-
UNIVERSITEIT GENT
FACULTEIT DIERGENEESKUNDE
Academiejaar 2014 - 2015
VALIDATIE VAN BOTDENSITEITSMETING OP BASIS VAN COMPUTED
TOMOGRAPHY-OSTEOABSORPTIOMETRIE BIJ DE HOND
door
Marie-Laure KERSCHOT
Promotoren: Dierenarts Walter Dingemanse Onderzoek in het
kader
Dr. Ingrid Gielen van de Masterproef
© 2015 Marie-Laure Kerschot
-
Universiteit Gent, haar werknemers of studenten bieden geen
enkele garantie met betrekking tot de
juistheid of volledigheid van de gegevens vervat in deze
masterproef, noch dat de inhoud van deze
masterproef geen inbreuk uitmaakt op of aanleiding kan geven tot
inbreuken op de rechten van
derden.
Universiteit Gent, haar werknemers of studenten aanvaarden geen
aansprakelijkheid of
verantwoordelijkheid voor enig gebruik dat door iemand anders
wordt gemaakt van de inhoud van de
masterproef, noch voor enig vertrouwen dat wordt gesteld in een
advies of informatie vervat in de
masterproef.
-
UNIVERSITEIT GENT
FACULTEIT DIERGENEESKUNDE
Academiejaar 2014 - 2015
VALIDATIE VAN BOTDENSITEITSMETING OP BASIS VAN COMPUTED
TOMOGRAPHY-OSTEOABSORPTIOMETRIE BIJ DE HOND
door
Marie-Laure KERSCHOT
Promotoren: Dierenarts Walter Dingemanse Onderzoek in het
kader
Dr. Ingrid Gielen van de Masterproef
© 2015 Marie-Laure Kerschot
-
1
1. WOORD VOORAF Het uitwerken van een masterproef behoort tot de
laatste stappen voor het behalen van het
langbegeerd diploma. Dit was uiteraard niet mogelijk zonder de
hulp van een aantal mensen.
Om te beginnen waren er de mensen met de nodige vakkennis en
ervaring die mij als ‘jonkie’ wilden
begeleiden bij het uitwerken van een masterproef in hun
vakgebied. Hiervoor een erg welgemeende
dank-u-wel aan mijn promotoren, Walter Dingemanse en dr. I.
Gielen, en aan ons vakgroephoofd,
prof. dr. H. van bree, voor hun zeer gedreven begeleiding, hulp,
steun en het kritisch nalezen van mijn
werk. Tevens vergeet ik de medewerkers van het labo diervoeding
niet, die voor mij alle
biochemische analyses nauwgezet hebben uitgevoerd en hieromtrent
ook de nodige adviezen
hebben uitgedeeld. Bedankt Herman en prof. dr. ir. G.
Janssens.
Daarnaast wil ik ook zeer zeker mijn naaste omgeving bedanken
voor de steun en vooral het
onmetelijke geduld dat zij met mij gehad hebben. Allereerst zijn
er mijn ouders die mij tijdens al die
studiejaren zowel financiële als vooral morele steun gegeven
hebben en in mij zijn blijven geloven:
bedankt mama, papa, Ronny! Daarnaast wil ik ook mijn vrienden,
en in het bijzonder mijn vriend Joris,
bedanken voor alle hulp en steun wanneer ik het nodig had,
alsook voor het geduld dat zij
tentoonspreidden wanneer ik te druk bezig was met mijn werk om
tijd vrij te maken voor andere leuke
dingen.
Tenslotte wil ik nog een laatste klein dankwoordje richten aan
al mijn medestudenten en ex-
kotgenoten van de voorbije studiejaren. Zij hebben mijn
studententijd net dat ietsje meer gegeven: de
kersjes op de taart.
-
2
2. INHOUDSOPGAVE
1. WOORD VOORAF
.....................................................................................................................................
1
2. INHOUDSOPGAVE
....................................................................................................................................
2
3. SAMENVATTING
.......................................................................................................................................
4
4. INLEIDING
................................................................................................................................................
5
5. LITERATUURSTUDIE
..................................................................................................................................
6
5.1. HET KNIEGEWRICHT
................................................................................................................................
6
5.1.1.
Anatomie...................................................................................................................................
6
5.1.2. Histologie en fysiologie
..............................................................................................................
9
5.2. IN VIVO DENSITEITSBEPALING VAN (SUBCHONDRAAL) BEENWEEFSEL
..................................................................
11
5.2.1. Inleiding
..................................................................................................................................
11
5.2.2.
Botanalyse...............................................................................................................................
11
5.2.3. Röntgentechnologie
.................................................................................................................
12
a. Basisprincipes
.............................................................................................................................................12
b. Hardware
....................................................................................................................................................12
c. Stralen-weefsel-interactie en attenuatie
......................................................................................................15
d. Beeldvorming en densiteitsbeoordeling
.......................................................................................................15
5.2.4. Dual Energy X-ray Absorption (DEXA of DXA)
............................................................................
16
5.2.5. Computed Tomography (CT)
technologie..................................................................................
18
a. Basisprincipes
.............................................................................................................................................18
b. Hardware
....................................................................................................................................................19
c. Procedure
...................................................................................................................................................20
d. Densiteitsbepaling door Kwantitatieve Computed Tomography
(Quantitative computed tomography, QCT) .21
e. Densiteitsbepaling door CT-osteoabsorptiometrie (CT-OAM)
.......................................................................22
6. ONDERZOEK
...........................................................................................................................................
24
6.1. MATERIAAL EN METHODEN
....................................................................................................................
24
6.1.1. Algemeen
................................................................................................................................
24
6.1.2. Selectie van kadavers
...............................................................................................................
26
6.1.3. Mechanisch vrijprepareren van femur en tibia
..........................................................................
26
6.1.4. Indeling in groepen
..................................................................................................................
26
6.1.5. Voorbereidende processen en bewaring
...................................................................................
26
6.1.6. Staalname
...............................................................................................................................
27
6.1.7. CT onderzoek
...........................................................................................................................
27
6.1.8. Biochemische analyse
..............................................................................................................
28
6.1.9. CT-OAM
...................................................................................................................................
29
6.1.10. Statistische
analyse..................................................................................................................
31
-
3
6.2. RESULTATEN
.......................................................................................................................................
32
7. DISCUSSIE
...............................................................................................................................................
34
8. REFERENTIELIJST
....................................................................................................................................
36
-
4
3. SAMENVATTING Doel: Validatie van CT-osteoabsorptiometrie
(CT-OAM) als methode om densiteit en
densiteitsdistributie te bepalen in subchondraal bot bij
honden.
Materiaal & Methoden: Van 15 honden werden de achterpoten
verzameld, de kniegewrichten
werden manueel vrijgeprepareerd en ingedeeld in 6 groepen die op
een specifieke manier werden
bewaard: op formol, op 70% alcohol, diepgevroren na afkoken,
diepgevroren na maceratie en twee
controlegroepen voor respectievelijk formol en alcohol die
eveneens diepgevroren werden bewaard.
Na een variabele bewaartermijn werden er van ieder gewricht
verschillende stalen genomen:
femurcondyl mediaal, femurcondyl lateraal, tibiaal plateau
mediaal en tibiaal plateau lateraal. Alle
stalen werden gescand en via CT-OAM werd de densiteit ter hoogte
van het subchondraal bot
bepaald. Vervolgens werd via biochemische analyse een asbepaling
uitgevoerd van dezelfde biopten.
De twee meetmethoden voor densiteitbepaling (CT-OAM en
biochemische asbepaling) werden met
elkaar vergeleken per groep. Voor iedere meetmethode apart werd
de densiteit van verschillende
groepen eveneens met elkaar vergeleken.
Resultaten: Bij vergelijking van de twee meetmethoden per groep
was er bij 5 van de 6 groepen een
significante positieve tot sterk positieve correlatie te vinden.
Bij de groep stalen van afgekookte
beenderen werd slechts een zwakke correlatie gevonden (niet
significant). De oorzaak voor deze
afwijkende groep werd niet achterhaald. Bij vergelijking van
verschillende groepen waren er geen
verschillen te vinden tussen alcohol 70% en alcohol controle
(diepvries) en tussen formol en formol
controle (diepvries) wanneer de metingen plaatsvonden met
CT-OAM. Er werden wel verschillen
teruggevonden bij vergelijking tussen groepen alcohol 70% en
alcohol controle (diepvries) en tussen
maceratie en afkoken wanneer de mineralendensiteit werd bepaald
door biochemische asbepaling.
Conclusie: CT-OAM is een betrouwbare methode om de
mineralendensiteit en densiteitsdistributie
van subchondraal bot bij honden te bepalen. Bij klinisch
onderzoek van een individueel dier wordt het
evenwel geadviseerd om meerdere metingen per gewricht uit te
voeren. Er is verder onderzoek nodig
om de effecten van verschillende bewaringsmethoden op de
mineralendensiteit van beenderen vast
te stellen.
-
5
4. INLEIDING Densiteitsbepaling van (bot)weefsels krijgt reeds
lange tijd de aandacht van artsen, dierenartsen,
tandartsen, kinesisten, fysiotherapeuten en biomedisch
ingenieurs. Gedurende de volledige
levensduur zijn de beenderen van zoogdieren onderhevig aan
veranderingen ten gevolge van
inwerkende krachten (Sjaastad, et al., 2007). Daarnaast kunnen
diverse pathologiën een invloed
hebben op de samenstelling of vorm van de beenderen.
Gegeneraliseerde veranderingen kunnen
een indicatie vormen voor metabole of nutritionele aandoeningen
die potentieel dienen opgevolgd of
behandeld te worden. Lokale veranderingen echter kunnen
informatie verschaffen over eerder lokale
functionele, pathologische of traumatische problemen. Zowel de
gegeneraliseerde als lokale
veranderingen hebben een voorspellende waarde voor bijvoorbeeld
fragiliteitsfracturen of
pathologische fracturen. Hierdoor zou implementatie van
informatie uit densiteitsbepalingen in het
behandelplan van de patiënt toekomstige problemen kunnen helpen
voorkomen.
Er zijn talrijke methoden op punt gesteld om deze
densiteitsbepalingen uit te voeren. De meeste van
deze methodes, doch niet allemaal, berusten op
beeldvormingstechnieken. Zo zijn er technieken
uitgewerkt vanuit klassieke of computed (CR) radiografie,
computed tomography (CT), magnetic
resonance imaging (MRI) en ultrasonografie of echografie. Al
deze technieken hebben hun specifieke
voor- en nadelen. Op dit ogenblik zijn Dual Energy X-ray
Absorptiometry (DEXA of DXA) en
Quantitative Computed Tomography (QCT) de meestgebruikte
technieken (Ralston, 2005). Computed
Tomography Osteoabsorptiometry (CT-OAM) blijkt bepaalde nadelen
van de QCT te kunnen
counteren, wat verder onderzoek naar deze techniek zeer
interessant maakt. In de diergeneeskunde
wordt deze techniek recent toegepast, en dit vooral in
onderzoeksstudies. Om het gebruik ervan bij
honden te rechtvaardigen werd deze validatiestudie uitgevoerd
waarbij de resultaten uit CT-OAM
werden uitgezet tegen de directe densiteitsmeting via
verassing.
