Breathgated scannen bij PET: adembenemend of niet?

‘Breathgated scannen bij PET: adembenemend of niet?’ Een onderzoek naar de invloed van breathgated scannen tijdens een FDGPET wholebody onderzoek bij patiënten met een NSCLC.

In opdracht van dr. S. Knollema, afdeling Nucleaire Geneeskunde van de Isala klinieken te Zwolle. Afstudeerdocent: S.M.M. Tielenius Kruythoff-Boerdijk

Groningen, juni 2007

Janneke van den Berg Aline Kuiper Annemiek Wittenberg

Afstudeerproject opleiding HBO-MBRT, Academie voor Gezondheidsstudies Hanzehogeschool Groningen

Voorwoord

Voor u ligt de scriptie: “Breathgated scannen bij PET: adembenemend of niet? Een onderzoek naar de invloed van breathgated scannen tijdens een FDG-PET wholebody onderzoek bij patiënten met een NSCLC”. Deze scriptie is geschreven in het kader van afstuderen aan de opleiding HBOMBRT van de Hanzehogeschool te Groningen.

Dit onderzoek is uitgevoerd in opdracht van de afdeling Nucleaire Geneeskunde van de Isala klinieken te Zwolle. Via deze weg willen we alle betrokken medewerkers bedanken voor hun hulp. Speciale dank gaat uit naar dr. S. Knollema, A.H.J. Oostdijk en A.H. Engelage, nucleair geneeskundigen, voor het aandragen van het onderwerp, nieuwe uitgangspunten en hun optimisme. Ook een woord van dank aan B. Brinkhof, medisch nucleair werker, voor de begeleiding en hulp. Tevens een woord van dank aan de medewerkers van GE, in het bijzonder aan H. van Breggen en E. Beaufour, voor het aandragen van informatie en het geven van uitleg.

Tot slot een woord van dank aan S.M.M. Tielenius Kruythof- Boerdijk, afstudeerdocente HBOMBRT, voor de begeleiding en ondersteuning tijdens het afstuderen.

Groningen, juni 2007 Janneke van den Berg Aline Kuiper Annemiek Wittenberg ‘Breathgated scannen bij PET: adembenemend of niet?’

Samenvatting Door nieuwe apparatuur, die sinds kort op de markt is, kan tijdens een FluoroDeoxyGlucose Positron Emissie Tomografie (FDG-PET) wholebody scan een betere visualisatie verkregen worden van het gebied bij het diafragma en kan er met minder artefacten gescand worden. Deze zogenoemde breathgated scanmethode koppelt de periode van scannen aan de ademhaling van de patiënt, zodat vervaging door de ademhaling vermindert. Het doel van dit onderzoek is te beoordelen wat de invloed is van de breathgated scanmethode bij patiënten met Non Small Cell Lung Cancer (NSCLC). Hierbij is onderzoek gedaan op het gebied van de Standaard Uptake Value (SUV-waarde), volume, beweging en plaats van de laesie. Ook is de visuele meerwaarde van breathgated scannen, in combinatie met het uitgangspunt van de laesie, beoordeeld. Voor de beantwoording van de vraagstellingen is gebruik gemaakt van een literatuur- en patiëntenstudie. In de literatuurstudie zijn vijf wetenschappelijke artikelen opgenomen, welke door middel van de Evidence Based Practice (EBP)-richtlijnen van de opleiding Medische Beeldvormende en Radiotherapeutische Technieken (MBRT) zijn beoordeeld op hun betrouwbaarheid en validiteit. De patiëntenpopulatie bestond uit 25 patiënten met gezamenlijk 48 laesies. Alle berekeningen en metingen die nodig waren bij het verwerken van de patiëntendata werden uitgevoerd op het Advantage Work (AW)-station van General Electrics (GE). Na onderzoek bleek dat bij 45 van de 48 laesies sprake was van een toename in de SUV-waarde. Deze toename varieerde van 100% tot in een enkele laesie 169%. Wat het volume betreft, bleek dat er bij 35 laesies sprake was van een volumeafname. Deze afname varieerde van 100% tot in een enkel geval 52%. Bij dit beoordelingspunt moet opgemerkt worden dat bij één patiënt door de breathgated scan een extra laesie zichtbaar werd. Uit het onderzoek naar de beweging bleek dat 8 laesies niet zichtbaar bewogen hadden. Van de 38 laesies die wel bewogen, was de beweging in de Z-richting het meest frequent. 32 laesies waren gesitueerd in het midden of net onder het midden van de long. Van de 48 laesies waren er 25 links en 23 rechts in de thorax te vinden. Bij 29 laesies was er een verandering door breathgated te scannen zichtbaar. Bij 7 laesies was er meer dan één visuele verandering. Uit de resultaten kan geconcludeerd worden dat breathgated scannen zorgt voor een toename in de SUV-waarde en een afname in het volume van de laesie. De reden voor deze veranderingen is dat met behulp van breathgated scannen de beweging van de laesies wordt gevisualiseerd. Dit heeft tot gevolg dat de laesies minder vervagen. Het blijkt dat ruim de helft van de laesies gesitueerd is in het midden of net onder het midden van de long. De verdeling van de laesies in de linker- dan wel rechterlong is in verhouding nagenoeg gelijk. Er lijkt geen relatie te bestaan tussen de plaats van de ‘Breathgated scannen bij PET: adembenemend of niet?’

laesie in de long en de mate van beweging. Het uitgangspunt van de laesie is bij ongeveer 65% het longparenchym. Tot slot zorgt breathgated scannen met name bij laesies die uitgaan van het mediastinum voor een visueel verschil.

‘Breathgated scannen bij PET: adembenemend of niet?’

Abstract With the use of the latest medical technology in FDG-PET wholebody research, it is possible to make a better visualisation of the thorax, especially in the area of the diaphragm. Scanning with this method results in reducing motion artefacts. This respiratory gating system or breathgated scanning method makes matches between the period of scanning and the breathingcycle of the patient. This reduces smearing induced by motion. The purpose of this study is to investigate the influence of the breathgated scan method of patients with Non Small Cell Lung Cancer (NSCLC). In this study the Standard Uptake Value (SUV), volume, motion and location of the lesion were investigated. In the second place, the visual margin of breathgated scanning in correlation with the origin of the lesion was investigated. For this research, a literature- and patient study were used. Five scientific articles, which we analysed and were found relevant for the literature study, were used. The patient study consisted 25 patients with altogether 48 lesions. All calculations and measurements of the patiëntdata were performed on the Advantage Workstation (AW-station) of General Electrics (GE). This study showed that the measured SUV increased in 45 of the 48 lesions. This ranged from a 100 up till in a single case 169%. Using the respiratory gating system results in a volume decrease for 35 lesions, by as much as 52%. Noteworthy at this point is that with the use of breathgated scanning in one patient an ‘extra’ lesion was found. The quantification of the motion of the lesion showed that 8 lesions did not visually move. For the 38 lesions which showed movement, the movement was most frequent in the Z-direction. 32 lesions were situated in the middle or just below the middle of the lung. Of the 48 lesions 25 were situated in the left lung and 23 in the right lung. With the use of the breathgating scanning method, there was a visual change in 29 of the 48 lesions. It can be concluded that breathgated scanning results in an increase of the measured SUV and in a decreased volume of the lesion. This scanning method makes the motion visible and lesions less blurred. Half of the lesions had their origin in the middle or just below the middle of the lung. The left-right division of the lesions was almost equal. There seems to be no connection between the origin and motion of the lesion. Almost 65% of the lesions had their origin in the parenchyma of the lung. With breathgated scanning a visual difference was more apparent in lesions which had there origin in the mediastinum. The respiratory gating system results in an improved lesion assessment for patients with NSCLC.


Inhoudsopgave Titelpagina Voorwoord Samenvatting Abstract Inhoudsopgave Inleiding

9

Hoofdstuk 1 FDG-PET wholebody scan

10

1.1

PET

10

1.2

CT

10

1.3

FluoroDeoxyGlucose

11

1.4

NSCLC

11

1.5

SUV-waarde

12

1.6

Standaard FDG-PET wholebody onderzoek

12

1.6.1 Voorbereiding van de patiënt

12

1.6.2. Verloop van het onderzoek

12

Hoofdstuk 2 Breathgated scannen

14

2.1

Het principe van breathgated scannen

14

2.2

Breathgated scanmethodes

14

2.3

Breathgated scannen in de praktijk

15 16

Hoofdstuk 3 Beschrijving onderzoek 3.1

Doel van het onderzoek

16

3.2

Literatuurstudie

16

3.3

Patiëntenstudie

16

3.3.1 Benodigde gegevens en het verzamelen hiervan

16

3.3.2 Bepaling nauwkeurigheid telling van de counts

17

Verwerken van de gegevens

17

3.4.1 AW-station

17

3.4.2 Volume en SUV-waarde

17

3.4.3 Beweging van de laesie

18

3.4.4 Plaats van de laesie

19

3.4.5 Visuele meerwaarde van breathgated scannen

19

3.4


Hoofdstuk 4 Resultaten

20

4.1

Omvang van de studies

20

4.2

Volume en SUV-waarde

20

4.2.1 Literatuurstudie

20

4.2.2 Patiëntenstudie

20

Beweging van de laesie

22


22

4.3.2. Patiëntenstudie

22

Plaats van de laesie

22

4.4.1. Literatuurstudie

22


22

4.3

4.4

4.4.2.1. Relatie plaats en beweging 4.5

23

Visuele meerwaarde van breathgated scannen

24


24


24

Hoofdstuk 5 Discussie

25

5.1

Verzamelen van patiëntendata

25

5.2

Bepaling nauwkeurigheid telling van de counts

25

5.3

Stapelingsmechanisme FDG

25

5.4

Breathgated extra laesie zichtbaar

26

5.5


26

5.6

Plaatsing van de armen

26

5.7

Breathgated CT

26

Hoofdstuk 6 Conclusie

27

Hoofdstuk 7 Aanbevelingen

28

7.1

Patiëntengegevens

28

7.2

Tijdsaanduiding

28

7.3

Vervolgonderzoek

28

Bijlagenoverzicht

29

Bronvermelding

110


Inleiding Sinds kort is er nieuwe apparatuur op de markt waarmee een betere visualisatie van het gebied bij het diafragma verkregen kan worden en waarmee met minder artefacten gescand kan worden tijdens een FDG-PET wholebody scan. Deze zogenoemde breathgated scanmethode koppelt de periode van scannen aan de ademhaling van de patiënt. Hierdoor moet een betere detectie van afwijkingen rond het diafragma mogelijk zijn. Door ademhaling treedt er namelijk vervaging op in dit gebied. Wanneer de diagnose nauwkeuriger gesteld kan worden, kan deze invloed hebben op de behandeling van de patiënt.

