auf


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CTDIw normierte effektive Dosis schwankt von Gerät zu Gerät weniger stark als die auf Dair normierte, ist aber als Einzelschichtdosiswert als Indikator für die effektive Dosis ebenfalls wenig geeignet.

Dagegen korreliert das Dosislängenprodukt sehr gut mit der effektiven Dosis. Da das Dosislängenprodukt für eine gegebene Körperregion linear mit der Anzahl der Schichten zunimmt, liefert es auch im Falle einer wiederholten Abtastung, beispielsweise vor und zu verschiedenen Zeiten nach Kontrastmittleinjektion, ein Maß für die gesamte effektive Dosis. Da die Beziehung zwischen dem Dosislängenprodukt und der effektiven Dosis linear ist und die zwischen der effektiven Dosis und dem Strahlenrisiko als linear angenommen wird, kann das Dosislängenprodukt für Vergleiche zwischen verschiedenen Untersuchungen hinsichtlich des Strahlenrisikos herangezogen werden. Von den beiden Dosislängenprodukten DLPair und DLP ist das DLP als Konversionskoeffizient vorzuziehen, da die Fehler bei der Abschätzung der effektiven Dosis geringer sind als bei der Verwendung von DLPair. Vergleiche zwischen Konversionskoeffizienten auf der Basis von DLPair und DLP wie in dieser Arbeit sind bisher in der Literatur nicht erschienen.

Es haben sich auch andere Autoren mit der Problematik der Bestimmung der effektiven Dosis auseinandergesetzt und Konversionskoeffizienten angegeben. Diese basieren auf DLP. Leitz und Mitarb. (1995) sehen zunächst die CT-Schicht vereinfacht als eine ideale Schicht an, d.h. außerhalb der Schicht ist die Dosis gleich 0. Desweiteren wird vereinfacht angenommen, daß in allen Organen innerhalb der Untersuchungsregion die Dosis CTDIw entsteht. Der Körper kann dann in drei Regionen geteilt werden. Der Kopf erhält den Wichtungsfaktor 0,04 (0,025 für das Gehirn als Restorgan und 0,015 für das rote Knochenmark), der Hals den Wichtungsfaktor 0,05 für die Schilddrüse und der Körperstamm 0,9 für den Rest. Die effektive Dosis E für eine einzelne Schicht ist dann

E = CTDIw x sd x w x (1/L)


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Dabei ist sd die nominelle Schichtdicke, w der Wichtungsfaktor für die jeweilige Untersuchungsregion und L die Länge der Untersuchungsregion Kopf, Hals oder Körperstamm, festgelegt mit 170 mm, 85 mm bzw. 700 mm entsprechend der Konfiguration des hermaphroditen Phantoms. Die effektive Dosis für eine Untersuchung ist dann

E = CTDIw x sd x w x (1/L) x n

oder

E = Alfa x sd x n x C

Dabei ist Alfa = CTDIw/mAs x w x (1/L) und C das mAs-Produkt. Nach dieser Methode von Leitz und Mitarb. sind vom Anwender zur Berechnung der effektiven Dosis 5 Variablen einzusetzen. Tab. 20 zeigt die nach dieser Methode für 3 verschiedene Körperregionen und 3 verschiedene Gerätetypen abgeschätzten effektiven Dosen. Trotz der vereinfachenden Annahmen bei der Herleitung der Methode unterscheiden sich die abgeschätzten effektiven Dosen von den nach den Konversionsfaktoren des NRPB berechneten Werten um maximal 38,9%.

Tab. 20 : Effektive Dosen, abgeschätzt nach der Methode von Leitz und Mitarb. (1995) und berechnet mittels Konversionsfaktoren des NRPB

Körper-
region

Gerätetyp

effektive Dosis,
abgeschätzt nach
Leitz und Mitarb.
(mSv)

effektive Dosis,
berechnet mittels
Koversionsfaktoren
des NRPB
(mSv)

Gehirn

DRH

1,0

0,8

 

Pace

1,7

1,5

 

PCX

1,3

1,1

 

 

 

 

Lunge

DRH

4,2

3,9

 

Pace

5,8

5,1

 

PCX

3,5

4,3

 

 

 

 

Leber

DRH

3,6

3,4

 

Pace

4,9

4,6

 

PCX

3,6

5,0


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Die Berechnungsweise der effektiven Dosis läßt sich überführen in