-
6
5. LITERATUURSTUDIE
5.1. HET KNIEGEWRICHT
5.1.1. Anatomie Een gewricht is een plaats waar twee of meer
beenderen met elkaar verbonden zijn. Ieder gewricht
omvat, naast de beenuiteinden, een gewrichtskapsel, een
gewrichtsholte en gewrichtskraakbeen
(König & Liebich, 2007). Ligamenten zijn aanwezig om het
gewricht te verstevigen en vrije beweging
te beperken (Evans & de Lahunta, 2013).
Het gewrichtskapsel omgeeft de gewrichten en is samengesteld uit
een binnenste membrana
synovialis, die verantwoordelijk is voor de productie van
synoviaalvocht en een fagocytosefunctie
heeft, en een buitenste membrana fibrosis, die zorgt voor
stevigheid van het kapsel en overgaat in het
periost van de aangrenzende beenderen (König & Liebich,
2007). De membrana fibrosis tussen de
patella en de tibia bevat een grote hoeveelheid vetweefsel en
vormt het infrapatellaire vetkussen
(Evans & de Lahunta, 2013).
In de membrana fibrosis van het femorotibiale gewrichtskapsel
ontwikkelen zich twee
halvemaanvormige, fibrocartilageneuze menisci tussen de
femurcondylen en het tibiaal plateau
(Evans & de Lahunta, 2013; Eleftherios, et al., 2011). De
laterale meniscus komt, in tegenstelling tot
de mediale, verder in de ontwikkeling los van het
gewrichtskapsel (Evans & de Lahunta, 2013). De
menisci vullen de incongruentie tussen de femurcondylen en het
tibiaal plateau op en zijn zo van
belang voor stabilisatie van het gewricht, verdelen van
compressiekrachten op de beenderen,
schokabsorptie, vermindering van de wrijving binnen het gewricht
en nutritionele ondersteuning van
het gewrichtskraakbeen (Eleftherios, et al., 2011; Evans &
de Lahunta, 2013).
De gewrichtsholte zelf is gevuld met synoviaalvocht dat de
wrijving binnen het gewricht vermindert en
instaat voor de nutritionele ondersteuning van het
gewrichtskraakbeen (König & Liebich, 2007). Het
hyaliene gewrichtskraakbeen is van belang voor de schokdemping
in het gewricht (König & Liebich,
2007).
-
7
Figuur 1: Het kniegewricht, Bron: Budras, K. et al, 2007
Beenderelementen worden grofweg ingedeeld in lange, korte,
platte, luchthoudende en
onregelmatige beenderen (König & Liebich, 2007). Het
kniegewricht bevindt zich tussen drie lange
beenderen - de femur, tibia en fibula – en vier korte
(sesams)beenderen – de fabellae ter hoogte van
de musculus gastrocnemius, het popliteusbeentje ter hoogte van
de musculus popliteï en de patella
ter hoogte van de eindpees van de musculus quadriceps (König
& Liebich, 2007; Sjaastad, et al.,
2007).
Beenweefsel zelf kan worden ingedeeld in compact (dens) bot en
spongieus (trabeculair) bot (Aughey
& Frye, 2001). Bij lange beenderen bestaat de buitenzijde
uit compact bot (König & Liebich, 2007). Dit
compact, corticaal bot vormt een aaneengesloten geheel van
beenweefsel zonder macroscopisch
zichtbare tussenliggende ruimtes (Aughey & Frye, 2001). Ter
hoogte van de epifysen is er slechts
een dun laagje compact bot dat een grote hoeveelheid spongieus
bot omgeeft (König & Liebich,
2007; Sjaastad, et al., 2007). Dit laagje compact bot wordt ter
hoogte van het gewrichtskraakbeen het
subchondrale bot genoemd. Het vormt een overgangszone tussen het
kraakbeen en het spongieus
bot, die zorgt voor krachtoverdracht tussen deze twee
weefselzones (Leumann, et al., 2015). Het
spongieus bot is opgebouwd uit kleine botbalkjes, trabeculae.
Deze trabeculae vormen samen een
netwerk, waartussen zich beenmerg bevindt (Aughey & Frye,
2001). In de diafyse bevindt zich
centraal een mergholte waarin beenmerg aanwezig is met daarrond
een laag compact bot, dikker dan
ter hoogte van de epifysen (König & Liebich, 2007; Sjaastad,
et al., 2007).
Aan de buitenzijde zijn lange beenderen bedekt met een laagje
periost, dat ter hoogte van de
gewrichten over gaat in het gewrichtskapsel en verder loopt
overheen het naastgelegen bot (König &
Liebich, 2007). Aan de binnenzijde is het bot van het beenmerg
gescheiden door een laagje endost
(König & Liebich, 2007). Dit laagje heeft eveneens een
botvormende capaciteit en het bevat
osteoprogenitorcellen, voorlopers van osteoblasten en
osteoclasten (König & Liebich, 2007). Bij
sesamsbeenderen is er geen periost aanwezig (Van de Velde,
2013).
-
8
Net als alle lange beenderen kan de femur onderverdeeld worden
in de twee uiteinden (de epifysen),
een middenstuk of schacht (de diafyse) en de overgangszones
tussen de diafyse en de epifyse waar
zich tijdens de ontwikkeling de kraakbenige groeischijf bevindt
(de metafyse) (Sjaastad, et al., 2007).
De distale epifyse van de femur bestaat uit twee
gewrichtsoppervlakken, namelijk de mediale en
laterale condylen aan caudale zijde, en de trochlea aan craniale
zijde (König & Liebich, 2007). De
patella en femurtrochlea vormen het femuropatellaire
sledegewricht (König & Liebich, 2007). De
condylen vormen het femurotibiale gewricht met het tibiaal
plateau proximaal op de tibia. Tussen
deze condylen bevindt zich de fossa intercondylaris die craniaal
doorloopt tot in de trochlea en waar
de voorste en achterste kruisband zich aanhechten aan
respectievelijk de laterale en mediale zijde
(König & Liebich, 2007).
De tibia en fibula vormen samen het skeleton cruris, waarbij
enkel de tibia ter hoogte van de
proximale epifyse met de femur verbonden is en zo een
gewichtsdragende functie heeft (König &
Liebich, 2007). Onder de articulerende gewrichtsoppervlakken van
de proximale tibia bevinden zich
twee condylen: de laterale en de mediale condyl (König &
Liebich, 2007). Het tibiaal plateau wordt in
twee gesplitst door de eminentia intercondylaris, die kan
ingedeeld worden in een tuberculum mediale
en laterale met daartussen de area intercondylaris centralis
(König & Liebich, 2007). Ter hoogte van
deze area intercondylaris centralis bevindt zich het
aanhechtingspunt voor de klinisch belangrijke
voorste kruisband (König & Liebich, 2007). Op de laterale
condyl bevindt zich het proximale
tibiofibulaire gewricht, een syndesmose die weinig tot geen
beweging toelaat (Budras, 2007; König &
Liebich, 2007). Ondanks dat de fibula dus geen rechtstreekse
articulatie met de femur heeft, is er toch
een verbinding aanwezig via de laterale collateraalband die
vertrekt op de laterale femurcondyl en
eindigt distaal op de epifyse van de fibula (Evans & de
Lahunta, 2013). Craniaal op de proximale tibia
bevindt zich de tuberositas tibiae (König & Liebich, 2007;
Budras, 2007).
Skeletelementen kunnen met elkaar verbonden zijn via synartrosen
(niet beweeglijke verbinding),
amfiartrosen (weinig beweeglijke verbindingen) of diartrosen
(vrij beweeglijke verbindingen) (König &
Liebich, 2007). Deze gewrichten kunnen verder ingedeeld worden
volgens verschillende kenmerken
(König & Liebich, 2007). Wanneer het aantal opbouwende
beenderen in acht wordt genomen dan
wordt er van enkelvoudige gewrichten gesproken met twee
samenstellende beenderen, of van
complexe gewrichten die opgebouwd zijn uit meer dan twee
interagerende beenderen (König &
Liebich, 2007).
Diartrosen of beweeglijke gewrichten kunnen ook ingedeeld worden
volgens het type beweging die
mogelijk is (König & Liebich, 2007). Hierbij worden
uniaxiale, biaxiale en multiaxiale gewrichten
onderscheiden (Eurell & Frappier, 2006). Uniaxiale
gewrichten kunnen slechts in één richting
bewegen en worden onderverdeeld in rol- en scharniergewrichten
(König & Liebich, 2007).
Rolgewrichten zijn gewrichten waarbij de beenderen als het ware
over elkaar rollen en alzo een
rotatiebeweging mogelijk maken waarvan de as parallel is aan de
lengteas van de samenstellende
beenderen (König & Liebich, 2007). Scharniergewrichten
daarentegen laten een beweging loodrecht
-
9
op de lengteas van de samenstellende beenderen toe (König &
Liebich, 2007). Het femurotibiale
kniegewricht wordt beschouwd als een enkelvoudig, diarthrotisch
scharniergewricht (König & Liebich,
2007).
5.1.2. Histologie en fysiologie Beenweefsel heeft een drieledige
functie in het lichaam: ondersteuning, bescherming en een
metabole functie (Eurell & Frappier, 2006) (Sjaastad, et
al., 2007). Daarnaast is er ter hoogte van het
beenmerg sprake van vetopslag en productie van bloedcellen
(Sjaastad, et al., 2007). Beenweefsel
wordt beschouwd als een bindweefsel, dat per definitie bestaat
uit bindweefselcellen en een
extracellulaire matrix, waarbij de onderlinge verhouding van
deze componenten bepalend is voor de
functionele eigenschappen van het weefsel (Aughey & Frye,
2001). Bindweefsel ontwikkelt uit
embryonaal bindweefsel, mesenchym, dat ontstaat uit de
mesodermlaag (Aughey & Frye, 2001). De
bindweefselcellen in beenweefsel zijn osteocyten, osteoblasten
en osteoclasten (Aughey & Frye,
2001). De extracellulaire matrix bestaat uit collageenvezels,
een amorfe grondsubstantie en
hydroxyapatiet (Aughey & Frye, 2001) (König & Liebich,
2007) (Bacha & Bacha, 2012).
Het zijn de osteoblasten, de botvormende cellen, die de
collageenvezels en amorfe grondsubstantie
afzetten, wat samen het osteoid genoemd wordt (Bacha &
Bacha, 2012). Het osteoid wordt
vervolgens gemineraliseerd door afzetting van
hydroxyapatietkristallen (Bacha & Bacha, 2012;
Sjaastad, et al., 2007). Dit mineralisatieproces wordt
geïnduceerd door de proteïnen en
proteoglycanen en de grondsubstantie (Sjaastad, et al., 2007).
Tevens produceren de osteoblasten
alkalische fosfatase, een enzym dat de concentratie aan vrije
fosfor ionen verhoogt, en stellen ze
Ca2+ vrij in het extracellulaire vocht (Sjaastad, et al., 2007).