In Nederland is deze methode van scannen nog vrij onbekend. In opdracht van de afdeling Nucleaire Geneeskunde van de Isala klinieken in Zwolle, waar sinds kort op de PET-CT de mogelijkheid is tot breathgated scannen, is onderzoek gedaan naar deze methode. Voor dit onderzoek is de volgende probleemstelling geformuleerd: ‘Hoe zorgt breathgated scannen, zoals het door de fabrikant GE wordt voorgeschreven bij een FDG-PET wholebody onderzoek bij patiënten met NSCLC, voor een betere detectie van afwijkingen rondom het diafragma?’ Hierbij is onderzoek gedaan op het gebied van de SUV-waarde, volume, beweging en plaats van de laesie. Ook is de visuele meerwaarde van breathgated scannen beoordeeld. Voor de beantwoording van de vraagstellingen is allereerst gebruik gemaakt van een literatuurstudie en vervolgens van een patiëntenstudie.

In het eerste hoofdstuk zullen diverse begrippen aan bod komen, dit om het onderwerp voor een ieder begrijpelijk te maken. Ook zal hierin uitgelegd worden hoe een standaard FDG-PET wholebody onderzoek wordt uitgevoerd. In het tweede hoofdstuk zal worden ingegaan op het principe van breathgated scannen en het uitvoeren daarvan. Het volgende, derde, hoofdstuk geeft een beschrijving van de gehanteerde methode bij het literatuur- en patiëntenonderzoek. Vervolgens komen in hoofdstuk vier de resultaten van beide onderzoeken aan bod. In hoofdstuk vijf en zes wordt respectievelijk de discussie en conclusie beschreven. Tot slot worden in hoofdstuk zeven aanbevelingen gedaan.


9

Hoofdstuk 1

FDG-PET wholebody scan

In dit hoofdstuk zullen diverse begrippen worden uitgelegd en toegelicht om een beter beeld te krijgen van FDG-PET wholebody onderzoek en het doel hiervan. Ook zal in dit hoofdstuk worden uitgelegd hoe een standaard FDG-PET wholebody onderzoek wordt uitgevoerd.

1.1

PET

PET staat voor Positron Emissie Tomografie. Tijdens een PET-onderzoek wordt een radioactieve lichaamseigen stof toegediend aan een patiënt. Deze stof verspreidt zich over het gehele lichaam en wordt door middel van de PET-scanner gedetecteerd. De radioactieve stof wordt ook wel een positronemitter genoemd. Eén van de kenmerken van een positronemitter is dat deze een instabiele kern heeft en positronen uitzendt. In de kern van de positronemitter bevindt zich een proton te veel. Dit proton wordt omgezet in een neutron en daarbij komt vervolgens een positron vrij. Een positron is een elektron met een positieve lading en een negatieve massa, het tegenovergestelde van een elektron. Het positron wordt in de patiënt afgeremd en als het na enkele millimeters tot stilstand komt zal het reageren met een elektron. Beide deeltjes verdwijnen en er zal annihilatiestraling ontstaan (zie afbeelding 1.1). Dit wil zeggen dat 2 fotonen onder een hoek van 180° worden

uitgezonden

en

gedetecteerd door de PETscanner. Door middel van software

worden

deze

afbeeldingen zo gereconstrueerd dat het resultaat van de Afbeelding 1.1 Schematische afbeelding van de totstandkoming van

scan te beoordelen is.

annihilatiestraling.

1.2

CT

Bij Computer Tomografie (CT) wordt met behulp van röntgenstraling en een computer een dwarsdoorsnede van de patiënt gemaakt. De röntgenbuis draait cirkels om de patiënt en reconstrueert zo verschillende dwarsdoorsneden van het vlak waar de buis omheen gedraaid heeft. Door de beelden van de PET- en de CT-scan te fuseren kunnen de beelden samen meer informatie leveren. De gevonden afwijkingen op de PET-scan zijn met behulp van de CT-scan te plaatsen in de juiste anatomische structuren. ‘Breathgated scannen bij PET: adembenemend of niet?’ 10

1.3

FluoroDeoxyGlucose

Eén van de radioactieve lichaamseigen stoffen die kan worden toegediend aan een patiënt voor een PET-onderzoek is FDG. De volledige chemische naam van deze stof is 2-fluoro-2-deoxy-D-glucose (zie afbeelding 1.2). FDG is een kortlevend radiofarmacon. Dit komt door het instabiele isotoop 18

F waaraan het gekoppeld is. De halfwaardetijd

(HVT) van FDG is slechts 110 minuten, wat betekent dat de productie van deze stof in een relatief korte tijd moet plaatsvinden. FDG is een

Afbeelding 1.2 Scheikundig model van 2-fluoro-2deoxy-D-glucose.

radioactief gelabeld fluor waarmee de glucosestofwisseling in het lichaam in beeld kan worden gebracht. Elke cel in het menselijke lichaam heeft glucosestofwisseling, maar bij maligne cellen is deze stofwisseling verhoogd. Door een PET-onderzoek met FDG is het mogelijk de stapeling in de cel af te beelden. De gemeten hoeveelheid FDG op de afbeelding is een maat voor de metabole activiteit van de cel.

1.4

NSCLC

Van de 8.000 nieuwe longcarcinomen die jaarlijks worden ontdekt, is ongeveer 80% een NSCLC. Deze vorm van kanker heeft vrij grote cellen en het duurt relatief lang voordat deze tumor ontdekt wordt. Dit vergroot de kans dat de tumor al is uitgezaaid bij de constatering ervan. De cellen van een NSCLC kunnen op grond van celkenmerken en rangschikking onderscheiden worden in een plaveisel, adeno- of een grootcellig carcinoom. De hoofdoorzaak van deze vorm van kanker is roken. Mogelijk spelen ook aanleg, het inhaleren van bepaalde stoffen en het contact met radioactieve straling een rol bij het ontstaan van NSCLC. De vijfjaarsoverleving is slechts 13%. Wanneer de tumor nog relatief klein is, geeft deze meestal geen symptomen. De symptomen voor longkanker kunnen bijvoorbeeld een veranderd hoestpatroon, pijn in de borstkas, het ophoesten van bloed en kortademigheid zijn. Belangrijke onderzoeken die gedaan worden, zijn een CT-scan van de thorax om te zien waar de tumor precies zit en hoe de verhouding is ten opzichte van omringende weefsels. Ook kan op deze manier en door middel van bloedonderzoek worden bekeken of er zich uitzaaiingen elders in het lichaam bevinden. Een ander belangrijk onderzoek is de PET-scan. Afhankelijk van de classificering van de tumor en de conditie van de patiënt zijn er verschillende behandelmogelijkheden, zoals operatief verwijderen, bestralen, chemotherapie of een combinatie hiervan.

‘Breathgated scannen bij PET: adembenemend of niet?’ 11

1.5

SUV-waarde

De afbeeldingen die met behulp van een PET-scanner vervaardigd worden, kunnen visueel en kwantitatief beoordeeld worden. PET-beelden bestaan uit pixels met in iedere pixel een aantal counts. Met behulp van het aantal counts kan de SUV-waarde berekend worden. Er zijn twee vormen van de SUV-waarde, de SUV-max en de SUV-mean. Bij SUV-max gaat men uit van de pixel binnen het Region Of Interest (ROI) met de hoogste SUV. De SUV-mean gaat uit van de gemiddelde SUV-waarde van het totaal aantal pixels binnen het ROI. In dit onderzoek is gebruik gemaakt van de SUV-max. De SUV-waarde is afhankelijk van diverse factoren. Onder andere lichaamsbouw, tijdsduur tussen injectie en scan en de glucosewaarde in het bloed spelen een rol.

1.6

Standaard FDG-PET wholebody onderzoek

1.6.1 Voorbereiding van de patiënt Een patiënt die voor een PET-scan naar de afdeling Nucleaire Geneeskunde komt, heeft verschillende punten ter voorbereiding. Zo is het noodzakelijk dat de patiënt tenminste zes uur voorafgaande aan het onderzoek nuchter is; water drinken is wel toegestaan. Vanaf twee uur voor het onderzoek moet de patiënt één liter water drinken. Dit om ervoor te zorgen dat het lichaam goed gehydrateerd is. Eventuele medicatie mag de patiënt gewoon gebruiken, met uitzondering van medicatie voor diabetici. Voor hen geldt een afwijkende voorbereiding wat medicatie en eten betreft. Afhankelijk van het tijdstip waarop zij voor onderzoek komen, mogen ze wel of niet eten en is het gebruik van tabletten dan wel insuline wel of niet toegestaan. Verder is het belangrijk dat de patiënt op de dag van het onderzoek inspanning vermijdt. Dit om eventuele opname van FDG in de spieren te verkomen. Om het onderzoek soepel te laten verlopen is het gewenst dat de patiënt gemakkelijke kleding zonder knopen of ritsen en geen sieraden draagt.

1.6.2

Verloop van het onderzoek

Het onderzoek begint met het inbrengen van een infuusnaald. Tijdens het inbrengen hiervan verteld de laborant nogmaals hoe het onderzoek zal verlopen en kunnen eventuele vragen beantwoord worden. Het glucosegehalte in het bloed wordt bepaald en zonodig zal (bij claustrofobie) valium toegediend worden. Via het infuus in de arm wordt de FDG toegediend. Deze stof moet minimaal 45 minuten inwerken. De patiënt zit of ligt gedurende deze periode in een bed of luie stoel. Belangrijk is dat er zo min mogelijk wordt bewogen en dat de patiënt het niet koud heeft. Dit dient ter voorkoming van opname van FDG in spieren en/of bruin vet. Na deze voorbereiding gaat de patiënt naar het toilet en komt daarna in de onderzoeksruimte.