E = DLP x w x (1/L)

Dabei ist der Faktor w x (1/L) äquivalent zum Konversionskoeffizienten k = E/DLP. In der Arbeit von Leitz und Mitarb. sind keine Konversionskoeffizienten angegeben. Berechnet man diese, dann ergeben sich Werte, die bei der CT des Kopfes den Konversionskoeffizienten E/DLP in Tab. 15 sehr ähnlich sind und bei der CT des Halses und des Körperstammes kleiner sind (Tab. 21). Bei der CT des Kopfes wurde von einer Länge von 17 cm ausgegangen, während der Berechnung in Tab. 15 für die CT des Schädels eine Länge von 20 cm zugrundeliegt. Dies kann dazu beitragen, daß das Produkt w x (1/L) größer ausfällt als der Konversionskoeffizient aus Tab. 15. Eine Ungenauigkeit bei der Herleitung der Methode nach Leitz und Mitarb. liegt darin, daß die Organdosen innerhalb der Schicht mit CTDIw gleichgesetzt werden. Diese unterschiedlichen Voraussetzungen in der Ermittlung der Konversionskoeffizienten können die Unterschiede zwischen den Werten mit erklären.

Tab. 21 : Konversionskoeffizienten, berechnet als w x (1/L) aus der von Leitz und Mitarb. (1995) angegebenen Beziehung E = DLP x w x (1/L). Zum Vergleich die in Tab. 15 aufgeführten Konversionskoeffizienten E/DLP aus eigenen Ermittlungen für die CT des Schädels, des Halses und des Körperstammes (Thorax + ganzes Abdomen)

Unter-
suchungs-
region

Wichtungs-
faktor w

Länge L
(cm)

Konversions-
koeffizient
w x (1/L)
(mSv / (mGyxcm))

Konversions-
koeffizient
E/DLP
(mSv / (mGyxcm))

Kopf

0,04

17,0

0,0024

0,0019

Hals

0,05

8,5

0,0059

0,0083

Körperstamm

0,90

70

0,0120

0,0160


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Ein ähnlicher Ansatz zur Abschätzung der effektiven Dosis wie bei unserer Vorgehensweise wurde von Poletti vorgeschlagen (Poletti 1996). Statt des Dosislängenproduktes DLP wurde das Dosisflächenprodukt DFP analog zur Projektionsradiographie (Hart und Mitarb. 1994b) verwendet. Außerdem wurde statt des CTDIw der periphere CTDI-Wert verwendet. Die Integrationsstrecke betrug entsprechend der effektiven Länge der verwendeten Bleistift-Ionisationskamer 18,2 cm. Der Konversionskoeffizient kPoletti stellt das Verhältnis der effektiven Dosis E zum DFP dar, d.h. kPoletti = E / DFPPoletti = E / (DLPPoletti x 2xPIxr), wobei r der Radius des CTDI-Phantoms ist. Bezüglich der Formel unterscheiden sich die in Tab. 15 aufgeführten Konversionskoeffizienten E/DLP von denen von Poletti nur durch den Faktor 2xPIxr. Es wurden von Poletti Konversionskoeffizienten für 5 Untersuchungsregionen an 6 Gerätetypen bestimmt (Tab. 22). Korrigiert man Polettis Konversionskoeffizienten mit dem Faktor 2xPIxr, so können die entstandenen Konversionskoeffizienten mit den Werten für E/DLP aus Tab. 15 besser verglichen werden. Es stellt sich heraus, daß die Werte für kPoletti x (2xPIxr) kleiner sind die Konversionskoeffizienten aus Tab. 15. Ein Grund liegt darin, daß bei Poletti der CTDI in der Peripherie des Phantoms und mit einer längeren Integrationsstrecke bestimmt wurde mit der Folge eines höheren DLP bzw. DFP und eines kleineren E/DLP bzw. E/DFP. Für das Kopf-Phantom ist der Unterschied zwischen dem peripheren CTDI-Wert und dem CTDIw geringer als für das Körper-Phantom. Entsprechend ist der Unterschied zwischen den Konversionskoeffizienten für die Untersuchungen im Kopfbereich geringer als für die im Bereich des Körperstammes.