Osteocyten zijn voormalige osteoblasten
die ingesloten zijn geraakt tijdens dit mineralisatieproces en
waarvan de botvormende capaciteit
verloren gegaan is (Aughey & Frye, 2001; Sjaastad, et al.,
2007). De osteocyten blijven achter in
kleine holtes in het botweefsel, de lacunae (Bacha & Bacha,
2012). Ze zijn via diverse uitlopers met
elkaar verbonden via tight junctions (Bacha & Bacha, 2012;
Sjaastad, et al., 2007). De verbindingen
tussen de lacunae, waardoor de uitlopers van verschillende
osteocyten met elkaar in verbinding
staan, worden canaliculi genoemd (Bacha & Bacha, 2012). Via
deze canaliculi is er uitwisseling van
hormonen, nutriënten en afvalstoffen tussen beenweefsel, de
ingesloten osteocyten en de bloedvaten
mogelijk (Bacha & Bacha, 2012; Sjaastad, et al., 2007).
Osteoclasten, de botafbrekende cellen,
ontstaan, net als osteoblasten, rechtstreeks uit de
osteoprogenitorcellen (Bacha & Bacha, 2012). In
samenwerking met osteoblasten zorgen osteoclasten ervoor dat
beenweefsel een dynamisch geheel
vormt dat ook na ontwikkeling en groei onderhevig is aan
processen als remodellering en herstel
(Bacha & Bacha, 2012; Sjaastad, et al., 2007). Ze binden aan
het beenoppervlak via
adhesiemolecules in hun membraan (Sjaastad, et al., 2007). Onder
deze binding vormt er zich een
reactiekamer waarin protonen (H+) en proteasen afgezet worden
met botafbraak tot gevolg (Sjaastad,
et al., 2007). De afbraakstoffen worden door de osteoblasten
opgenomen en vrijgesteld in de
bloedbaan, van waaruit ze gerecycleerd of geëxcreteerd kunnen
worden (Sjaastad, et al., 2007).
-
10
De anorganische fractie van beenweefsel bestaat voor een groot
deel uit hydroxyapatiet, naast een
kleine fractie aan andere mineralen zoals natrium, magnesium en
kalium (Sjaastad, et al., 2007).
Daarnaast is het mogelijk dat toxische of radioactieve stoffen
ingebed raken in het beenweefsel
tijdens het mineralisatieproces (Sjaastad, et al., 2007).
Respectievelijk 99% en 85-90% van het
aanwezige calcium en fosfor in het lichaam bevindt zich als
hydroxyapatiet in het beenweefsel
(Sjaastad, et al., 2007). Dit beenweefsel kan bijgevolg als bron
voor deze mineralen aangewend
worden wanneer nodig, zoals bijvoorbeeld bij dracht en lactatie
(Sjaastad, et al., 2007). Deze
processen staan voornamelijk onder endocriende controle
(Sjaastad, et al., 2007).
Biomechanische botadaptatie en remodellering op basis van
compressie- en trekkrachten op het
beenweefsel is reeds lang bekend, bestudeerd en aangewend bij
diagnose en behandeling van
diverse aandoeningen. Het proces vormt een evenwicht tussen
osteoblastactiviteit, verantwoordelijk
voor aanmaak van beenmatrix, en osteoclastactiviteit,
verantwoordelijk voor botafbraak, met als
eindresultaat een variabele botdensiteit en morfologie (Tat, et
al., 2010). Het feit dat deze effecten
ook plaatsvinden ter hoogte van het subchondraal bot, kreeg lang
weinig aandacht vanuit de
wetenschap of kliniek (Eckstein, et al., 1997). Er is echter
sprake van een rechtstreeks verband
tussen krachten inwerkend op dit botweefsel en deze inwerkend op
de gewrichtsoppervlakken
(Eckstein, et al., 1997). Chronische verandering in belasting
van gewrichten, resulteert in een
afwijkend densiteitspatroon van het subchondraal bot ter hoogte
van de betreffende gewrichtsvlakken
(Eckstein, et al., 1997). Verhoogde densiteit wordt gerelateerd
aan regio’s onderhevig aan herhaalde
hoge belasting (Müller-Gerbl, et al., 1990). Ook op volwassen
leeftijd kunnen veranderingen in
belasting nog leiden tot biomechanische botadaptatie (Eckstein,
et al., 1997).
Onderzoek heeft uitgewezen dat wijzigingen in het
densiteitspatroon vaak voorafgaan aan de
veruiterlijking van klinische aandoeningen, zoals bijvoorbeeld
osteoarthritis (Bruyere, et al., 2003).
Vroeger werd vermoed dat deze wijzigingen vooral van secundaire
aard waren, waardoor
densiteitsbepalingen vooral informatie konden verschaffen over
een reeds verder geëvolueerd
probleem (Tat, et al., 2010). Vandaag de dag zijn er echter
indicaties die erop wijzen dat
veranderingen in het metabolisme en het densiteitspatroon van
subchondraal bot eerder een actieve
component is van osteoarthitis (Tat, et al., 2010). Verdere
uitwerking en toepassing van deze kennis
zou alzo kunnen leiden tot een verbeterde preventie van
orthopedische aandoeningen.
Bij mensen werd aangetoond dat gewrichten niet steeds perfect
congruent zijn en dat de
subchondrale botdensiteit onder meer ook een weerspiegeling is
van deze incongruentie (Eckstein, et
al., 1997). Incongruenties kunnen aangeboren zijn of ontwikkelen
tijdens het verdere leven, zowel op
jonge als op volwassen leeftijd (Eckstein, et al., 1997). Zowel
aangeboren als tijdens het verdere
leven verworven incongruenties dragen alzo, samen met de
belasting van het gewricht, bij tot de
uiteindelijke densiteitsdistributie van het subchondraal bot
(Eckstein, et al., 1997). Zo kan men
concluderen dat de subchondrale densiteitspatronen informatie
verschaffen over de individuele
biomechanische situatie van een mens of dier (Zumstein, et al.,
2012).
-
11
Onderzoek van Zumstein et al. heeft aangetoond dat er een
significant verband is tussen
mechanische sterkte van verschillende plaatsen in een gewricht
en de geassocieerde botdensiteit
(Zumstein, et al., 2012). Dit impliceert dat CT-OAM, een methode
om de densiteit(sverdeling) te
bepalen, geïmplementeerd zou kunnen worden in het pre-operatief
onderzoek bij orthopedische
ingrepen (Zumstein, et al., 2012) of bij bijvoorbeeld
vergevorderde keuringen van sportdieren.
5.2. IN VIVO DENSITEITSBEPALING VAN (SUBCHONDRAAL)
BEENWEEFSEL
5.2.1. Inleiding Er zijn verschillende methoden om de
mineralendensiteit van subchondraal bot (BMD of bone mineral
density) te bepalen. Vele van deze methodes, zoals histologie,
biochemische analyse en micro-
computed tomography, zijn enkel bruikbaar ex-vivo of na
invasieve staalname (Müller-Gerbl, et al.,
1990). Hierdoor gaan de voorspellende waarde met het oog op
preventie en de
toepassingsmogelijkheden in praktijkomstandigheden deels
verloren of worden ze sterk invasief
(Müller-Gerbl, et al., 1990). Methodes als kwantitatieve CT
(QCT) en CT-osteoabsorptiometrie
(CT-OAM) kunnen wel in vivo gebruikt worden en openen
perspectieven in klinische omstandigheden
(Müller-Gerbl, et al., 1990). Deze methodes zorgen voor een
verbeterd dierenwelzijn bij onderzoek
aangezien de subjecten niet geëuthanaseerd moeten worden voor
analyse, vooral wanneer er sprake
is van een strenge selectie van de proefdieren. Subchondrale
mineralendensiteit kan via kwantitatieve
CT en CT-osteoabsorptiometrie gedurende een langere periode bij
dezelfde dieren opgevolgd worden
(Müller-Gerbl, et al., 1990; Eckstein, et al., 1997). Bij QCT
worden absolute densiteitsbepalingen
uitgevoerd terwijl osteoabsorptiometrie zich richt op bepaling
van de relatieve densiteit of
densiteitsverhoudingen binnen een gewricht (Müller-Gerbl, et
al., 1990).
De keuze van de te scannen botregio is afhankelijk van de
aandoening waarvoor gescreend wordt, en
van de technische eigenschappen van de metingstechniek (Stepan,
2002).
Hieronder volgt een overzicht van de meest gebruikte methodes om
de mineralendensiteit van
beenweefsel in vivo te bepalen op basis van röntgenstraling, en
een korte vermelding van de
botanalyse.
5.2.2. Botanalyse In humane geneeskunde wordt bioptname ter
hoogte van de crista iliaca en vervolgens analyse soms
gebruikt om de botkwaliteit van de patiënt te beoordelen
(International Atomic Energy Agency (IAEA),
2010). Omdat deze methode zeer invasief is, wordt ze vandaag de
dag veelal vervangen door minder
invasieve methodes (International Atomic Energy Agency (IAEA),
2010). Deze methodes zijn vaak
gebaseerd op röntgenstraling, maar ook technieken gebaseerd op
echografie en magnetische
resonantie (MR) hebben hun intrede gedaan (International Atomic
Energy Agency (IAEA), 2010).
-
12
5.2.3. Röntgentechnologie
a. Basisprincipes Het basisidee van waaruit röntgen- of
X-stralentechnologie vertrekt is de attenuatie van straling
door
biologisch materiaal. De reststraling wordt geregistreerd op een
gevoelige plaat en weergegeven
onder de vorm van verschillende grijstinten op de locatie waar
de geattenueerde stralenbundel invalt.
Röntgenstralen bevinden zich in het spectrum van de
electromagnetische straling en worden
gekarakteriseerd door een frequentie (f) en een golflengte (λ)
(Thrall, 2013). De combinatie van
frequentie en golflengte kenmerken de snelheid van deze
electromagnetische straling (Thrall, 2013).
Elektromagnetische straling heeft een snelheid gelijk aan deze
van het licht, die een constante is
(Thrall, 2013). Hieruit kunnen we concluderen dat frequentie en
golflengte omgekeerd evenredig zijn
aan elkaar (Thrall, 2013). De stralingsenergie is omgekeerd
evenredig met de golflengte, en dus recht
evenredig met de frequentie (Thrall, 2013).
b. Hardware Voor het maken van röntgenfoto's zijn een regelbare
röntgenstralenbron en -generator, en een
detector noodzakelijk. Daarnaast vormen een statief en een tafel
de ondersteunende hardware. Een
ontwikkelaar of digitale verwerking is dan weer noodzakelijk om
uit de techniek ook daadwerkelijk een
beeld te vormen.
De stralenbron wordt gevormd door een röntgenbuis die grofweg
bestaat uit een anode en een
kathode in een vacuüm met een glazen omhulsel (Thrall, 2013)
(Verhoye, 2011). Onder invloed van
een elektrische lading die doorheen het kathodefilament stroomt,
worden elektronen vrijgesteld die
aangetrokken worden door de positief geladen anode, het doelwit
(Thrall, 2013). Röntgenstralling
worden opgewekt door zowel collusie tussen de elektronen en de
anode, als door radioactieve
interacties tussen de elektronen en atomen van de anode (Thrall,
2013).
De röntgen(stralen)generator zorgt ervoor dat, na opdrijven van
de spanning door een transformator,
er elektrische stroom doorheen de kathode stroomt (Thrall, 2013)
(Verhoye, 2011). Deze stroom is
recht evenredig met de hoeveelheid elektronen die vrijgesteld
worden en bijgevolg met de
hoeveelheid röntgenstraling die opgewekt wordt. Dit kan geregeld
worden door de milliampere (mA)
instellingen op het toestel (Thrall, 2013). De hoeveelheid
opgewekte röntgenstraling neemt ook toe
met de tijdsduur van de elektrische stroom doorheen het filament
(Thrall, 2013). Met de instelling mAs
(milliampere seconde) wordt de totale hoeveelheid straling
gekwantificeerd op basis van de mA en de
duur van doorstroming van het filament (Thrall, 2013).