Vervolgens begint het feitelijke onderzoek. Nadat de patiënt eventuele kleding met metaal, sieraden en een gebit uit heeft gedaan, komt deze op het onderzoeksbed te liggen. De patiënt legt tijdens het onderzoek bij voorkeur de armen boven het hoofd, dit in verband met scatter. Mocht er iets zijn dan kan de patiënt gebruik maken van een belletje (die deze vasthoudt). Het onderzoek begint met het Afbeelding 1.3 De PET-CT van GE (Discovery ST) zoals deze op de afdeling Nucleaire Geneeskunde in de Isala klinieken staat.

maken van een scanogram met behulp van de CT-scanner. Op dit scanogram wordt de

attenuatie-CT en de PET-scan gepland. Vervolgens wordt de attenuatie-CT gemaakt en schuift de patiënt naar het achterste deel van de scanner. Hier bevindt zich het PET-gedeelte (zie afbeelding 1.3). Begonnen wordt met het scannen van het bekken. De activiteit in de blaas is dan nog relatief laag. Stap voor stap wordt in zeven bedposities, met elk een tijdsduur van vier minuten, het lichaam van de lies tot het schedeldak gescand. Wanneer na een halfuur de attenuatie-CT en de PET-scan klaar zijn, beoordeelt de nucleair geneeskundige de opnames. Deze arts bepaalt of het onderzoek op de afdeling Nucleaire Geneeskunde is afgerond of dat er nog aanvullende opnames gemaakt moeten worden.


Hoofdstuk 2

Breathgated scannen

Het principe van breathgated scannen en de werkwijze van breathgated scannen in de praktijk worden in dit hoofdstuk uitgelegd.

2.1

Principe van breathgated scannen

Bij breathgated scannen wordt de ademhaling van de patiënt geregistreerd door middel van een trackingcamera en een marker met reflectoren. Deze marker wordt op de thorax dan wel het abdomen van de patiënt gelegd. De trackingcamera registreert de beweging van de reflectoren en daarmee de ademhalingsbeweging van de patiënt. Deze ademhalingsbeweging wordt omgezet in een curve. De verkregen curve wordt verdeeld in vijf delen, de zogenaamde bins. Per bin telt de PET-scanner twee minuten en door de opnamen die per bin gemaakt worden achter elkaar te zetten wordt de ademhalingsbeweging in het Field Of View (FOV), dat breathgated gescand is, zichtbaar. Breathgated scannen wordt ook wel vierdimensionaal scannen genoemd, dit berust op de beweging die als vierde dimensie is opgenomen in de opnamen.

2.2

Breathgated scanmethodes

Het gebruik van breathgating kan op verschillende manieren toegepast worden in de praktijk. Zo kan ervoor gekozen worden om allereerst een standaard wholebody scan uit te voeren. Vervolgens kan aan de hand van de resultaten van deze scan bepaald worden of het uitvoeren van een breathgated FOV noodzakelijk is. Dit FOV kan zo ingesteld worden dat bijvoorbeeld een laesie of het diafragma precies hierin ligt. Belangrijk is dat deze laesie of het diafragma in het midden van het FOV ligt, omdat de beeldkwaliteit aan de randen van het FOV aanzienlijk minder is. Men kan er ook voor kiezen om in de zeven FOV’s die een wholebody scan telt, één FOV breathgated te laten zijn. Aan de hand van het scanogram die met de CT-scan gemaakt wordt zal men moeten bepalen welk FOV breathgated gescand gaat worden. Vaak zal het hier gaan om het FOV waar het diafragma in ligt. Ook bij deze werkwijze is het belangrijk dat wat afgebeeld moet worden in het midden van het FOV ligt.


2.3

Breathgated scannen in de praktijk

Voor het uitvoeren van een breathgated scan is er geen extra voorbereiding voor de patiënt nodig. Wel

zijn

enkele

aanpassingen

in

de

onderzoeksruimte van belang. Aan het einde van de onderzoekstafel zal op de radiotherapieplank de trackingcamera

bevestigd

moeten

worden.

Afhankelijk van de ademhalingswijze van de patiënt zal een blokje met reflectoren geplaatst worden op het lichaamsdeel dat tijdens ademhalen het meest beweegt. Het is belangrijk de patiënt te instrueren om gelijkmatig adem te halen. Door middel van de ring die achter de camera zit, kan het contrast maximaal ingesteld worden (zie afbeelding 2.1). Ook moet het licht in de onderzoeksruimte gedimd worden. Op de Varian computer

kan

beoordeeld

worden

of

de

ademhaling voldoende geregistreerd wordt. Bij

Afbeelding 2.1 De tracking camera achterop de radiotherapieplank bevestigd. D.m.v. de ring wordt scherpgesteld op de reflectoren.

deze methode van onderzoeken wordt het protocol gehanteerd dat is opgenomen in bijlage IX.


Hoofdstuk 3

Beschrijving onderzoek

In dit hoofdstuk is te lezen hoe het onderzoek is verlopen. Beschreven wordt wat het doel is en hoe de benodigde gegevens zijn verkregen.

3.1

Doel van het onderzoek

Het onderzoek is uitgevoerd met als doel te onderzoeken of de breathgated scanmethode, zoals die door de fabrikant GE wordt voorgeschreven bij een FDG-PET wholebody onderzoek bij patiënten met NSCLC, zorgt voor een betere detectie van afwijkingen rondom het diafragma in vergelijking met het huidige standaard (nongated) FDG-PET wholebody onderzoek. Dit onderzoek is uitgevoerd aan de hand van een literatuur- en patiëntenstudie.

3.2

Literatuurstudie

Voordat begonnen is met de patiëntenstudie, is in de huidige literatuur onderzoek gedaan naar dit onderwerp. Gebruik werd gemaakt van recente artikelen die zijn gevonden in diverse databases. Deze artikelen zijn samengevat en beoordeeld op hun betrouwbaarheid en validiteit, zoals beschreven in de huidige EBP-richtlijnen van de opleiding MBRT (zie bijlage X). Alleen de artikelen die voldeden aan de richtlijnen zijn meegenomen in het onderzoek. De vijf artikelen zijn te vinden in de bijlagen XI tot en met XIX.

3.3

Patiëntenstudie

3.3.1 Benodigde gegevens en het verzamelen hiervan Tijdens de patiëntenstudie is gebruik gemaakt van de breathgated scanmethode waarbij na het uitvoeren van een wholebody scan bepaald kan worden welk FOV breathgated gescand gaat worden. Indien mogelijk konden op deze manier meerdere laesies in één FOV afgebeeld worden. In totaal is gebruik gemaakt van 25 patiënten. Deze patiënten bevatten in totaal 48 laesies en werden in een tijdsbestek van vijf weken gescand. In het onderzoek werd alleen gebruik gemaakt van patiënten met een NSCLC. Voorwaarde was dat de te onderzoeken laesie duidelijk te onderscheiden moest zijn van zijn omgeving om betrouwbare metingen uit te kunnen voeren. Wanneer na het uitvoeren van de wholebody scan bleek dat zich in het thoraxgebied van de betreffende patiënt geen laesie bevond, werd besloten geen FOV breathgated te scannen om de tijdsduur van het onderzoek voor de patiënt te verminderen. Patiënten met een onregelmatige ademhaling werden van het onderzoek uitgesloten. Het was van belang dat de gegevens van de activiteit die de patiënt kreeg toegediend werden ingevuld bij het selecteren van het protocol. Dit was noodzakelijk om de SUV-


waarde te kunnen berekenen. In overleg met twee nucleair geneeskundigen is besloten om geen breathgated CT uit te voeren met het oog op stralingshygiëne.

3.3.2


Allereerst is een proef uitgevoerd om te beoordelen hoe nauwkeurig de counts binnen een FOV worden geteld. Dit is gedaan om te beoordelen of de nongated scantijd van vier minuten in verhouding staat tot de breathgated scantijd van tien minuten, waarbij deze wordt opgedeeld in vijf bins van ieder twee minuten. De proef is uitgevoerd met een kleine dosis FDG, welke zowel nongated als breathgated gescand is zonder beweging in de activiteit. Omdat voor de breathgated opnamen echter wel beweging noodzakelijk is, is een bewegend fantoom achter de activiteit geplaatst. Uit de proef is gebleken dat in de SUV-waarde een onnauwkeurigheid van 0.153 tussen de nongated en breathgated laesie zit.

3.4

Verwerken van de gegevens

3.4.1 AW-station Na het reconstrueren van de data die verzameld zijn door zowel nongated als breathgated te scannen, is het mogelijk om op het AW-station diverse metingen te verrichten. Deze metingen kunnen op verschillende manieren uitgevoerd worden. Bij alle patiënten zijn de metingen op dezelfde manier gedaan. Deze werden door twee leden van de afstudeergroep uitgevoerd, die elkaar controleerden. Bij elke patiënt werden de SUV-waarde, het volume, de beweging in de X-, Y-, en Z-richting en de plaats van de laesie in de long beoordeeld. Ook de visuele meerwaarde van breathgated scannen in combinatie met het uitgangspunt van de laesie (longparenchym of mediastinum) werden beoordeeld.