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Tab. 22 : Konversionskoeffizienten zur Abschätzung der effektiven Dosis aus dem DFP (Poletti 1996) und dem DLP (eigene Ermittlungen, Tab. 15)

Untersuchungs-
region

kPoletti = E/DFP
(mSv / (Gy x cm2)

kPoletti x (2 x PI x r)
(mSv / (mGy x cm))

k = E/DLP
(mSv / (mGy x cm))

Kopf

3,4 x 10-2

0,00171

0,00190

 

( 2,6-3,8 x 10-2)

 

 

Hals

 

 

0,00825

 

 

 

 

Thorax

10,1 x 10-2

0,01015

 

 

( 6,3-14,8 x 10-2)

 

 

Oberbauch

9,1 x 10-2

0,00915

 

 

( 6,0-12,8 x 10-2)

 

 

Becken

10,9 x 10-2

0,01096

 

 

( 6,7-14,8 x 10-2)

 

 

LWS

6,4 x 10-2

0,00643

 

 

( 2,2-8,7 x 10-2)

 

 

Körperstamm

 

 

0,01596

Die in Tab. 15 aufgeführten Konversionskoeffizienten E/DLP zur Abschätzung der effektiven Dosis aus dem DLP gelten für den Somatom DRH und Tomoscan CX/S. Die zugrundeliegende effektive Dosis wurde mit den Konversionsfaktoren des NRPB berechnet. Die zuvor für den Somatom Plus erstellten Konversionskoeffizienten (Hidajat und Mitarb. 1999b) sind für die CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes und des Körperstammes größer (0,0028 bzw. 0,0190 mSv / (mGyxcm)). Die dabei zugrundeliegende effektive Dosis wurde mit den Konversionsfaktoren der GSF berechnet, die von einem flachen Filter ausgehen. Dies kann ein Grund dafür sein, daß die Werte für die effektive Dosis für die gleichen Untersuchungen größer sind und damit auch die Konversionskoeffizienten. Bei der CT des Halses wurde ein kleinerer Konversionskoeffizient von 0,0062 mSv/(mGyxcm) ermittelt (Hidajat und Mitarb. 1999b). Dabei wurde die obere Scangrenze in Höhe der Schädelbasis und damit höher festgelegt. Geht man von diesen Scangrenzen aus und ermittelt die Konversionskoeffizienten für den Somatom DRH und Tomoscan CX/S mittels der Konversionsfaktoren des NRPB, so liefert eine Nachberechnung einen Wert von 0,0055 mSv/(mGyxcm).


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Angaben von Konversionskoeffizienten in Form von E/DLP finden sich auch im Working Document (EUR 16262) der Europäischen Kommisssion (1998). Die Werte für die CT des Kopfes und die Untersuchungen im Bereich des Körperstammes sind denen aus Tab. 15 sehr ähnlich. Bei der CT des Halses wird ein kleinerer Konversionskoeffizient angegeben, was wahrscheinlich durch unterschiedliche Scangrenzen zustande kommt (Tab. 23).

Tab. 23 : Konversionskoeffizienten, angegeben im Working Document der Europäischen Kommission (1998) und aus eigenen Ermittlungen (Tab. 15)

Untersuchungs-
region

Konversionskoeffizient,
angegeben im
Working Document
(mSv / (mGyxcm))

Konversionskoeffizient,
angegeben in
Tab. 15
(mSv / (mGyxcm))

Kopf

0,0021

0,0019

Hals

0,0048

0,0083

Thorax

0,014

 

Oberbauch

0,012

 

Becken

0,016

 

Körperstamm

 

0,016

Im Gegensatz zu Leitz und Mitarb. (1995), Poletti (1996) und der Europäischen Kommission (1998) wurden für verschiedene Teilregionen des Kopfes und des Körperstammes Konversionskoeffizienten E/DLP errechnet. Für diese Teilregionen wurde die Abschätzbarkeit der effektiven Dosis durch einen einzelnen Konversionskoeffizienten für den Kopf bzw. den Körperstamm gezeigt. Dies zu zeigen war wichtig, da eine gute Abschätzung der effektiven Dosis für eine Körperregion nicht zwangsläufig auch eine gute Abschätzung für einen Teil dieser Körperregion impliziert.