De versnelling van de elektronen tussen de kathode en de anode
wordt bepaald door het voltverschil
tussen beide, en kan eveneens aangepast worden op het toestel
als kiloVoltagepiek (kVp) (Thrall,
2013). Hoe groter deze versnelling, hoe hoger de energie van de
opgewekte röntgenstralen (Thrall,
2013). Iedere mA-vKp-combinatie resulteert voor een röntgenbuis
in een specifieke hoeveelheid
energie van de opgewekte straling (Thrall, 2013).
Er zijn twee types interacties tussen de elektronen en de atomen
van de anode die resulteren in het
ontstaan van röntgenstraling (Thrall, 2013) (Verhoye, 2011).
-
13
Bij collusie botsen de inkomende elektronen tegen
orbitaalelektronen van de anodeatomen (Thrall,
2013). Hierbij worden de orbitaalelektronen weggekaatst en komt
er karakteristieke röntgenstraling
vrij (Thrall, 2013). Deze straling wordt karakteristiek genoemd
omdat ze typerend is voor de
bindingsenergie die nodig is om het orbitaalelektron weg te
kaatsen (Thrall, 2013). Deze
bindingsenergie is afhankelijk van het atoom, de schil waarvan
het elektron weggekaatst werd en van
de bron van de inkomende elektronen (Thrall, 2013).
Bij radioactieve interactie daarentegen wordt er geen elektron
weggekaatst, maar passeert het
inkomend elektron zeer dicht langs de (positieve aantrekkende)
wolfraam-atomen waardoor het
afgeremd wordt (Thrall, 2013). Deze remming veroorzaakt
vrijkomende energie onder de vorm van
röntgenstralen (Thrall, 2013). Deze straling wordt alzo
toepasselijk 'bremsstraling' genoemd (brems is
het Duitse woord voor rem) (Thrall, 2013). Deze straling heeft,
in tegenstelling tot de karakteristieke
röntgenstralen, een breed spectrum waarbij de frequentie
toeneemt naarmate de inkomende
elektronen dichter bij de atoomkern passeren en bijgevolg
sterker afgeremd worden (Thrall, 2013). De
energie van de röntgenstralen wordt uitgedrukt in kiloelektron
volt (keV) (Thrall, 2013). Binnen een
stralenbundel zijn er stralen met een variabele energie
aanwezig, waarbij de bremsstralen een
continu spectrum vormen terwijl de karakteristieke straling ten
gevolge van collusie resulteert in
pieken van een specifieke (karakteristieke) energiewaarde
(Thrall, 2013). De maximale energie van
een röntgenstralenbundel komt overeen met de ingestelde kVp, al
is het percentage straling dat dit
niveau haalt eerder klein (Thrall, 2013). Deze maximale straling
wordt opgewekt wanneer het
potentiaalverschil tussen de kathode en de anode maximaal is,
wat men gedurende een zo groot
mogelijk deel van de tijd tracht te bekomen (zie verder)
(Thrall, 2013).
Bremsstraling vormt een groot deel van de opgewekte
röntgenstralen (Verhoye, 2011). Deze
stralenbundel bestaat uit straling van sterk variërende
frequenties, waarvan slechts bepaalde
frequenties bruikbaar zijn voor de beeldvorming (Verhoye, 2011).
De onbruikbare frequenties zouden,
wanneer de volledige stralenbundel gebruikt wordt bij
beeldvorming, een onnodige verhoging van de
stralingsdosis veroorzaken en het beeldcontrast verlagen
(Verhoye, 2011). Om dit tegen te gaan
worden er aluminium filters geplaatst die zachte stralen, dit
zijn röntgenstralen met een lage
frequentie, absorberen (Verhoye, 2011).
Om de stralingsdosis voor de patiënt zo laag mogelijk te houden
worden de röntgenstralen zorgvuldig
gericht zodat enkel het interessegebied belicht wordt (Verhoye,
2011). Dit gebeurt met behulp van
een collimator op het toestel (Verhoye, 2011).
Röntgenstralen ondergaan in het lichaam van de patiënt naast
absorptie ook verstrooiing (zie verder)
die de scherpte van het beeld kan verlagen (Thrall, 2013)
(Verhoye, 2011). Om deze effecten zo veel
mogelijk te beperken wordt een loden rooster of bucky diafragma
geplaatst tussen de patiënt en de
detectoren (Verhoye, 2011). Deze roosters blokkeren stralen die
niet loodrecht op de detector invallen
en die dus vermoedelijk het gevolg zijn van verstrooiing
(Verhoye, 2011).
De inkomende elektronen veroorzaken een sterke verhitting ter
hoogte van de anode (Thrall, 2013).
Daarom is het van belang dat het smeltpunt van deze anode zeer
hoog is (Thrall, 2013). Veelal wordt
er gekozen voor wolfraam, met een smeltpunt van 3422°C (Thrall,
2013). Een bijkomend voordeel
-
14
van wolfraam is dat het een hoog atoomnummer (74) heeft,
waardoor de elektronen zeer sterk
aangetrokken worden door de wolfraam atomen (Thrall, 2013). Dit
verhoogt de efficiëntie van de
röntgenbuis, meerbepaald bij het ontstaan van bremstraling
(Thrall, 2013).
Omdat er gebruik gemaakt wordt van wisselstroom, zou het
voltverschil tussen anode en kathode
continu variëren tussen +kVp en -kVp, waarbij deze slechts een
fractie van de tijd maximaal of
minimaal is naast alle (suboptimale) tussenfasen tussen +kVp en
-kVp (Thrall, 2013). Omwille van de
opgewekte hitte ter hoogte van de anode zijn er ook hier vrije
elektronen aanwezig (Thrall, 2013). De
wisselstroom zorgt er normaal gezien voor dat er momenten
plaatsvinden waarop het filament positief
is ten opzichte van de doelwitanode, waardoor de vrije
elektronen die hier aanwezig zijn
aangetrokken zouden worden door het filament en daar schade
zouden kunnen veroorzaken (Thrall,
2013). Om dit te voorkomen wordt er gebruik gemaakt van
rectificatie, waardoor het filament steeds
negatief blijft ten opzichte van het doelwit en schade door
tegengestelde elektronenstroming
voorkomen wordt (Thrall, 2013).
De efficiëntie bij het opwekken van röntgenstralen verlaagt
tijdens de suboptimale fasen tussen de -
kVp pieken (Thrall, 2013). Vandaag de dag wordt deze
efficiëntieverlaging zoveel mogelijk
tegengegaan door hoogfrequentie röntgen(straling)generatoren
(Thrall, 2013). Bij deze generatoren is
er sprake van een bijna continu maximaal voltverschil tussen het
kathodefilament en de anode
(Thrall, 2013).
Invallende elektronen kunnen eveneens schade veroorzaken ter
hoogte van de anode, vooral
wanneer deze continu op hetzelfde (focale) punt binnenkomen
(Thrall, 2013). Dit wordt ingeperkt door
het doelwit te laten roteren waardoor de elektronen steeds op
een ander punt binnenkomen (Thrall,
2013). Tevens wordt gebruik gemaakt van een
schuin geslepen anodedoelwit, waardoor het
voordeel van een brede invallende elektronenbundel
(minder hitteconcentratie) gecombineerd wordt met
het voordeel van een smalle uitgaande
röntgenstralenbundel (zie figuur 2) (Thrall, 2013). De
smalle uitgaande röntgenstralenbundel zorgt voor
een verhoging van de detailweergave op het
eindbeeld (Thrall, 2013). De uitgaande
röntgenstralenbundel kan eveneens versmald
worden door een versmalling van de invallende
elektronenbundel (Thrall, 2013). Sommige toestellen
laten toe de breedte van de elektronenbundel te
regelen via selectie van een breder of dunner kathodefilament
(Thrall, 2013). Hoe dunner het filament
echter, hoe lager de maximale milliampere die gebruikt kan
worden (Thrall, 2013). Bij de combinatie
van een dun filament en een hoge mA instelling bestaat namelijk
het risico van oververhitting en
doorbranden van het kathodefilament (Thrall, 2013).
Figuur 2: Anode, Bron: Thrall, 2013
-
15
c. Stralen-weefsel-interactie en attenuatie Er zijn vijf
verschillende manieren waarop röntgenstralen interactie aangaan met
(organisch)
materiaal, waaronder paarvorming en fotodesintegratie die minder
van belang zijn voor medische
beeldvorming (Thrall, 2013). De drie interacties die wel van
groot belang zijn bij beeldvorming zijn de
compton verstrooiing, coherente verstrooiing en foto-elektrische
effecten (Thrall, 2013).
Coherente verstrooiing is een interactie tussen een foton en het
materiaal, waarbij het foton van
richting verandert maar er geen energieverandering plaatsvindt
bij het foton en het object het foton
niet absorbeert (Thrall, 2013). Deze vorm van verstrooiing is
ongewenst aangezien de fotonen niet
bijdragen tot het beeld, maar net de beeldkwaliteit verminderen
en een risico vormen voor
radioveiligheid (Thrall, 2013). Slechts vijf procent van de
straling die de patiënt in aanraking komt
resulteert in coherente verstrooiing (Thrall, 2013).
Compton verstrooiing ontstaat bij botsing tussen een foton en
een elektron uit een perifere schil van
een atoom uit het weefsel, waarbij de elektron wordt weg
geprojecteerd en het foton in een andere
richting en met een verlaagde energie verstrooid wordt (Thrall,
2013). In tegenstelling tot interacties
die afhankelijk zijn van het atoomgetal van de weefselatomen, is
het ontstaan van compton
verstrooiing hier onafhankelijk van (Thrall, 2013). Hierdoor
heeft dit type interactie eveneens een
negatief effect op de beeldkwaliteit en op de radioveiligheid
zonder bij te dragen aan de beeldvorming
van inwendige structuren (Thrall, 2013). De mate waarin compton
verstrooiing voorkomt is afhankelijk
van het energieniveau van de straling (Thrall, 2013).
Foto-elektrische effecten zijn het resultaat van de
belangrijkste (gewenste) interacties als het aankomt
op beeldvorming (Thrall, 2013). Hierbij komt een foton in
collusie met een elektron uit de binnenste
schil(len) van een weefselatoom (Thrall, 2013). Het foton wordt
geabsorbeerd en het elektron wordt,
als fotoelektron, weggekaatst (Thrall, 2013). Dit fotoelektron
wordt opnieuw geabsorbeerd in
organisch weefsel binnen het lichaam en heeft dus bijgevolg geen
effect op het beeld (Thrall, 2013).
Het is de absorptie van deze fotonen, die afhankelijk is van het
atoomgetal van het weefsel waar de
absorptie optreedt, die ervoor zorgt dat grijswaarden in het
gevormde beeld variëren op basis van
verschillen tussen weefsels waar de stralen op invallen (Thrall,
2013).