3.4.2 Volume en SUV-waarde De data werden beoordeeld met behulp van twee softwareprotocollen, de nongated afbeeldingen werden bekeken met het protocol ‘Quick Review’ en de breathgated afbeeldingen met het protocol ‘Respiratory Gated PET’. Met een preset werd een ROI getekend rondom de laesie (zie afbeelding 3.1 op pagina 17). Softwarematig werd daarmee het volume (centimeters3 [cm3]) van de laesie bepaald. Hierbij is nauwkeurig gelet op de grootte van het ROI. Zowel in het coronale, als in het sagittale en axiale vlak moest deze om de gehele laesie getekend zijn. Om de SUV-waarde te bepalen waren er diverse gegevens nodig. In het uitwerkprogramma ‘Volume Viewer 2’ werd de instelling SUVbw [g/ml] geselecteerd, deze instelling geeft de SUV body weighted weer. Ook moesten de geïnjecteerde activiteit, het tijdstip van injectie en scan, het gewicht van de patiënt en de


halfwaardetijd van FDG bekend zijn. Tussen het tijdstip van injectie en de breathgated scan zat ongeveer 2 uur. FDG heeft een vervaltijd van 110 minuten, daarom moest bij elke patiënt berekend worden hoeveel activiteit er tijdens de nongated en de breathgated scan in het lichaam aanwezig was. De netto geïnjecteerde activiteit tijdens de scans is als volgt berekend: allereerst is de activiteit die aanwezig was in de

Afbeelding 3.1 Het tekenen van een ROI

spuit gecorrigeerd voor verval. Het verval waarvoor hier gecorrigeerd werd, is de periode tussen het moment van inspuiten en de nongated scan. Hetzelfde werd gedaan voor de breathgated scan. Deze scan werd direct na de nongated scan uitgevoerd. Bij de meeste patiënten was dit 30 minuten later. Vervolgens is er gekeken naar de hoeveelheid activiteit die na injectie in de spuit achterbleef. Hierbij werd gebruik gemaakt van de resultaten van eerder uitgevoerd onderzoek door de radiofarmaca apotheek in Zwolle. Uit het ‘Onderzoek achterblijven van activiteit F-18 FDG bij toedienset – uitgevoerd door de Radiofarmaca apotheek Zwolle’ bleek dat na één keer flushen met een zoutoplossing gemiddeld 0.37% van de activiteit achterblijft in de spuit. Van deze waarde werd gebruik gemaakt om te berekenen hoeveel activiteit (MegaBecquerel [MBq]) er achterbleef in de spuit. Ook deze waarde werd gecorrigeerd voor verval op het tijdstip van de nongated- en van de breathgated scan. Met deze waarden was het mogelijk de netto geïnjecteerde activiteit te berekenen. Er is gerekend met 3 significante cijfers. De keuze hiervoor was afhankelijk van het AW-station dat gebruik maakt van grammen lichaamsgewicht.

De SUVbw werd vervolgens als volgt berekend: ROI-waarde [kBq/cc] · massa van de patiënt [kg] netto geïnjecteerde activiteit [MBq]

3.4.3 Beweging van de laesie Bij de breathgated opnamen is het mogelijk om in het protocol ‘Respiratory Gated PET’ de ademhalingscyclus te volgen. Dit maakt de beweging van de laesie visueel. Ook kunnen de bins, waarin de ademhalingscyclus is verdeeld, apart beoordeeld worden. Allereerst is gekeken in welk


vlak (X-, Y- en Z-richting) de laesie zich maximaal afbeeldde. Vanuit deze positie werd vervolgens de beweging van de laesie gevolgd in de vijf verschillende bins. Bij beweging in het X-vlak werd de laesie bekeken in het sagittale vlak, beweging in de anterior-posterior richting wordt op deze manier zichtbaar. Bij beweging in het Y- en het Z-vlak vond de beoordeling plaats in coronale vlak. Hierbij werd gekeken naar de verplaatsing links-rechts en inferior-superior. Binnen elk vlak werd de maximale verplaatsing opgenomen in de resultaten. De waarden die hierbij werden afgelezen, komen overeen met de nummering van de sneden in de 3 verschillende vlakken. Deze waarden zijn weergegeven in millimeters [mm].

3.4.4 Plaats van de laesie Om te bepalen in welk gedeelte van de long de laesie zich bevond, is gekeken naar de maximale lengte van de betreffende long [cm]. Iedere long is in deze richting opgedeeld in 6 gelijke delen. Zodoende is gecorrigeerd voor het feit dat ieder mens een verschillende longlengte heeft (zie afbeelding 3.2). Omdat de verwachting is dat de grootste beweging zal plaatsvinden in de Z-richting is er bij de beoordeling van deze deelvraag alleen

Afbeelding 3.2

Categorie indeling long

gekeken naar de plaatsing van de laesie in craniale en caudale richting. Bij het schrijven van de conclusie is er een link gelegd tussen de mate van beweging en de plaats van de laesie in de long.

3.4.5 Visuele meerwaarde van breathgated scannen Tot slot werd gekeken naar de visuele meerwaarde van breathgated scannen. Allereerst werd hierbij een scheiding gemaakt tussen laesies die uitgaan van het longparenchym of het mediastinum. Vervolgens werd beoordeeld wanneer een laesie beter gevisualiseerd werd: nongated

of

breathgated

gescand.

Punten die hierbij in overweging werden

genomen

waren

afgrens-

baarheid, mate van activiteitsopname en verandering in vorm en volume (zie afbeelding 3.3). Afbeelding 3.3 Uitwerking op het AW-station


Hoofdstuk 4

Resultaten

De resultaten van het onderzoek worden in dit hoofdstuk weergegeven. Allereerst wordt de omvang van de patiëntenstudie genoemd. Vervolgens worden per beoordelingspunt de resultaten van de literatuur- en patiëntenstudie weergegeven. De volledige onderzoeksresultaten zijn te vinden in de bijlagen I t/m XIII. Hierin staan alle gegevens vermeld per patiënt.

4.1

Omvang van de studies

Zoals eerder vermeld is in dit onderzoek gebruik gemaakt van 5 artikelen en 25 patiënten. In totaal hadden deze patiënten 48 laesies die geschikt waren voor dit onderzoek. In tabel 4.1 is een verdeling van het aantal laesies per patiënt gemaakt.

Aantal laesies in patiënt 1 2 3 4 5 Totaal Tabel 4.1

4.2

Aantal patiënten

Totaal aantal laesies

13 5 4 2 1

13 10 12 8 5 48

Volume en SUV-waarde

4.2.1 Literatuurstudie Uit de conclusies van de geselecteerde artikelen bleek dat breathgated scannen op een PET-CT een toe te passen methode is om artefacten die veroorzaakt worden door ademhaling te verminderen. Tevens werd duidelijk dat door breathgated scannen de SUV-waarde opnieuw en nauwkeuriger kon worden bepaald. Uit metingen kwam naar voren dat de volumes van laesies, die gescand waren volgens de breathgated scanmethode, soms wel 34% kleiner waren dan bij nongated scans. De laesie is nu bewegend gescand, waardoor de laesie meer straling heeft uitgezonden op dezelfde plaats. De SUV-waarde is dan ook erg toegenomen. Bij 1 patiënt is dat zelfs 159% ten op zichte van de nongated scanmethode.

4.2.2

Patiëntenstudie

De patiëntenstudie heeft de volgende resultaten opgeleverd: van de 48 gemeten laesies was er bij 45 laesies sprake van een toename in de SUV-waarde (zie tabel 4.2). Deze toename varieerde van 100% tot in een enkel geval 169%. De toenames waren bij 39 laesies onder de 130%. De 3 laesies


waarbij een afname is gemeten bij de breathgated opnamen hadden een SUV-waarde van respectievelijk 80%, 82% en 99% ten opzichte van de nongated opnamen.

SUV-waardeverandering in % <100 101-110 111-120 121-130 131-140 141-150 151-160 161-170 Totaal Tabel 4.2

Aantal laesies 3 4 16 16 2 4 2 1 48

In % 6,3 8,3 33,3 33,3 4,2 8,3 4,2 2,1 100.0

Wat het volume betreft, bleek dat bij 35 van de 48 laesies sprake was van een volumeafname (73%). Deze volumeafname varieerde van 100% tot in een enkel geval 52% ten opzichte van de nongated scan. 28 van de 48 laesies hadden een afname in het volume tussen de 70 en 100% (zie tabel 4.3). Bij de 13 overige laesies was er sprake van een toename in het volume. In 1 geval was er sprake van een breathgated volume van 163%.

Volumeverandering in % 50-60 61-70 71-80 81-90 91-100 101-110 111-120 121-130 131-140 141-150 151-160 161-170 Totaal Tabel 4.3

Aantal laesies 4 3 5 13 10 6 3 3 0 0 0 1 48

In % 8,3 6,3 10,4 27,1 20,8 12,5 6,3 6,3 0,0 0,0 0,0 2,1 100.0

Bij dit beoordelingspunt moet opgemerkt worden dat bij één patiënt breathgated een extra laesie zichtbaar werd. De nongated opname werd door ademhaling dusdanig ‘vervaagd’ dat slechts één laesie zichtbaar was.


4.3


4.3.1

Literatuurstudie

In slechts één artikel werd geschreven over de beweging van de laesie (zie bijlage XVI). Uit het artikel bleek dat volgens onderzoek de meeste beweging plaatsvond in de X- en de Y-richting. Hierbij werd echter opgemerkt dat de variaties in de Z-richting kleiner waren, omdat bij 80% van de onderzochte patiëntenpopulatie de laesies zich in de apex van de longen bevonden.

4.3.2

Patiëntenstudie

Uit de resultaten van de patiëntenstudie bleek dat 8 laesies niet zichtbaar bewogen hebben. Twee laesies waren niet op beweging te beoordelen. Deze laesies veranderden tijdens de ademhaling dusdanig van vorm dat een meting onmogelijk werd. Van de in totaal 38 laesies die wel bewogen, was er bij 31 laesies beweging in de Z-richting. Bij 17 laesies was sprake van een beweging tussen 0.1 mm en 3.3 mm en bij 10 laesies een beweging tussen 3.4 mm en 6.6 mm. Bij 3 laesies was er beweging tussen 6.7 mm en de 9.9 mm. Er was 1 uitschieter, deze laesie bewoog 13.1 mm. 19 laesies bewogen in de X-richting. Deze beweging vond plaats tussen 0.1 mm en 5.5 mm. Tot slot was er bij 20 laesies beweging in de Y-richting. Ook hierbij vond beweging plaats tussen 0.1 mm en 5.5 mm. De meest voorkomende gecombineerde beweging vond plaats in de X- en Z-richting, dit was bij 8 van de 46 laesies het geval. In de Y- en Z-richting was dit bij 8 laesies het geval. Bij 6 laesies was er beweging in zowel de X- als de Y- en Z-richting.