Beispiel für die Einsetzbarkeit der Konversionskoeffizienten für die EBT

Eine besondere Form der radialen Dosisverteilung findet sich bei der Elektronenstrahl-CT (EBT) (McCollough und Mitarb. 1994, Weisser und Mitarb. 1999). Bei der EBT wird der Elektronenstrahl durch Elektromagneten fokussiert und auf maximal 4 Targetringe, die den Patienten umgeben, ausgelenkt. Diese


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Targetringe bilden ein 210°-Kreissegment um den Patienten. Die Röntgenstrahlen, die durch das Auftreffen des Elektronenstrahls auf die Wolframanoden entstehen, werden kollimiert und von den gegenüberliegenden Detektorelementen erfaßt. Durch die Anordnung der Targetringe entsteht eine für die EBT typische Verteilung der CTDI-Werte im Kopf- und Körperphantom (Abb. 15). Der CTDIw ist für die Schichtdicken 10 und 3 mm bzw. für 6 und 1,5 mm jeweils praktisch gleich.

Der klinische Einsatz der EBT liegt bei Untersuchungen des Körperstamms, vorwiegend des Herzens zur nichtinvasiven Diagnostik der Koronararteriensklerose, des Mediastinums zur Gefäßdiagnostik und vereinzelt auch der Leber zur Perfusionsstudie bei Lebertumoren (Teigen und Mitarb. 1993, Groell und Mitarb. 1995, Erbel und Mitarb. 1998). Für die EBT existieren keine Konversionsfaktoren zur Ermittlung von Organdosen. Bei allen Bemühungen zur Berechnung der Organdosen wird die radiale Dosisverteilung der EBT kaum berücksichtigt. Daher kann die Einsetzbarkeit der Konversionskoeffizienten nur durch Vergleich mit Meßdaten überprüft werden.


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Abb. 15: CTDI10cm im Kopf- und Körperphantom bei der EBT für 100 ms (= 63 mAs), eine einheitliche Spannung von 130 kV und eine nominelle Schichtdicke von 6 mm (aus eigenen Messungen in der Charité, Berlin)

Becker und Mitarb. (1998 und 1999a) bestimmten die effektiven Dosen bei der CT des Thorax und des Abdomens durch Messungen der Organdosen in einem Rando-Phantom (Tab. 24). Werden die Konversionskoeffizienten E/DLP für den Körperstamm aus Tab. 15 auf die Untersuchungsparameter angewandt, so werden Schätzungen für die effektive Dosis erhalten, welche den durch Messungen im Rando-Phantom erhaltenen sehr ähnlich sind. Nach Geleijns und Mitarb. (1994) fallen die Werte für die effektive Dosis tendenziell niedriger aus, wenn die Organdosen berechnet sind als wenn diese durch Messungen im Rando-Phantom erhalten werden. Berücksichtigt man diesen Unterschied, so geben die durch Konversionskoeffizienten ermittelten effektiven Dosen in Tab. 24 gute Abschätzungen für die durch TLD-Messungen erhaltenen Werte.


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Tab. 24 : Effektive Dosen bei der EBT des Thorax und des Abdomens, erhalten
durch TLD-Messungen in einem Rando-Phantom (Becker und Mitarb. 1998) und
durch Abschätzung mittels Konversionskoeffizienten E/DLP aus Tab. 15

 

nominelle

 

effektive Dosis

EBT-
Untersuchung

Schichtdicke /
Tischvorschub
pro Umlauf
(mm)

Strom-Zeit-
Produkt
(mAs)

gemessen1
(mSv)

abgeschätzt
(mSv)

 

 

 

 

Thorax

6 / 6

187,5

11

9,432

Abdomen

6 / 6

312,5

26

21,382

1 effektive Dosis Frau
2 Länge der Untersuchungsregion 30 cm für CT des Thorax und 41 cm für CT des
Abdomens (Becker und Mitarb. 1999a)

Die dargestellten Ergebnisse und die Vergleiche mit den Daten aus der Literatur zeigen, daß die in dieser Arbeit ermittelten und in Tab. 15 aufgeführten Konversionskoeffizienten E/DLP hilfreich zur Abschätzung der effektiven Dosis bei verschiedenen CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes, des Halses und des Körperstammes sind, falls gerätetypspezifische Konversionsfaktoren nicht zur Verfügung stehen. Anders als bei mühsamen Dosismessungen im anthropomorphen Phantom ist die effektive Dosis aus den Konversionskoeffizienten, den beim Hersteller erfragbaren CTDI-Werten und gegebenenfalls Korrekturfaktoren durch einfachen Rechenvorgang abschätzbar.


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Wed Sep 18 18:10:11 2002