De absorptie van röntgenstralen door weefsel is afhankelijk van
de intensiteit van de invallende
röntgenstralen (Iin), de massa-absorptiecoëficiënt (σ, in m²/kg)
en de dichtheid van het weefsel (ρ, in
kg/m³) (Verhoye, 2011). De massa-absorptiecoëfficiënt is
afhankelijk van de energie van de
invallende röntgenstralen (Verhoye, 2011). De radioloog kan
bijgevolg de mate van absorptie
beïnvloeden door het energieniveau van de röntgenstralen aan te
passen (Verhoye, 2011).
d. Beeldvorming en densiteitsbeoordeling Zoals eerder vermeld
wordt het uiteindelijke beeld bij röntgenfoto's gevormd door
registratie van
invallende straling op een gevoelige detector. De zwarting die
hierbij bekomen wordt op film of op een
monitor, is afhankelijk van de intensiteit van de X-stralen die
hierop invallen (Verhoye, 2011). Hoe
hoger de filamentspanning en dus hoe groter de elektronenbundel
tussen het kathodefilament en het
anodedoelwit, hoe sterker de zwarting (Verhoye, 2011).
-
16
Densiteitsbepalingen voor detectie van gegeneraliseerde
veranderingen gebeurde, voor het
beschikbaar worden van nieuwere technieken als DEXA en CT, op
basis van klassieke
röntgenbeelden (International Atomic Energy Agency (IAEA),
2010). Hiervoor werden opnames van
de heup en de ruggenwervels gebruikt om, via diverse
rekenmethoden, eventuele osteoporose aan te
tonen (International Atomic Energy Agency (IAEA), 2010). Eén van
die methoden was de Singh-index
waarbij radioöpaciteit van de trochanter visueel werd beoordeeld
(International Atomic Energy Agency
(IAEA), 2010). Dit werd veelal tesamen met de beoordeling van de
femorale calcar breedte
(International Atomic Energy Agency (IAEA), 2010). Bij de Singh
index wordt concreet het trabeculair
patroon ter hoogte van de proximale femur vergeleken met een
referentieschaal (Cooper, et al.,
1986). De zichtbaarheid van deze trabekels wordt onderverdeeld
in 6 graden, die sterk gecorreleerd
zijn aan de botdensiteit die toeneemt van graad 1 naar graad 6
(Cooper, et al., 1986). Nadelen zijn
dat er een verandering van ongeveer 30% moet optreden alvorens
dit waarneembaar is, en dat een
hoge resolutie vereist is bij de beeldvorming, wat gepaard gaat
met een hogere blootstelling aan
ioniserende straling (International Atomic Energy Agency (IAEA),
2010). De femorale calcar is een
dense botbalk die zich bevindt onder de trochanter minor van de
proximale femur (Griffin, 1982). De
breedte van deze calcar is eveneens gerelateerd aan botdensiteit
(International Atomic Energy
Agency (IAEA), 2010) (Cooper, et al., 1986). Deze methode werd
ontwikkeld door Horsman et al.
(Cooper, et al., 1986).
Een andere methode om botdensiteit te bepalen die gebruik maakt
van klassieke röntgenbeelden is
de metacarpaalindex (MCI), waarbij de cortex van de metacarpus
wordt uitgezet tegen de gehele
dikte van deze metacarpus (International Atomic Energy Agency
(IAEA), 2010).Een nadeel van deze
techniek is dat veranderingen trager optreden in de cortex en
dus minder snel gedetecteerd kunnen
worden als deze bij de Singh index (International Atomic Energy
Agency (IAEA), 2010).
Recentere methodes zijn ontwikkeld uit de digitale radiografie
(computed radiography of CR) en
stellen ons in staat om de densiteit daadwerkelijk te
kwantificeren door absorpties uit te zetten tegen
deze van een fantoom (International Atomic Energy Agency (IAEA),
2010). Omdat er bij radiografie
schaduwvorming is van alle superponerende weefsels, is het
interessant om hiervoor beenderen te
selecteren waarbij er in verhouding weinig weke delen aanwezig
zijn (International Atomic Energy
Agency (IAEA), 2010).
5.2.4. Dual Energy X-ray Absorption (DEXA of DXA) Dual energy
X-ray absorption (DEXA of DXA) is een meettechniek die uitgaat van
hetzelfde principe
als klassieke radiografie: specifieke attenuatie van
röntgenstralen door organische weefsels op basis
van dikte, densiteit en samenstelling (Ralston, 2005)
(International Atomic Energy Agency (IAEA),
2010). Bij DEXA wordt de minderalendensiteit gekwantificeerd
door gebruik te maken van absorptie
bij twee verschillende stralingsenergieniveaus (Ralston, 2005)
(International Atomic Energy Agency
(IAEA), 2010). Hierbij wordt het lichaam beschouwd als
driecompartimenteel met als compartimenten
beenweefsel, vet en vetvrije zachte weefsels (International
Atomic Energy Agency (IAEA), 2010). De
-
17
attenuatiecoëfficiënten van deze compartimenten (weefsels) zijn
gekend voor de verschillende
energieniveaus (International Atomic Energy Agency (IAEA),
2010). Bij een lage stralingsenergie
(lage KeV instelling) is de attenuatie door beenweefsel veel
hoger dan deze door weke delen of lucht
(Ralston, 2005). Bij een hoge stralingsenergie is dit verschil
bijna afwezig (zie tabel 1) (Ralston,
2005). Wanneer de attenuatie door een specimen bij verschillende
energieën wordt vergelegen is het
mogelijk om mathematisch te corrigeren voor de weke delen en
lucht, en zo uitsluitend de
attenuatiewaarden voor beenweefsel mee te nemen in verdere
berekeningen (Ralston, 2005). De
attenuatiewaarden voor beenweefsel worden dan vergeleken met de
attenuatiewaarden van het
gebruikte fantoom (Ralston, 2005). Dit systeem heeft tot gevolg
dat de densiteitsmeting bij DEXA
gebeurt in massa per oppervlakte (pixel), in tegenstelling tot
QCT of CT-OAM, waarbij metingen
gebeuren per volume-eenheid (voxel) (International Atomic Energy
Agency (IAEA), 2010).
Materiaal
lucht been spier vet
Stralings-
energie (KeV)
10 4,91 19,790 5,154 3,081
50 0,205 0,347 0,224 0,201
100 0,154 0,180 0,170 0,168
Tabel 1: massa attenuatiecoëfficiënt van röntgenstralen voor
verschillende weefsels en materialen, Bron: adaptatie van Ralston,
2005
Na eliminatie van de attenuatie voor niet-beenweefsel worden er
drie waarden berekend: bone
mineral content (BMC), bone area (BA) en areal bone mineral
density (aBMD) (International Atomic
Energy Agency (IAEA), 2010). De BMC geeft de hoeveelheid
hydroxyapatiet, als de voornaamste
component van beenweefsel, weer in gram (International Atomic
Energy Agency (IAEA), 2010).
Niet-minerale componenten van beenweefsel worden hierbij niet in
rekening gebracht (International
Atomic Energy Agency (IAEA), 2010). Het BA geeft weer hoe groot
het oppervlak is dat wordt bedekt
met beenweefsel (International Atomic Energy Agency (IAEA),
2010). De aBMD is het eindcijfer
waarin we geïnteresseerd zijn, namelijk de mineralendensiteit in
gram per vierkante centimeter
(g/cm²) (International Atomic Energy Agency (IAEA), 2010). Dit
wordt berekend door de BMC te delen
door de BA (International Atomic Energy Agency (IAEA),
2010).
Voordelen van DEXA zijn een korte scantijd, een lage dosis
ioniserende straling in vergelijking met
CT technieken en goedkoop in vergelijking met MRI technieken
(International Atomic Energy Agency
(IAEA), 2010). Een nadeel is dat de resultaten uitsluitend
weergegeven worden in densiteit per pixel
(Nazarian, et al., 2008).
Gebruikte referentiewaarden in de humane geneeskunde zijn
afhankelijk zijn van geslacht, leeftijd en
etnische afkomst (International Atomic Energy Agency (IAEA),
2010). Mogelijk spelen er in
diergeneeskunde ook dergelijke verschillen.
-
18
5.2.5. Computed Tomography (CT) technologie
a. Basisprincipes Computed tomography is een
beeldvormingstechniek waarbij een beeld wordt opgesteld op basis
van
de attenuatie van röntgenstralen in ieder punt van een
driedimensionaal lichaam. Omdat de
attenuatie van röntgenstralen in iedere richting van het x-y
vlak doorheen het lichaam bepaald wordt,
en deze registratie herhaald wordt in het z-vlak, is het
mogelijk om de attenuatiecoëfficiënt van ieder
individueel punt of voxel te berekenen waardoor een volledig
driedimensionaal beeld bekomen kan
worden door het scannen van achtereenvolgende transversale
vlakken. De berekeningen die hiervoor
nodig zijn, zijn echter zodanig uitgebreid en complex dat
integratie van een computer noodzakelijk is
(Verhoye, 2011). CT beeldvorming bestaat dus uit twee stadia,
waarbij het eerste stadium bestaat uit
de scantijd zelf, en het tweede uit het computergestuurd
samenstellen van de beelden op basis van
de scans (Adams, 2009).
De attenuatie wordt uitgedrukt in hounsfield units (HU), waarbij
de attenuatiecoëfficiënt van het
weefsel in kwestie wordt vergeleken met deze van water met
waarde nul (Vandenberghe, 2014).
Lucht heeft hierbij een waarde van -1000 HU, wat resulteert in
een donkere grijstint, en beenweefsel
heeft een waarde van 400 tot 1000 HU waardoor hier sprake is van
een lichtere grijstint
(Vandenberghe, 2014) (Vandenberghe, 2014).
Figuur 3: Hounsfield units voor diverse weefsels, Bron:
Vandenberghe, S., 2014; Verhoye, M., 2011
De HU waarde wordt bepaald door de atoomnummers van de
absorberende stof aanwezig in de
weefsels (Adams, 2009). Er is een hogere mate van absorptie in
gebieden met hogere
atoomnummers, wat resulteert in hogere HU waarden (Adams, 2009).
Om uit deze HU waarden
(weergegeven als grijstinten) een kwantitatieve waarde met
betrekking tot de densiteit te kunnen
onttrekken, wordt er een fantoom in het scanveld gebracht
(Adams, 2009). Dit fantoom bevat
verschillende compartimenten met een bekende densiteit,
uitgedrukt in mg/cm³ (Adams, 2009).
Grijstinten uit de patiëntmetingen kunnen vergeleken worden met
grijstinten uit het fantoom om zo de
densiteit van het weefsel van de patiënt te bepalen (Adams,
2009). Door attenuatiewaarden van de
verschillende fantoomcompartimenten te gebruiken, kunnen
HU-waarden van voxels uit de
patiëntbeelden omgezet worden in densiteitswaarden (Adams,
2009). De verschillende organen
-
19
hebben een HU-waarde die kan overlappen met de HU-waarde van
andere organen (zie figuur 4)
(Verhoye, 2011). Identificatie van organen kan dus niet gebeuren
uitsluitend op basis van grijswaarde
van het weefsel op een CT-beeld (Verhoye, 2011).