4.4

Plaats van de laesie

4.4.1 Literatuurstudie In geen enkel artikel werd ingegaan op de plaats van de laesie in de long.

4.4.2 Patiëntenstudie De resultaten van de patiëntenstudie met betrekking tot de plaats van de laesie in de long zijn als volgt: van de 48 laesies waren er 32 gesitueerd in het gebied 3, 4 en/of 5. Dit is ongeveer 67%. Slechts vier laesies waren gelegen in de gebieden 1 en/of 2. In twee gevallen was er sprake van een dusdanig grote laesie dat deze was gesitueerd in drie categoriegebieden (zie tabel 4.4). De linksrechtsverdeling van de laesies in de patiënt was nagenoeg gelijk, namelijk 25 links en 23 rechts.

Plaats laesie in de verdeling van long 1 2 3 4

Aantal laesies 1 3 6 6

% 2,1 6,3 12,5 12,5


3 3 0 4 8 9 3 0 1 0 1 48

5 6 1,2 2,3 3,4 4,5 5,6 1,2,3 2,3,4 3,4,5 4,5,6 Totaal

6,3 6,3 0,0 8,3 16,7 18,8 6,3 0,0 2,1 0,0 2,1 100.0

Tabel 4.4

4.4.2.1 Relatie plaats en beweging Tijdens het onderzoek is de relatie tussen de plaats van de laesie en de mate van beweging onderzocht. Het meest opvallende resultaat is dat er negen laesies in de categorie 4,5 van de long gesitueerd waren. Van deze laesies bewogen er drie alleen in de Z-richting en drie laesies in de Xen de Z-richting. Eén laesie bewoog zowel in de X-, de Y- en de Z-richting en één laesie bewoog alleen in de Y-richting. De laatste laesie in deze categorie was niet te beoordelen op beweging (zoals genoemd in 4.3.2). Geen van de negen laesies lag stil tijdens de ademhaling. Van de resultaten is een overzicht gemaakt in tabel 4.5.

X Plaats laesie in verdeling long 1 2 3 4 5 6 1,2 2,3 3,4 4,5 5,6 1,2,3 2,3,4 4,5,6 Totaal Tabel 4.5

Y

Z

XY

XZ

YZ

XYZ

0

2

2 1

Niet te beoordelen

1 2

1 2 1

1 1

1 2 1

2 1

1

1 1

1 3

1 1

1 3 1

2 1 1

1 4 1

1 1

2

3

8

3

8

8

6

1 8

2


4.5

Visuele meerwaarde van breathgated scannen

4.5.1 Literatuurstudie In geen enkel artikel werd ingegaan op de visuele meerwaarde van breathgated scannen.

4.5.2

Patiëntenstudie

Uit de patiëntenstudie kwamen de volgende resultaten met betrekking tot het uitgangspunt van de 48 laesies:

Tumor vanuit Mediastinum Longparenchym Totaal Tabel 4.6

Aantal laesies 17 31 48

Bij 19 van de 48 laesies werden de laesies zowel breathgated als nongated hetzelfde afgebeeld. Van deze 19 laesies ging het om 14 laesies vanuit het longparenchym en vijf laesies vanuit het mediastinum. Ongeveer de helft van de longparenchymlaesies toonde geen zichtbaar verschil tussen de nongated en de breathgated opnamen, dit lag bij de mediastinumlaesies op bijna 30%. Bij de overige 29 laesies was er wel een visuele verandering door breathgated te scannen. Bij zeven laesies was zelfs meer dan één verandering zichtbaar. Vier laesies waren beter afgrensbaar door de breathgated scanmethode. Deze gevallen gingen allemaal uit van het longparenchym. (zie tabel 4.7)

Meerwaarde breathgated scannen Geen verschil Meer contrast Beter afgrensbaar Meer homogeen Andere vorm Volume zichtbaar groter Tabel 4.7

Laesie vanuit longparenchym 14 12 4 2 1 0

Laesie vanuit mediastinum 5 9 0 0 3 1

Totaal 19 21 4 2 4 1


Hoofdstuk 5

Discussie

In dit hoofdstuk komen enkele punten aan bod die van belang zijn voor de waarde van dit onderzoek.

5.1

Verzamelen van patiëntendata

In dit onderzoek zijn alleen patiënten opgenomen waarbij na de nongated wholebody scan bleek dat er zich in de longen een laesie bevond. Vanzelfsprekend waren dit alleen patiënten die een NSCLC hebben. Om het onderzoek echter at random te laten zijn, zou van tevoren bepaald moeten worden welke patiënten op een bepaalde dag breathgated gescand gaan worden. Alleen dan zou met zekerheid gezegd kunnen worden of breathgated scannen een meerwaarde heeft boven nongated scannen. Zeker wanneer in het gebied van het diafragma op de nongated scan geen laesies zichtbaar zijn.

5.2


Ter voorbereiding op het onderzoek is een proef uitgevoerd (zie paragraaf 3.3.2). In de onderzoeksresultaten heeft geen correctie plaatsgevonden voor de waarde die met deze proef werd gevonden. Bij minimale SUV-waardeverschillen moet met deze onnauwkeurigheid echter wel rekening gehouden worden. Tevens is de hoeveelheid activiteit die voor deze proef is gebruikt benaderd. De proef is namelijk uitgevoerd met een residu van activiteit uit een volle spuit. Van deze volle spuit was de hoeveelheid activiteit bekend. Eerder onderzoek heeft bewezen dat 0.37% van de activiteit in een spuit achterblijft. De exacte residu van de activiteit was dus niet bekend, maar benaderd. Bovendien verwerkt het AW-station de gegevens van de opname alsof het om een echte patiënt gaat. Het AW-station gaat dus ook uit van het stapelingsmechanisme van FDG in het lichaam van een patiënt. De proef is dus niet geheel natuurgetrouw en wellicht daardoor minder betrouwbaar.

5.3

Stapelingsmechanisme FDG

Het is bekend dat FDG een bepaalde inwerktijd heeft. Op de afdeling Nucleaire Geneeskunde van de Isala Klinieken werkt men met een inwerktijd van tenminste 45 minuten. Het stapelingsmechanisme van tumoren kan echter verschillen. Wanneer een tumor een traag stapelingsmechanisme heeft, zal deze tijdens het uitvoeren van de wholebody scan nog kunnen toenemen in activiteit. Doordat de breathgated scan later wordt uitgevoerd dan de nongated scan, kan het zijn dat de SUV-waarde van de laesie daardoor automatisch toeneemt. Tijdens dit onderzoek is echter geen rekening gehouden met het opnamepatroon van de laesie. ‘Breathgated scannen bij PET: adembenemend of niet?’ 25

5.4

Breathgated extra laesie zichtbaar

Zoals vermeld in paragraaf 4.2.2 werd in één geval door breathgated te scannen een extra laesie zichtbaar. Deze laesie bestond uit twee vlak naast elkaar gelegen kleine laesies. Ondanks dat er breathgated wel een scheiding zichtbaar was tussen de laesies zijn het volume en de SUV-waarde gemeten over de twee laesies samen. Dit is gedaan omdat het nongated onmogelijk was om hier onderscheid in te maken. Tijdens het uitwerken van de resultaten was dit het geval bij meerdere patiënten, maar deze laesies waren om een andere reden niet geschikt om mee te nemen in dit onderzoek (zie 3.3.1).

5.5


In de gemeten beweging die bij de patiëntenstudie is bepaald, zit enige onnauwkeurigheid. Dit wordt veroorzaakt doordat de reconstructie in bepaalde coupediktes plaatsvindt. Berekend is dat deze onnauwkeurigheid in het X- en Y-vlak 5.5 mm bedraagt en in het Z-vlak 3.3 mm. Gezien de resultaten houdt dit in dat wanneer er een beweging van 0 mm wordt vermeld, dit niet betekent dat de laesie niet bewogen heeft. De laesie heeft dan een maximale beweging gemaakt binnen deze onnauwkeurigheid.

5.6

Plaatsing van de armen

Op de afdeling Nucleaire Geneeskunde in Zwolle wordt de patiënt geïnstrueerd de armen tijdens het onderzoek boven het hoofd te plaatsen. Dit wordt gedaan in verband met scatter die veroorzaakt wordt door de armen. Alleen wanneer patiënten de armen niet boven het hoofd kunnen houden tijdens de duur van het onderzoek, zullen de armen langs het lichaam geplaatst mogen worden. Hiervan is vaak sprake bij oudere patiënten. In het onderzoek waren er 4 patiënten die de armen langs het lichaam geplaatst hadden. Er is echter niet gekeken naar de invloed van deze houding.

5.7

Breathgated CT

Op de PET-CT is de mogelijkheid aanwezig om een breathgated CT uit te voeren. Wil men de attenuatiecorrectie zo nauwkeurig mogelijk uitvoeren, dan zal het verrichten van een dergelijke CTscan noodzakelijk zijn. Anders gebruikt men immers een bewogen attenuatie-CT als correctie voor een breathgated PET. In dit onderzoek is geen breathgated CT gebruikt voor de attenuatiecorrectie. Doorslaggevend was hierbij de extra stralingsbelasting voor een patiënt.


Hoofdstuk 6

Conclusie

In dit onderzoek is onderzocht hoe breathgated scannen zorgt voor een betere detectie van afwijkingen rondom het diafragma. Hierbij is onderzoek gedaan op het gebied van de SUV-waarde, het volume, beweging en plaats van de laesie. Ook is de visuele meerwaarde van breathgated scannen beoordeeld. De conclusie van dit onderzoek is hieronder te lezen.