Figuur 4: HU-waarde van verschillende organen, bron: Verhoye,
M., 2011
b. Hardware De CT-unit (3e generatie) bestaat uit de
beeldvormingshardware, een bedieningsmodule/software en
eventuele uitbreidingen (Saunders & Ohlerth, 2011). De
beeldvormingshardware wordt gevormd door
vergelijkbare basisapparatuur als deze nodig voor het nemen van
gewone röntgenfoto's: een
röntgengenerator en röntgenbuis, filters, een collimator, een
bucky-diafragma en detectoren. Deze
hardware is geïnstalleerd op een cirkelvormig statief, waarbij
de stralingsbron en de detectoren zich
tegenover elkaar bevinden. Beide elementen draaien gelijktijdig
en synchroon rond binnen dit statief.
De patiënt bevindt zich in de centrale opening op een beweegbare
tafel die doorheen de opening
beweegt in z-richting.
Doorheen de evolutie van de CT-technologie zijn er verschillende
types van CT-scanners ontwikkeld.
Vandaag de dag wordt er voornamelijk gewerkt met derde generatie
scanners omdat de
beeldkwaliteit goed is, er minder detectoren nodig zijn dan bij
de vierde generatie (goedkoper) en er
septa geplaatst kunnen worden tussen de detectoren waardoor
strooistraling beter geblokkeerd kan
worden in vergelijking met vierde generatie scanners
(Vandenberghe, 2014). Derde
generatiescanners maken gebruik van een brede fan beam en een
combinatie van verschillende,
lineair geplaatste detectoren (Vandenberghe, 2014). Hierdoor
wordt de patiënt in eenmaal omvat en
moeten de stralingsbron en -detectoren, in tegenstelling tot
eerdere generatie scanners, geen extra
beweging maken per beeld (Vandenberghe, 2014). Dit reduceert de
scantijd en bijgevolg ook de
dosis zeer sterk en het zorgt er tevens voor dat de techniek
minder gevoelig is voor
bewegingsartefacten (Vandenberghe, 2014).
-
20
In de loop van de evolutie werd er steeds meer overgeschakeld
van een seriële techniek naar een
spirale techniek (Verhoye, 2011). Bij de seriële techniek wordt
er herhaald een scan uitgevoerd in een
volledige rotatie, waarna de tafel met patiënt voortbewogen
wordt in de scanner en er een nieuwe
scanfase start (Verhoye, 2011). In de spirale techniek wordt de
patiënt aan een continue snelheid
voortbewogen doorheen de scanner terwijl deze blijft roteren en
scannen (Verhoye, 2011). Hierbij
ontstaat een spiraalvormige beweging van de scanner over de
patiënt, die de continuïteit van de
beelden doorheen het gescande volume verbetert (Verhoye, 2011).
Dit was uiteraard pas mogelijk
sinds de invoering van de derde generatie scanners. Een andere
evolutie is deze van de fan beam
naar de cone beam, waarbij de stralenbundel ook in z-richting
wordt verbreed en multislice scans
mogelijk worden (Verhoye, 2011). Voordeel van deze techniek is
een verdere toename van de
scansnelheid, maar als nadeel moet er rekening gehouden worden
met een toename van de
strooistraling die de beeldkwaliteit doen dalen (Vandenberghe,
2014). Uiteraard resulteert dit in een
nog complexere beeldreconstructie (Vandenberghe, 2014).
c. Procedure Een CT scan procedure is opgebouwd uit
verschillende stappen. Om te beginnen wordt de patiënt op
de tafel gebracht en wordt de positie (dorsaal, rechtslateraal,
linkslateraal of ventraal) van de patiënt
ingegeven in de computer. De tafel wordt zodanig gepositioneerd
dat de patiënt horizontaal door het
nulpunt van het x-y-assenstelsel van de ct-scanner beweegt.
Vervolgens worden er twee
tomogrammen of scouts gemaakt (Nöller, 2007). Dit zijn klassieke
radiografische opnames in
dorsoventrale en latero-laterale richting. Op basis van deze
opnames wordt het bereik van de CT
scan ingesteld als driedimensionaal volume. Met deze
instellingen wordt het scannen gestart en de
geattenueerde straling wordt opgevangen door de detectoren
(Nöller, 2007). Informatie van
detectoren uit verschillende slices of uit de helix wordt via
computerverwerking omgezet in een beeld,
waarbij de verschillende slices (in volgorde) of helix achter
elkaar geplaatst worden om een volledig
driedimensionaal beeld te krijgen van het gescande
lichaam(sdeel). Beoordeling van deze beelden is,
door middel van gereformatteerde beelden, mogelijk in drie
ruimtelijke oriëntaties: transversaal,
sagittaal en dorsaal (Nöller, 2007). Sagittale beelden verlopen
parallel met de lengteas van het
lichaam in dorsoventrale doorsnede waar dorsale beelden eveneens
parallel verlopen met de
lengteas van het lichaam maar dan in links-rechtsdoorsnede
(Nöller, 2007). De transverse beelden
vormen een dwarsdoorsnede loodrecht op de lengteas van het
lichaam. Wanneer humane beelden
vergeleken worden met diergeneeskundige beelden, is het van
belang om de oriëntatie in
beschouwing te houden (Nöller, 2007). Vooral bij beoordeling van
structuren ter hoogte van het hoofd
is dit belangrijk, waarbij dorsale/coronale beelden uit de
humane geneeskunde overeen komen met
transversale beelden in diergeneeskunde en dorsale beelden in
diergeneeskunde corresponderen
met axiale/transversale beelden in de humane geneeskunde (zie
figuur 5) (Nöller, 2007).
-
21
Figuur 5: Oriëntaties, vergelijking tussen diergeneeskunde en
humane geneeskunde, bron: Nöller, 2007
d. Densiteitsbepaling door Kwantitatieve Computed Tomography
(Quantitative computed
tomography, QCT) De basis van QCT is de klassieke computed
tomography waarbij de attenuatie voor een ingestelde
region of interest (ROI) vergeleken wordt met het fantoom dat
tegelijkertijd gescand wordt (Ralston,
2005). Dit laatste is nodig omdat de attenuatie afhankelijk is
van de weefselsamenstelling en de
scanparameters: kVp, mA, ms en de afstand tussen de röntgenbuis
en het specimen of de patiënt.
(Ralston, 2005). Bij kwantitatieve computed tomography (QCT)
wordt de attenuatiewaarde berekend
als gemiddelde voor ROI (Adams, 2009). Dit heeft tot gevolg dat,
als er verschillende weefselsoorten
dit ROI opmaken, de HU waarde voor die ROI niet representatief
is voor de individuele weefsels in
kwestie maar eerder een gemiddelde van de samenstellende
weefsels (Adams, 2009). Door de
gelimiteerde resolutie in combinatie met het toepassen van deze
gemiddelde waarden per ROI,
kunnen densiteitsvariaties niet bepaald worden voor kleine zones
(Adams, 2009) (Nazarian, et al.,
2008). Bij onderzoek van trabeculair been is het bijvoorbeeld
mogelijk dat binnen een bepaalde ROI
zowel beenweefsel als lucht aanwezig is (Adams, 2009). De HU
waarde zal in dit geval lager zijn dan
de HU waarde die overeenstemt met de densiteit van het bot, en
hoger dan deze die overeenstemt
met de densiteit van lucht. Dit kan ook een probleem vormen bij
metingen ter hoogte van de dunne
subchondrale eindplaat van een bot (Adams, 2009). Of een meting
accuraat uitgevoerd kan worden is
dus afhankelijk van de afmetingen van het weefsel en de
samenstelling van de ROI in relatie tot de
gebruikte ROI- en voxelgrootte (Adams, 2009). Om het probleem
van weefselcombinaties binnen een
ROI te counteren kan er gebruik gemaakt van een techniek die
DEXA en QCT combineert: de Dual
Energy CT (Ralston, 2005). In de praktijk wordt dit echter niet
uitgevoerd omwille van de nadelen: een
hogere stralingsdosis en een lagere precisie (Ralston,
2005).
-
22
Micro-CT (µCT) en kwantitatieve µCT (QµCT) zouden hiervoor
theoretisch een oplossing kunnen
bieden omdat deze artefacten een minder grote invloed hebben bij
deze schaalvergroting. Er zijn
echter een aantal beperkingen voor in vivo metingen op deze
schaal (Gregor, et al., 2012). De eerste
µCT opstellingen zijn uitsluitend bruikbaar voor ex-vivo
metingen gezien het monster op een draaiend
plateau geplaatst wordt, er een sterke beperkingen is qua
afmetingen van het monster en de scantijd
langer is dan bij een klassieke CT-scan (Gregor, et al., 2012).
In dit systeem bevindt het draaiend
sample zich tussen een stationaire röntgenstralenbron en een
detector (Gregor, et al., 2012). De
afmetingen van het monster bedraagt bij voorkeur maximaal 500 à
1000 maal de gewenste resolutie
(Gregor, et al., 2012). Afhankelijk van de gewenste resolutie
bedraagt de scantijd één (detail tot
10 µm) tot 24u (detail tot 1 µm) en de (bijbehorende)
stralingsdosis, wat eveneens een probleem zou
kunnen opleveren voor in-vivo scans (Gregor, et al., 2012).
Nieuwere systemen, gericht op in vivo
scans hebben een opstelling met een bewegende röntgenstralenbron
en -detector (Gregor, et al.,
2012). Bij in vivo µCT bedraagt de beste resolutie die bereikt
kan worden 30 tot 100 µm (Gregor, et
al., 2012). De afstand tussen het sample en de detector, die bij
de ex vivo µCT systemen aangewend
wordt om de resolutie te optimaliseren, kan hier bijgevolg
moeilijker aangepast worden (Gregor, et al.,
2012). Daarnaast speelt er ook een beperking in scantijd en
stralingsdosis (Gregor, et al., 2012). De
toegestane afmeting van het staal blijft echter zeer klein, wat
het systeem nog steeds buiten bereik
houdt voor gebruik bij honden (Gregor, et al., 2012).
In vergelijking met DEXA, dat densiteiten meet binnen een
bepaald vlak (BMDa, bone minderal
density area), gebeurt de meting bij QCT binnen een bepaald
volume (Adams, 2009). Dit biedt de
mogelijkheid om een onderscheid te maken tussen verschillende
weefsels, op voorwaarde dat de
afmetingen van de individuele voxels voldoende klein zijn
(Ralston, 2005) (Adams, 2009).
Daarenboven krijgt de onderzoeker bij QCT meer geometrische
informatie dan bij DEXA (Ralston,
2005).
Er zijn echter ook nadelen aan QCT verbonden. De blootstelling
aan ioniserende straling ligt bij QCT
hoger dan bij DEXA (Adams, 2009). Wanneer we QCT vergelijken met
andere diagnostische
methodes, zoals bijvoorbeeld radiografieën, is de dosis nog
beperkt (Adams, 2009). Concreet gaat
het bij een meting ter hoogte van de lumbaalwervels om een
blootstelling aan ongeveer 90 µSv
(Adams, 2009). Er zijn specifieke QCT-scanners op de markt, al
is het in principe mogelijk om met
elke CT-scanner densiteitsmetingen uit te voeren (Ralston,
2005).
e. Densiteitsbepaling door CT-osteoabsorptiometrie (CT-OAM)
CT-OAM werd in 1989 voor de eerste keer voorgesteld door
Müller-Gerbl et al. als alternatieve
methode om de densiteitsdistributie ter hoogte van een gewricht
te bepalen (Müller-Gerbl, et al.,
1990; Leumann, et al., 2015). De basis is hier een klassieke
CT-scan die via specifieke CT-OAM
software wordt verwerkt tot een densiteitsdistributiemap
(Leumann, et al., 2015). Hierbij wordt de
X-stralenabsorptie per voxel berekend over een vooraf bepaalde
afstand (aantal voxels) loodrecht op
het gewrichtsoppervlak (Müller-Gerbl, et al., 1990). De som of
hoogste waarde van deze
absorptiewaarden, afhankelijk van de instellingen, wordt
vervolgens weergegeven op het
gewrichtsoppervlak als een tweedimensionale map in grijswaarden
op een kleurenmap (Müller-Gerbl,
-
23
et al., 1990; Norimasa, et al., 2000). Zo ontstaan er op deze
oppervlaktemap lijnen die (kleur)zones
met een gelijke densiteit met elkaar verbinden: de
equidensiteitslijnen (Müller-Gerbl, et al., 1990). In
tegenstelling tot de (CT-)densitometrie methodes wordt er bij
CT-OAM dus geen absolute
densiteitswaarde weergegeven, maar een relatieve
densiteitswaarde ten opzichte van omgevende
gebieden (Müller-Gerbl, et al., 2008). Het beeld dat zo bekomen
wordt is een densitogram (Müller-
Gerbl, et al., 2008). Het is wel mogelijk om de resultaten te
ijken via een ijklijn opgesteld op basis van
CT-OAM beelden van een fantoom, gemaakt tijdens dezelfde scan.
Op deze manier kan een
densiteitswaarde of densiteitsrange berekend worden.
In de humane geneeskunde, en recent ook steeds meer in de
diergeneeskunde, zijn per gewricht
mappen opgesteld die corresponderen met fysiologische en
pathologische situaties van het
subchondraal bot (Leumann, et al., 2015).
-
24
6. ONDERZOEK
6.1. MATERIAAL EN METHODEN
6.1.1. Algemeen Binnen deze studie werd de validiteit van het
gebruik van CT-OAM voor densiteitsbepaling van
beenweefsel bij honden onderzocht. Tevens werd er een initiërend
onderzoek gedaan naar het effect
van verschillende bewaarmethoden op de mineralendensiteit van
beenweefsel.
Op pagina 25 is een flowchart van het onderzoeksproces
weergegeven. Meer gedetailleerde
informatie per stap is uitgewerkt op pagina 26 en volgende.
-
25
6.1.2 Selectie van kadavers van 15 grote honden
6.1.3 Mechanisch vrij prepareren van femur en tibia
6.1.4
Indelen van de poten in 6 verschillende groepen
Alcohol 70% Controle alcohol
(diepvries) Formol
Controle formol
(Diepvries) Maceratie Afkoken
6.1.5
Maceratieproces
Afkoken
+ verwijderen
restspieren
Bewaartijd:
4 maanden
Bewaarmethode:
Alcohol 70%
Bewaartijd:
4 maanden
Bewaarmethode:
Diepvries
Bewaartijd:
4 maanden
Bewaarmethode:
Formol
Bewaartijd:
4 maanden
Bewaarmethode:
Diepvries
Bewaartijd: 3 dagen
Bewaarmethode:
Diepvries
Bewaartijd: 3 weken
Bewaarmethode:
Diepvries
6.1.6 Staalname
6.1.7 CT onderzoek van de genomen stalen
6.1.8 Biochemische analyse
6.1.9 CT-OAM
6.1.10 Statistiek
Tabel 2: Flowchart van het onderzoeksproces
-
26
6.1.2. Selectie van kadavers Kadavers van vijftien honden,
geselecteerd op basis van grootte, werden in deze studie
opgenomen.
Er werd geen selectie uitgevoerd op basis van ras of eventuele
orthopedische aandoeningen. In
onderstaande tabel 3 is een overzicht van de aanwezige rassen
terug te vinden.
Alcohol 70% + controlegroep Formol + controlegroep Maceratie +
afkoken
Duitse herder Mechelse herder Labrador retriever
Herder kruising Bouvier Boxer
Labrador retriever Labrador retriever Rottweiler
Labrador retriever Amerikaanse bulldog Labrador retriever
Labrador retriever Berder sennenhond Labrador retriever Tabel 3:
Rassen gebruikt in de studie
6.1.3. Mechanisch vrijprepareren van femur en tibia De
achterpoten werden verwijderd en de kniegewrichten werden
vrijgeprepareerd door het manueel
verwijderen van omgevende weke delen. Van ieder gewricht werden
femur en tibia behouden voor
verder onderzoek.
6.1.4. Indeling in groepen De gewrichten (combinatie femur-tibia
per poot) werden ingedeeld in zes verschillende groepen zoals
weergegeven in tabel 4. Hierbij werden de verschillende knieën
per hond ingedeeld in een
onderzoeksgroep en controlegroep voor het onderzoek naar de
verschillende bewaringsmethoden.
Honden Rechterknie Linkerknie
1 t.e.m. 5 Alcohol 70% Controle alcohol (Diepvries)
6 t.e.m. 10 Formol Controle formol (Diepvries)
11 t.e.m. 15 Afkoken Maceratie Tabel 4: Indeling van de
gewrichten volgens groep.
Bij de groep Controle formol (Diepvries) werden er slechts vier
gewrichten gebruikt. De knie van de
Berner sennenhond is hierbij verloren gegaan.
6.1.5. Voorbereidende processen en bewaring De beenderen van de
verschillende groepen werden op verschillende manieren verwerkt en
bewaard
om het effect van deze bewaringsmethodes op de
mineralendensiteit van het bot te kunnen
evalueren.
De beenderen in de groepen alcohol 70% en formol werden in
bokalen gebracht waarin zich
respectievelijk een 70% alcohol oplossing en een 37%
formaldehyde oplossing in water (formol)
bevond. Deze bokalen werden gedurende 4 maanden bij
kamertemperatuur in een donkere ruimte
bewaard.
De beenderen in de twee controlegroepen, controle alcohol
(Diepvries) en controle formol (Diepvries),
werden na het vrijprepareren gedurende 4 maanden diepgevroren
bewaard bij -20°C.
-
27
De beenderen uit de groep maceratie werden in een warmwaterbad
met biotex® geplaatst. Dit proces
werd beëindigd vlak voor de staalname waardoor de bewaartijd
voor deze beenderen beperkt was tot
3 dagen. Omdat er na maceratie geen degradatieprocessen meer
verwacht worden, was een
bewaartijd hier niet noodzakelijk.
De beenderen in de groep afkoken werden in netzakjes gebracht en
gezamenlijk afgekookt.
Vervolgens werden de laatste resten van het weke delen materiaal
zo goed mogelijk manueel
verwijderd en werden de beenderen gedurende 3 weken diepgevroren
bewaard bij -20°C.
6.1.6. Staalname Voor de biochemische analyse werden er per
gewricht vier
interessegebieden geselecteerd waar cilindervormige stalen
genomen
werden. De interessegebieden waren: femurcondyl lateraal,
femurcondyl
mediaal, tibiaal plateau lateraal en tibiaal plateau mediaal.
Initieel werd er
gebruik gemaakt van een trepan (6 mm). Het gebruik van dit
trepan werd
tijdens het proces van staalname echter vervangen door het
gebruik van
een elektrische holle boor (6 mm binnendiameter) omwille van
fysieke
redenen en omdat gebruik van de elektrische holle boor
resulteerde in
homogenere staalname (zie figuur 6). Om technische redenen werd
de
elektrische holle boor van 6 mm binnendiameter bij staalname bij
de
gemacereerde beenderen vervangen door een elektrische holle boor
van
10 mm.
De cilindervormige stalen reikten doorheen het
gewrichtskraakbeen en het subchondraal bot tot
voorbij de overgang naar het trabeculair
botweefsel. Het gewrichtskraakbeen, het
subchondraal bot en het aangrenzende trabeculair
bot werden intact gelaten en zo gescand om
herkenning van het gewrichtsoppervlak op de CT
beelden te vergemakkelijken. De stalen werden in genummerde
plastic epjes
gebracht en zo bewaard tot aan de biochemische analyse, maximaal
48u na
staalname. Na het uitvoeren van de CT scans werden het
gewrichtskraakbeen en het trabeculair bot
zo goed mogelijk manueel verwijderd van het
gewrichtskraakbeen.
6.1.7. CT onderzoek De scans werden uitgevoerd met een GE
Lightspeed 4-slice CT toestel. Aan de hand van twee
scoutsviews werd de positionering gecontroleerd en het te
scannen volume ingesteld. De snededikte
was 1,25mm met 0,6mm interval. De beelden werden gemaakt met 120
kVp en 300 mAs. Alle scans werden uitgevoerd in aanwezigheid van
een aangepast densiteitsfantoom. De stalen werden in plastic
epjes gescand in groepen van 8 tot 12 stalen.
Figuur 6: Holle boor, 6mm binnendiameter
Figuur 8: Femurcondylen na staalname
Figuur 7: Tibiaal plateau na staalname
-
28
6.1.8. Biochemische analyse De biochemische analyse van de
stalen gebeurde zoals weergegeven in tabel 5.
Bepaling Methode Formule
Verse stof Gewicht
(VS)
Wegen. Resultaat van weging
%VS %VS = 100% weegresultaat
Droge stof Gewicht
(DS)
Stalen drogen in een droogstoof
vij 70°C tot een constant gewicht
bereikt is en vervolgens opnieuw
wegen.
DS = VS - gewicht na drogen
%DS %DS = DS x 100
VS
Ruw vet Gewicht
(RV)
Etherextractie volgens de soxhlet-
methode gedurende 6 uur,
opnieuw drogen tot constant
gewicht en vervolgens opnieuw
wegen.
RV = DS - gewicht na etherextractie
%DS %RV = RV x 100
VS
Ruwe as Gewicht
(As)
Verassing van restmateriaal bij
550°C na etherextractie en
vervolgens opnieuw wegen
As = Gewicht na - gewicht na
etherextractie verassing
%As %As = As x 100
VS
Organische
fractie
Gewicht
(org)
Org = VS - DS - As
%Org %Org = Org x 100
VS
Niet-vet
organische
fractie
Gewicht
(NVO)
NVO = Org - RV
%NVO % NVO = NVO x 100
VS Tabel 5: Biochemische analyse
Binnen deze studie is vooral het As en %As van belang.
-
29
6.1.9. CT-OAM De bekomen beelden werden vervolgens verwerkt met
Analyze versie 11.0, een softwarepakket
ontwikkeld door Mayo Clinic (ANALYZE, versie 11.0, Biomedical
Imaging Resource (BIR), Mayo-
Foundation, Rochester, USA).