Concluderend kan na dit onderzoek, rekening houdend met de discussiepunten, het volgende gesteld worden over de invloed van breathgated scannen. In het geval van de SUV-waarde bleek dat in 94% van de onderzochte laesies een toename werd geregistreerd. Geconcludeerd kan worden dat breathgated scannen zorgt voor een toename in de SUV-waarde. Door breathgated te scannen blijkt dat het volume van de laesie meestal afneemt. In het onderzoek was dit bij bijna 75% van de 48 laesies het geval. De reden voor deze veranderingen is dat met behulp van breathgated scannen de laesie in beweging wordt afgebeeld en dus minder vervaagt. Het volume neemt hierdoor af en de intensiteit van de laesie is hoger. Verder kan geconcludeerd worden dat de meeste beweging in de longen plaatsvindt in de Zrichting. Hierbij moet echter opgemerkt worden dat bij bijna de helft van de laesies een beweging in de X- en Y-richting te zien was. Uit metingen blijkt dat ruim de helft van de laesies in het midden of net onder het midden van de long gesitueerd zijn. De links-rechtsverhouding in de verdeling van de laesies is nagenoeg gelijk. Wanneer een koppeling gemaakt wordt tussen de plaats van de laesie in de long en de mate van beweging, kan hier geen duidelijke conclusie getrokken worden. Het uitgangspunt van de laesie is bij ongeveer 65% het longparenchym. Tot slot zorgt breathgated scannen met name bij laesies die uitgaan van het mediastinum voor een visueel verschil. Breathgated scannen resulteert in een betere beoordeling van de laesie bij patiënten met NSCLC.


Hoofdstuk 7

Aanbevelingen

Na afloop van het onderzoek zijn er een aantal punten die de afdeling in overweging kan nemen. In dit hoofdstuk zijn deze aanbevelingen te lezen.

7.1

Patiëntengegevens

Wanneer de afdeling gebruik wil gaan maken van de mogelijkheid om de SUV-waarde te berekenen, zullen de laboranten de patiëntgegevens van iedere patiënt correct in moeten voeren. Er moet vooral gelet worden op het invullen van het lichaamsgewicht en de lengte van de patiënt. Tijdens het uitwerken van de onderzoeksresultaten bleek dat deze gegevens regelmatig verwisseld werden. De SUV-waarden blijken hierdoor te worden beïnvloed.

7.2

Tijdsaanduiding

Gedurende het onderzoek bleek dat de verschillende klokken en tijdsinstellingen op computers niet overeenkomen. Hierdoor worden berekeningen ingewikkelder en is er verhoogde kans op fouten. Wanneer alle klokken en tijdsinstellingen gelijk gezet worden, zal dit de nauwkeurigheid vergroten. In dit onderzoek is bij iedere patiënt gecorrigeerd voor het verschil in tijdsaanduidingen.

7.3

Vervolgonderzoek

Uit dit onderzoek is naar voren gekomen dat er meer factoren zijn omtrent breathgated scannen die onderzocht kunnen worden. Zo zou de ligging van de armen van de patiënt een rol kunnen spelen in de mate van beweging van de laesie. Verder is er wellicht sprake van een relatie in de beweging van meerdere laesies in één patiënt. Ook de rol van een breathgated CT zou nog onderzocht kunnen worden. Tot slot zou onderzocht kunnen worden wat de meest optimale verhouding is wat betreft het aantal bins en de tijdsduur per bin.


Bijlagenoverzicht I

Overzicht 1: Volledige resultaten

30

II

Overzicht 2: Berekeningen SUV-waarde

36

III

Overzicht 3: Volume

40

IV

Overzicht 4: SUV-waarden

42

V

Overzicht 5: Beweging

44

VI

Overzicht 6: Plaats

47

VII

Overzicht 7: Plaats versus beweging

50

VIII

Overzicht 8: Uitgangspunt

52

IX

Protocol FDG-PET Wholebody breathgated scannen

54

X

EBP- richtlijnen voor de opleiding MBRT

57

XI

Artikel 1‘Four-dimensional (4D) PET/CT imaging of the thorax’

58

XII

Samenvatting en beoordeling artikel 1

67

XIII

Artikel 2 ‘Respiratory Gating for 3-Dimensional PET of the Thorax: Feasibility and Initial Results’

70

XIV

Artikel 2 Samenvatting en beoordeling

77

XV

Artikel 3 ‘PET-CT in Non-Small-Cell Lung Cancer: Value of Respiratory-Gated PET’

XVI

80


90

XVII Artikel 4 ‘Effect of respiratory Gating on Quantifying PET Images of Lung Cancer’

92

XVIII Artikel 4 Samenvatting en beoordeling

99

XIX

Artikel 5 ‘Quantitation of respiratory motion during 4D-PET/CT acquisition’

101

XX


108


Overzicht 1: Resultaten Patiënt SUV NG 1a 4,516 1b 5,693 1c 10,111 2a 4,384 2b 3,162 2c 5,462 2d 3,055 3a 4,426 3b 5,839 3c 4,574 4 4,282 5 6,185 6 5,921 7 9,164 8 1,809 9 8,162 10a 5,765 10b 10,487 10c 6,446 11a 1,300 11b 1,663 11c 1,512 11d 3,206 12 5,492 13 1,801

SUV G Verschil SUV % Verschil SUV Volume NG Volume G Volume verschil % volumeverschil 6,776 2,260 150 2,44 2,05 -0,39 84 9,015 3,322 158 1,86 1,17 -0,69 63 15,968 5,857 158 14,96 15,35 0,39 103 5,076 0,692 116 2,44 2,05 -0,39 84 3,963 0,801 125 6,36 3,33 -3,03 52 6,767 1,305 124 6,65 5,97 -0,68 90 3,963 0,908 130 4,60 2,64 -1,96 57 5,357 0,931 121 2,35 3,03 0,68 129 7,280 1,441 125 15,06 12,81 -2,25 85 4,579 0,005 100 3,72 4,50 0,78 121 5,163 0,881 121 5,18 5,57 0,39 108 8,021 1,836 130 11,93 12,22 0,29 102 7,008 1,087 118 28,17 27,29 -0,88 97 11,570 2,406 126 17,90 17,31 -0,59 97 -1,09 62 2,648 0,839 146 2,85 1,76 11,792 3,630 144 31,29 26,41 -4,88 84 4,741 -1,024 82 0,78 1,27 0,49 163 11,717 1,230 112 17,99 18,39 0,40 102 7,630 1,184 118 2,44 1,47 -0,97 60 1,515 0,215 117 21,03 15,65 -5,38 74 1,948 0,285 117 4,69 3,03 -1,66 65 1,840 0,328 122 4,01 4,89 0,88 122 4,041 0,835 126 4,60 3,72 -0,88 81 6,313 0,821 115 32,96 29,73 -3,23 90 3,038 1,237 169 4,40 3,13 -1,27 71

Overzicht 1 (vervolg) Patiënt SUV NG 14a 3,547 14b 4,101 14c 2,156 14d 5,980 14e 1,947 15a 2,235 15b 9,697 16 4,497 17a 1,996 17b 3,629 18 8,755 19a 4,135 19b 5,357 20a 4,077 20b 1,989 20c 2,387 21 4,402 22a 3,406 22b 3,278 23 4,183 24a 3,468 24b 9,088 25 5,292

SUV G Verschil SUV % Verschil SUV Volume NG Volume G Volume verschil % volumeverschil 3,534 -0,013 100 6,36 6,36 0,00 100 3,268 -0,833 80 11,34 10,37 -0,97 91 3,185 1,029 148 6,16 6,06 -0,10 98 7,765 1,785 130 34,33 29,24 -5,09 85 2,225 0,278 114 2,74 2,44 -0,30 89 2,838 0,603 127 2,05 1,47 -0,58 72 11,896 2,199 123 13,40 11,44 -1,96 85 4,990 0,493 111 7,53 6,06 -1,47 80 2,036 0,040 102 2,15 2,44 0,29 113 4,186 0,557 115 3,23 3,81 0,58 118 10,695 1,940 122 8,61 7,33 -1,28 85 4,413 0,278 107 1,96 2,15 0,19 110 5,480 0,123 102 21,03 20,24 -0,79 96 5,486 1,409 135 29,44 22,40 -7,04 76 -1,56 56 2,363 0,374 119 3,52 1,96 2,643 0,256 111 5,77 5,48 -0,29 95 5,110 0,708 116 10,46 9,88 -0,58 94 4,688 1,282 138 12,32 9,98 -2,34 81 3,806 0,528 116 13,59 11,83 -1,76 87 4,687 0,504 112 25,72 29,93 4,21 116 4,054 0,586 117 2,54 2,54 0,00 100 11,243 2,155 124 14,47 14,77 0,30 102 6,794 1,502 128 45,67 43,81 -1,86 96

Overzicht 1 (vervolg) Patiënt Verschil X (mm) Verschil Y (mm) Verschil in Z (mm) Bovenrand laesie Onderrand laesie 1a 5,4 0,0 6,5 10,3 11,0 1b 5,4 5,5 6,6 15,4 17,2 1c 5,5 5,5 13,1 15,0 18,2 2a 5,4 0,0 3,3 8,3 9,3 2b 0,0 5,5 3,3 4,8 11,4 2c 5,5 0,0 6,5 13,5 15,8 2d 5,5 0,0 6,5 12,3 13,9 3a 0,0 0,0 5,1 6,6 3b 5,5 5,4 0,0 6,6 9,4 3c 0,0 0,0 0,0 8,9 10,6 4 5,4 0,0 3,3 15,4 17,1 5 0,0 0,0 9,9 15,7 19,1 6 5,5 0,0 9,8 10,2 14,8 7 0,0 5,5 3,3 10,7 13,7 8 5,5 0,0 3,3 7,6 8,3 9 0,0 5,5 0,0 12,1 17,0 10a 0,0 0,0 0,0 14,5 15,0 10b 0,0 0,0 6,6 11,2 16,1 10c 0,0 0,0 3,3 8,3 9,6 11a 3,3 11,4 14,4 11b 5,5 5,5 6,6 6,4 7,5 11c 0,0 0,0 6,6 7,2 8,6 11d 0,0 0,0 3,3 4,5 6,6 12 0,0 0,0 0,0 12,1 18,3 13 5,4 5,5 9,8 21,0 21,9