De bekomen monsters werden gescand met de CT-scanner en de
densiteit werd bepaald met behulp
van de Analyze beeldverwerkingssoftware. Voor iedere scan werd
eerst op basis van de
tweedimensionale transversale beelden een selectie gemaakt van
het stuk been waar verdere
metingen op zullen plaatsvinden. Vervolgens werd een
driedimensionaal beenmodel gecreëerd in een
8 bit grijsschaal. Het driedimensionale beeld werd vervolgens
geroteerd zodat het gewrichtsoppervlak
loodrecht in beeld kwam voor verdere bewerking. Om exclusief
beenweefsel in beeld te brengen
werden de densiteitsparameters ingesteld op een range van 105
tot 255 in de 8 bit grijsschaal. Van
dit driedimensionale beeld werd een tweedimensionaal beeld
opgeslagen dat later zal dienen ter
oriëntatie van de gewrichtsoppervlakken. Het gewrichtsoppervlak,
dat bij de stalen het volledige
oppervlak omvat, werd geselecteerd en de densiteit van het
subchondraal bot werd geëvalueerd tot
een diepte van 3 mm.
Hieronder is een lijst print screen beelden ondergebracht die
het proces illustreren (Figuren 9 t.e.m.
14). Er is specifiek gekozen voor beelden die gemaakt zijn bij
analyse op een volledige epifyse omdat
dit de figuren sterk verduidelijkt.
Figuur 9: Selectie van het botdeel waar verdere metingen op
zullen gebeuren
Figuur 10: Opmaak van een 3D beeld en rotatie over de
verschillende assen om het gewrichtsoppervlak perfect in beeld te
positioneren. Het perfect gepositioneerd beeld werd bewaard om
later de kleurenmap van de gewrichtsoppervlakken op te kunnen
superpositioneren.
-
30
Figuur 11: Selectie van de gewrichtsoppervlakken
Figuur 12: Resultaat na selectie van de
gewrichtsoppervlakken
Figuur 13: Aanpassing van de instellingen (hier werd tot een
diepte van 9 voxels geëvalueerd)
Figuur 14: Kleurenmap gesuperponeerd op het gepositioneerde 3D
beeld van het beenuiteinde
-
31
Bij CT-OAM wordt de densiteit van de achtereenvolgende voxels in
een kolom van één voxel breed
en één voxel lang, loodrecht op het oppervlak bepaald. Het
aantal voxels op rij dat geëvalueerd
wordt, en dus de diepte van de metingen, kan manueel ingesteld
worden. Via mathematische
verrekening wordt de grijswaarde, corresponderend met de voxel
met de hoogste densiteit, aan het
oppervlak van het gewrichtsoppervlak weergegeven in een
tweedimensionaal beeld (MIP of maximal
intensity projection). Deze grijswaarden worden vervolgens
omgezet in een kleurenmap. Tenslotte
wordt het gewrichtsoppervlak automatisch over het eerder
gemaakte tweedimensionale beeld van het
been gesuperpositioneerd.
Binnen dit onderzoek zijn we op zoek gegaan naar exacte waarden
voor de densiteit die vergeleken
konden worden met de resultaten uit biochemische analyse. Daarom
werd van de volledige zone een
overzicht gemaakt van de attenuatiewaarden voor de verschillende
voxels en werd de gemiddelde
attenuatie automatisch berekend en weergegeven als HU-waarde
binnen de geselecteerde 8 bit
grijsschaal. Voor kwantitatieve densiteitsbepaling werden de
HU-waarden ter hoogte van het staal
vergeleken met de HU-waarden van het gelijktijdig gescand
fantoom met drie gekende densiteiten.
Op basis van de gekende densiteiten van de drie
densiteitsmodules in het fantoom werd een ijklijn
opgesteld voor de corresponerende HU-waarde van de
densiteitsmodules. De geregistreerde HU-
waarden ter hoogte van het gewrichtsoppervlak worden uitgebracht
in deze ijklijn waardoor de
corresponderende densiteitswaarden berekend kunnen worden. Dit
proces werd geautomatiseerd
door gebruik te maken van een Microsoft Excel werkblad.
Aangezien de absorptiewaarden voor
dezelfde weefsels per scan licht kunnen variëren, zelfs bij
gebruik van hetzelfde toestel en fantoom,
wordt het proces van deze kwantitatieve densiteitsbepaling bij
iedere scan volledig doorlopen. De
resultaten, verkregen via CT-OAM, zijn weergegeven in mg
hydroxyapatiet per cm³.
6.1.10. Statistische analyse Voor de studie naar de validiteit
van CT-OAM als methode voor densiteitsbepaling van beenweefsel
werden de gemiddelde densiteiten zoals berekend volgens CT-OAM
gecorreleerd aan de %As zoals
gemeten via biochemische analyse. De correlatie tussen beide
methoden werd bepaald met een
Pearson Correlation test in een commercieel beschikbaar
softwareprogramma voor statistiek (SPSS).
Dit gebeurde eerst voor iedere groep afzonderlijk, en vervolgens
voor de gehele groep zonder
onderverdeling in aparte groepen. De grenswaarde voor
significantie werd vastgelegd op 0,05.
Voor de initiërende studie naar het effect van verschillende
bewaarmethoden op de
mineralendensiteit van beenweefsel werden volgende groepen
onderling gecorreleerd met de Student
T-Test. Dit gebeurde met dezelfde SPSS software.
-
32
6.2. RESULTATEN De resultaten van de correlatietesten zijn
weergegeven in tabel 6. Hierbij werd de mean density
volgens CT-OAM gecorreleerd aan de %As uit biochemische
analyse.
Groep Pearson
Correlation
Significantie
(2 tailed)
Aantal
stalen (N)
Conclusie
Alcohol 70% 0,869 0,000 20 Sterke positieve correlatie
Significant
Controle alcohol
(Diepvries)
0,889 0,000 20 Sterke positieve correlatie
Significant
Formol 0,799 0,000 20 Sterke positieve correlatie
Significant
Controle formol
(Diepvries)
0,750 0,001 16 Positieve correlatie
Significant
Maceratie 0,664 0,001 20 Positieve correlatie
Significant
Afkoken 0,115 0,631 20 Zwakke positieve correlatie
Niet significant Tabel 6: correlaties tussen CT-OAM (mean
density) en biochemische analyse (%As) per groep
De resultaten van de correlaties tussen de verschillende groepen
zijn weergegeven in tabel 7. Hierbij
werden per meetmethode (CT-OAM en biochemische asbepaling)
vergeleken of er een verschil was
voor de berekende gemiddelden.
De aangenomen nulhypothese was: er is geen verschil tussen de
gemiddelden van beide groepen
voor die bepaalde parameter (CT-OAM of biochemische
asbepaling).
De grenswaarde voor significantie werd vastgelegd op 0,05.
-
33
Groepen Student T-Test Conclusie
Sig. Betekenis
Alcohol 70% -
Controle Alcohol (Diepvries)
CT-OAM
0,335 Nulhypothese mag
niet verworpen
worden
Er is geen verschil tussen de
gemiddelden van beide groepen.
Alcohol 70% -
Controle Alcohol (Diepvries)
BIOCHEMISCHE ANALYSE
%As
0,000 Nulhypothese mag
verworpen worden
Er is wel een verschil tussen de
gemiddelden van beide groepen.
Formol -
Controle formol (Diepvries)
CT-OAM
0,860 Nulhypothese mag
niet verworpen
worden
Er is geen verschil tussen de
gemiddelden van beide groepen.
Formol -
Controle formol (Diepvries)
BIOCHEMISCHE ANALYSE
%As
0,757 Nulhypothese mag
niet verworpen
worden
Er is geen verschil tussen de
gemiddelden van beide groepen.
Afkoken - Maceratie
CT-OAM
0,352 Nulhypothese mag
niet verworpen
worden
Er is geen verschil tussen de
gemiddelden van beide groepen.
Afkoken - Maceratie
BIOCHEMISCHE ANALYSE
%As
0,000 Nulhypothese mag
verworpen worden
Er is wel een verschil tussen de
gemiddelden van beide groepen.
Tabel 7: Vergelijking van de densiteiten per meetmethode voor
verschillende bewaarmethoden
-
34
7. DISCUSSIE Een belangrijke uitkomst in deze studie is de
significante (sterk) positieve correlatie tussen de
gemiddelde densiteiten gemeten met CT-OAM en biochemische
analyse voor de vergelijking binnen
vijf van de zes groepen en over alle groepen heen. Een positief
tot sterk positieve correlatie werd
gevonden voor de groepen Alcohol 70%, Controle Alcohol
(Diepvries), Formol, Controle formol
(Diepvries) en Maceratie. Voor de groep Afkoken werd een zwakke
positieve correlatie gevonden die
niet significant was. De oorzaak voor deze afwijking werd jammer
genoeg niet achterhaald.
Hieruit kunnen we concluderen dat CT-OAM volgens dit onderzoek
kan beschouwd worden als een
betrouwbare methode om inzicht te krijgen in de densiteit en
densiteitsdistributie van het
subchondraal bot bij de hond.
CT-OAM kent verschillende voordelen ten opzichte van andere
methoden om de densiteit van
beenweefsel te bepalen. CT-OAM wordt uitgevoerd op basis van een
softwarepakket dat klassieke
CT-beelden verwerkt. Dit heeft tot gevolg dat deze metingen
kunnen uitgevoerd worden op reeds
bestaande beelden of op CT-beelden die standaard gemaakt zouden
worden in een klinische setting
en dat er dus veelal geen extra scans moeten uitgevoerd
worden.
In tegenstelling tot bioptname en biochemische analyse, kunnen
proefdieren of patiënten met
CT-OAM gedurende langere tijd periodiek opgevolgd worden, zodat
longitudinale studies mogelijk
zijn. Daarenboven geeft biochemische analyse weinig tot geen
informatie over densiteitsdistributie in
een gewricht of been. CT-OAM is tevens niet invasief en kan in
vivo gebeuren waardoor het
proefdier- of patiëntenwelzijn toeneemt.
Wanneer CT-OAM vergeleken wordt met QCT, zien we een voordeel
voor CT-OAM wanneer het
aankomt om de (gedetailleerde) distributie van densiteiten in
een gewrichtsoppervlak te beoordelen.
Dit is het geval omdat er bij QCT gewerkt wordt met standaard
grotere ROI’s waarvan de gemiddelde
densiteit gemeten wordt. QCT kan echter wel eveneens gebruikt
worden om periodieke studies
gedurende een langere periode uit te voeren.
DEXA is een goede methode om de gegeneraliseerde
mineralendensiteit of de densiteit in een groter
oppervlak te meten, maar de spatiële resolutie is hier beperkt.
Tevens wordt de densiteit bij DEXA
weergegeven in gram per vierkante centimeter, terwijl dit bij
CT-OAM weergegeven wordt in gram per
kubieke centimeter waardoor distributies voor alle oppervlakken
weergegeven kunnen worden. Een
voordeel van DEXA in vergelijking met CT-OAM is echter de lagere
stralingsdosis bij DEXA, hoewel
dit momenteel in de diergeneeskunde minder belang heeft dan in
de humane geneeskunde.
Belangrijk was ook om te bestuderen of CT-OAM eveneens bruikbaar
is bij een klein aantal metingen,
zoals in klinische omstandigheden zou gebeuren bij een
individueel dier. Hiertoe werd er per groep
een grafiek opgesteld met op de X-as de densiteit gemeten
volgens biochemische analyse, en op de
Y-as de densiteitsbepaling volgens CT-OAM. De spreiding die
hierbij gezien werd (lineair gespreid,
diagonaal stijgend) leert ons dat de methode ook voor
individuele dieren gebruikt kan worden. Er was
echter wel sprake van zeldzame afwijkingen uit de lineaire
spreiding, die