Overzicht 1 (vervolg) Patiënt Verschil X (mm) Verschil Y(mm) Verschil in Z (mm) Bovenrand laesie Onderrand laesie 14a 5,5 0,0 0,0 6,6 8,0 14b 0,0 0,0 0,0 12,6 15,0 14c 0,0 0,0 3,3 13,6 14,9 14d 0,0 0,0 0,0 8,9 13,7 14e 0,0 0,0 0,0 13,7 14,5 15a 0,0 5,5 3,2 3,0 3,5 15b 5,5 0,0 0,0 4,0 7,5 16 5,5 5,5 0,0 14,2 16,2 17a 0,0 5,5 3,1 11,8 13,2 17b 0,0 5,5 0,0 19,6 21,3 18 0,0 0,0 6,5 13,2 17,2 19a 0,0 5,5 3,2 6,5 8,0 19b 0,0 5,5 3,2 10,7 14,2 20a 5,5 5,5 6,6 4,1 9,3 20b 0,0 5,5 3,3 9,9 11,0 20c 0,0 0,0 0,0 11,3 13,8 21 0,0 0,0 3,3 9,3 13,3 22a 5,5 5,5 0,0 8,3 11,3 22b 5,5 5,5 6,6 16,4 18,9 23 5,5 0,0 3,3 13,2 17,6 24a 5,5 0,0 3,3 9,4 9,8 24b 0,0 0,0 0,0 10,1 13,3 25 0,0 5,5 0,0 7,8 12,0

Overzicht 1 (vervolg) Patiënt 1a 1b 1c 2a 2b 2c 2d 3a 3b 3c 4 5 6 7 8 9 10a 10b 10c 11a 11b 11c 11d 12 13

Plaats in long centrum mediastinum centrum thorax li long post centraal re centraal re centraal re centraal li mediastinum re mediaal re long mediastinum re mediolateraal re mediaal re mediaal re mediaal li mediaal li medio dorsaal re dorsaal li medio dorsaal li mediaal re lateraal mediastinum li mediastinum li li lateraal mediaal dorsaal/sinus

Tumor vanuit mediastinum mediastinum long mediastinum mediastinum mediastinum long mediastinum long mediastinum long long long long mediastinum long long long long long mediastinum mediastinum long mediastinum long

Meerwaarde G = + + + + + = = + + + = + = + + + + = + + + + = +

Waarom gelijk meer contrast meer homogeen meer contrast meer contrast meer contrast en andere vorm gelijk gelijk 1 laesie blijkt 2 volume neemt zichtbaar toe meer contrast en andere vorm gelijk beter afgrensbaar en meer contrast gelijk meer contrast meer contrast en meer homogeen meer contrast en mogelijk 2 laesies meer contrast gelijk meer contrast meer contrast meer contrast meer contrast gelijk meer contrast

Overzicht 1 (vervolg) Patiënt 14a 14b 14c 14d 14e 15a 15b 16 17a 17b 18 19a 19b 20a 20b 20c 21 22a 22b 23 24a 24b 25

Plaats in long li mediaal mediaal li ventraal li mediaal li medio lateraal hoog mediastinum li li longtop li medio lateraal re ventraal re ventraal re medio dorsaal mediaal re mediaal re mediaal mediaal li mediaal li mediaal li craniaal/ventraal re mediaal re dorsaal re mediaal re mediaal re mediaal

Tumor vanuit long mediastinum long long long mediastinum long long long long long mediastinum long long mediastinum long long long mediastinum long (pleura) mediastinum long long

Meerwaarde G = + + = = + + = = = = = + + + + = + = + + = =

Waarom gelijk andere vorm meer contrast gelijk gelijk meer contrast meer contrast gelijk gelijk gelijk gelijk gelijk meer contrast en beter afgrensbaar meer contrast andere vorm mogelijk 2 laesies! gelijk beter afgrensbaar en mogelijk 2 laesies gelijk beter afgrensbaar meer contrast gelijk gelijk

Overzicht 2: Berekeningen SUVwaarde Constanten Vervalconstante

Patiënt NG/G Activiteit 0,370 1a NG 477,3 G 477,3 1b NG 477,3 G 477,3 1c NG 477,3 G 477,3 2a NG 392,0 G 392,0 2b NG 392,0 G 392,0 2c NG 392,0 G 392,0 2d NG 392,0 G 392,0 3a NG 386,6 G 386,6 3b NG 386,6 G 386,6 3c NG 386,6 G 386,6 4 NG 276,0 G 276,0 5 NG 300,8 G 300,8 6 NG 297,0 G 297,0 7 NG 308,7 G 308,7 8 NG 305,5 G 305,5

Tijd Max Gewicht Tijd gec.act. Residu Verval gec. Netto act. 176 9,2 77000 157,463 1,766 0,583 156,881 205 11,5 77000 131,165 1,766 0,485 130,680 176 11,6 77000 157,463 1,766 0,583 156,881 205 15,3 77000 131,165 1,766 0,485 130,680 176 20,6 77000 157,463 1,766 0,583 156,881 205 27,1 77000 131,165 1,766 0,485 130,680 57 12,2 98000 273,714 1,450 1,013 272,702 91 11,4 98000 220,929 1,450 0,817 220,111 57 8,8 98000 273,714 1,450 1,013 272,702 91 8,9 98000 220,929 1,450 0,817 220,111 57 15,2 98000 273,714 1,450 1,013 272,702 91 15,2 98000 220,929 1,450 0,817 220,111 273,714 1,450 1,013 272,702 57 8,5 98000 91 8,9 98000 220,929 1,450 0,817 220,111 72 11,9 91000 245,598 1,430 0,909 244,689 105 11,7 91000 199,487 1,430 0,738 198,749 72 15,7 91000 245,598 1,430 0,909 244,689 105 15,9 91000 199,487 1,430 0,738 198,749 72 12,3 91000 245,598 1,430 0,909 244,689 105 10,0 91000 199,487 1,430 0,738 198,749 69 12,1 63000 178,682 1,021 0,661 178,021 100 12,0 63000 146,976 1,021 0,544 146,432 69 15,0 80000 194,738 1,113 0,721 194,017 101 15,9 80000 159,176 1,113 0,589 158,587 76 13,4 81000 183,981 1,099 0,681 183,300 81000 148,500 1,099 0,549 147,951 110 12,8 59 23,7 82000 212,851 1,142 0,788 212,063 94 24,0 82000 170,723 1,142 0,632 170,092 68 4,6 78000 199,031 1,130 0,736 198,294 109 5,2 78000 153,716 1,130 0,569 153,147

SUV 4,516 6,776 5,693 9,015 10,111 15,968 4,384 5,076 3,162 3,963 5,462 6,767 3,055 3,963 4,426 5,357 5,839 7,280 4,574 4,579 4,282 5,163 6,185 8,021 5,921 7,008 9,164 11,570 1,809 2,648

Constanten Vervalconstante

0,370 9 10a 10b 10c 11a 11b 11c 11d 12 13 14a 14b 14c 14d 14e

NG/G Activiteit NG 257,6 G 257,6 NG 278,0 G 278,0 NG 278,0 G 278,0 NG 278,0 G 278,0 NG 331,0 G 331,0 NG 331,0 G 331,0 NG 331,0 G 331,0 NG 331,0 G 331,0 NG 299,0 G 299,0 NG 246,0 G 246,0 NG 250,0 G 250,0 NG 250,0 G 250,0 NG 250,0 G 250,0 NG 250,0 G 250,0 NG 250,0 G 250,0

Tijd Max Gewicht Tijd gec.act. Residu Verval gec. Netto act. 89 19,6 61000 147,023 0,953 0,544 146,479 122 23,0 61000 119,420 0,953 0,442 118,978 82 12,7 75000 165,821 1,029 0,614 165,208 111 8,7 75000 138,127 1,029 0,511 137,616 82 23,1 75000 165,821 1,029 0,614 165,208 111 21,5 75000 138,127 1,029 0,511 137,616 82 14,2 75000 165,821 1,029 0,614 165,208 111 14,0 75000 138,127 1,029 0,511 137,616 39 4,3 78000 258,880 1,225 0,958 257,923 67 4,2 78000 217,007 1,225 0,803 216,204 39 5,5 78000 258,880 1,225 0,958 257,923 67 5,4 78000 217,007 1,225 0,803 216,204 258,880 1,225 0,958 257,923 39 5,0 78000 67 5,1 78000 217,007 1,225 0,803 216,204 39 10,6 78000 258,880 1,225 0,958 257,923 67 11,2 78000 217,007 1,225 0,803 216,204 53 16,5 71000 214,106 1,106 0,792 213,314 83 15,7 71000 177,227 1,106 0,656 176,571 78 4,5 60000 150,480 0,910 0,557 149,923 118 5,9 60000 116,953 0,910 0,433 116,520 48 10,2 64000 184,749 0,925 0,684 184,065 84 8,1 64000 147,252 0,925 0,545 146,708 48 9,4 64000 184,749 0,925 0,684 184,065 84 9,4 64000 147,252 0,925 0,545 146,708 48 6,2 64000 184,749 0,925 0,684 184,065 7,3 64000 147,252 0,925 0,545 146,708 84 48 17,2 64000 184,749 0,925 0,684 184,065 84 17,8 64000 147,252 0,925 0,545 146,708 48 5,6 64000 184,749 0,925 0,684 184,065 84 5,1 64000 147,252 0,925 0,545 146,708

SUV 8,162 11,792 5,765 4,741 10,487 11,717 6,446 7,630 1,300 1,515 1,663 1,948 1,512 1,840 3,206 4,041 5,492 6,313 1,801 3,038 3,547 3,534 3,268 4,101 2,156 3,185 5,980 7,765 1,947 2,225


0,370 15a 15b 16 17a 17b 18 19a 19b 20a 20b 20c 21 22a 22b 23

NG/G Activiteit NG 274,0 G 274,0 NG 274,0 G 274,0 NG 364,0 G 364,0 NG 240,0 G 240,0 NG 240,0 G 240,0 NG 344,0 G 344,0 NG 249,4 G 249,4 NG 249,4 G 249,4 NG 300,3 G 300,3 NG 300,3 G 300,3 NG 300,3 G 300,3 NG 241,9 G 241,9 NG 420,0 G 420,0 NG 420,0 G 420,0 NG 377,8 G 377,8

Tijd Max Gewicht Tijd gec.act. Residu Verval gec. Netto act. 61 6,2 67000 186,559 1,014 0,690 185,869 89 6,6 67000 156,383 1,014 0,579 155,805 61 26,9 67000 186,559 1,014 0,690 185,869 89 27,6 67000 156,383 1,014 0,579 155,805 70 10,3 102000 234,173 1,347 0,866 233,307 111 8,8 102000 180,857 1,347 0,669 180,188 94 4,4 60000 132,741 0,888 0,491 132,249 129 3,6 60000 106,460 0,888 0,394 106,066 94 8,0 60000 132,729 0,888 0,491 132,238 129 7,4 60000 106,460 0,888 0,394 106,066 60 25,7 80000 235,700 1,273 0,872 234,828 93 25,5 80000 191,448 1,273 0,708 190,740 168,743 0,923 0,624 168,118 62 8,8 79000 67 9,1 79000 163,509 0,923 0,605 162,904 62 11,4 79000 168,743 0,923 0,624 168,118 67 11,3 79000 163,509 0,923 0,605 162,904 72 12,3 63000 190,773 1,111 0,706 190,067 102 13,7 63000 157,913 1,111 0,584 157,329 72 6,0 63000 190,773 1,111 0,706 190,067 102 5,9 63000 157,913 1,111 0,584 157,329 72 7,2 63000 190,773 1,111 0,706 190,067 102 6,6 63000 157,913 1,111 0,584 157,329 55 12,1 62000 171,049 0,895 0,633 170,416 84 11,7 62000 142,481 0,895 0,527 141,954 47 10,6 100000 312,340 1,554 1,156 311,184 250,522 1,554 0,927 249,595 82 11,7 100000 47 10,2 100000 312,340 1,554 1,156 311,184 82 9,5 100000 250,522 1,554 0,927 249,595 132 8,9 77000 164,447 1,398 0,608 163,839 165 8,1 77000 133,572 1,398 0,494 133,078

SUV 2,235 2,838 9,697 11,869 4,499 4,981 1,996 2,036 3,630 4,186 8,755 10,695 4,135 4,413 5,357 5,480 4,077 5,486 1,989 2,363 2,387 2,643 4,402 5,110 3,406 4,688 3,278 3,806 4,183 4,687


0,370 24a 24b 25

Proef

NG/G Activiteit Tijd Max Gewicht Tijd gec.act. Residu Verval gec. Netto act. NG 293,4 77 7,9 79000 180,609 1,086 0,668 179,941 G 293,4 110 7,5 79000 146,700 1,086 0,543 146,157 NG 293,4 77 20,7 79000 180,609 1,086 0,668 179,941 G 293,4 110 20,8 79000 146,700 1,086 0,543 146,157 NG 258,3 37 16,1 67000 204,583 0,956 0,757 203,826 G 258,3 68 17,0 67000 168,280 0,956 0,623 167,658

SUV 3,468 4,054 9,088 11,243 5,292 6,794

NG/G Activiteit Tijd Max Gewicht Tijd gec.act. Residu Verval gec. Netto act. NG 1,1 128 55,7 250 0,491 0,000 0,000 0,491 G 1,1 128 55,4 250 0,491 0,000 0,000 0,491

SUV 28,359 28,206

Overzicht 3: Volume Patiënt Volume NG Volume G Volume verschil % volumeverschil Categorie 1a 2,44 2,05 -0,39 84 4 1b 1,86 1,17 -0,69 63 2 1c 14,96 15,35 0,39 103 6 2a 2,44 2,05 -0,39 84 4 2b 6,36 3,33 -3,03 52 1 2c 6,65 5,97 -0,68 90 4 2d 4,60 2,64 -1,96 57 1 3a 2,35 3,03 0,68 129 8 3b 15,06 12,81 -2,25 85 4 3c 3,72 4,50 0,78 121 8 4 5,18 5,57 0,39 108 6 5 11,93 12,22 0,29 102 6 6 28,17 27,29 -0,88 97 5 7 17,90 17,31 -0,59 97 5 8 2,85 1,76 -1,09 62 2 9 31,29 26,41 -4,88 84 4 10a 0,78 1,27 0,49 163 12 10b 17,99 18,39 0,40 102 6 10c 2,44 1,47 -0,97 60 1 11a 21,03 15,65 -5,38 74 3 11b 4,69 3,03 -1,66 65 2 11c 4,01 4,89 0,88 122 8 11d 4,60 3,72 -0,88 81 4 12 32,96 29,73 -3,23 90 4 13 4,40 3,13 -1,27 71 3 14a 6,36 6,36 0,00 100 5 14b 11,34 10,37 -0,97 91 5 14c 6,16 6,06 -0,10 98 5 14d 34,33 29,24 -5,09 85 4 14e 2,74 2,44 -0,30 89 4 15a 2,05 1,47 -0,58 72 3 15b 13,40 11,44 -1,96 85 4 16 7,53 6,06 -1,47 80 3 17a 2,15 2,44 0,29 113 7 17b 3,23 3,81 0,58 118 7 18 8,61 7,33 -1,28 85 4 19a 1,96 2,15 0,19 110 6 19b 21,03 20,24 -0,79 96 5 20a 29,44 22,40 -7,04 76 3 20b 3,52 1,96 -1,56 56 1 20c 5,77 5,48 -0,29 95 5 21 10,46 9,88 -0,58 94 5 22a 12,32 9,98 -2,34 81 4 22b 13,59 11,83 -1,76 87 4 29,93 4,21 116 7 23 25,72 24a 2,54 2,54 0,00 100 5 24b 14,47 14,77 0,30 102 6 25 45,67 43,81 -1,86 96 5

Overzicht 3 (vervolg) Categorie Indeling Aantal % 0 <50 0 1 50-60 4 2 61-70 3 3 71-80 5 4 81-90 13 5 91-100 10 6 101-110 6 7 111-120 3 8 121-130 3 9 131-140 0 10 141-150 0 11 151-160 0 12 161-170 1 Totaal 48

0,0 8,3 6,3 10,4 27,1 20,8 12,5 6,3 6,3 0,0 0,0 0,0 2,1 100,0

Overzicht 4: SUV Patiënt SUV NG SUV G Verschil SUV % Verschil SUV Categorie 1a 4,516 6,776 2,260 150 5 1b 5,693 9,015 3,322 158 6 1c 10,111 15,968 5,857 158 6 2a 4,384 5,076 0,692 116 2 2b 3,162 3,963 0,801 125 3 2c 5,462 6,767 1,305 124 3 2d 3,055 3,963 0,908 130 3 3a 4,426 5,357 0,931 121 3 3b 5,839 7,280 1,441 125 3 3c 4,574 4,579 0,005 100 1 4 4,282 5,163 0,881 121 3 5 6,185 8,021 1,836 130 3 6 5,921 7,008 1,087 118 2 7 9,164 11,570 2,406 126 3 8 1,809 2,648 0,839 146 5 9 8,162 11,792 3,630 144 5 10a 5,765 4,741 -1,024 82 0 10b 10,487 11,717 1,230 112 2 10c 6,446 7,630 1,184 118 2 11a 1,300 1,515 0,215 117 2 11b 1,663 1,948 0,285 117 2 11c 1,512 1,840 0,328 122 3 3,206 4,041 0,835 126 3 11d 12 5,492 6,313 0,821 115 2 13 1,801 3,038 1,237 169 7 14a 3,547 3,534 -0,013 100 0 14b 4,101 3,268 -0,833 80 0 14c 2,156 3,185 1,029 148 5 14d 5,980 7,765 1,785 130 3 14e 1,947 2,225 0,278 114 2 15a 2,235 2,838 0,603 127 3 15b 9,697 11,896 2,199 123 3 16 4,497 4,990 0,493 111 2 17a 1,996 2,036 0,040 102 1 17b 3,629 4,186 0,557 115 2 18 8,755 10,695 1,940 122 3 19a 4,135 4,413 0,278 107 1 19b 5,357 5,480 0,123 102 1 20a 4,077 5,486 1,409 135 4 20b 1,989 2,363 0,374 119 2 20c 2,387 2,643 0,256 111 2 21 4,402 5,110 0,708 116 2 22a 3,406 4,688 1,282 138 4 22b 3,278 3,806 0,528 116 2 0,504 112 2 23 4,183 4,687 24a 3,468 4,054 0,586 117 2 24b 9,088 11,243 2,155 124 3 25 5,292 6,794 1,502 128 3

Overzicht 4 (vervolg) Categorie Indeling Aantal 0 <100 3 1 101-110 4 2 111-120 16 3 121-130 16 4 131-140 2 5 141-150 4 6 151-160 2 7 161-170 1 8 171-180 0 9 181-190 0 10 191-200 0 Totaal 48

% 6,3 8,3 33,3 33,3 4,2 8,3 4,2 2,1 0,0 0,0 0,0 100,0

Overzicht 5: Beweging Patiënt Verschil X (mm) Categorie Verschil Y(mm) Categorie Verschil in Z (mm) Categorie Beweegrichting 1a 5,4 1 0,0 0 6,5 2 XZ 1b 5,4 1 5,5 1 6,6 2 XYZ 1c 5,5 1 5,5 1 13,1 5 XYZ 2a 5,4 1 0,0 0 3,3 1 XZ 2b 0,0 0 5,5 1 3,3 1 YZ 2c 5,5 1 0,0 0 6,5 2 XZ 2d 5,5 1 0,0 0 6,5 2 XZ 3a 0,0 0 0,0 0 3b 5,5 1 5,4 1 0,0 0 XY 3c 0,0 0 0,0 0 0,0 0 0 4 5,4 1 0,0 0 3,3 1 XZ 5 0,0 0 0,0 0 9,9 3 Z 6 5,5 1 0,0 0 9,8 3 XZ 7 0,0 0 5,5 1 3,3 1 YZ 8 5,5 1 0,0 0 3,3 1 XZ 9 0,0 0 5,5 1 0,0 0 Y 0 0,0 0 0 10a 0,0 0 0,0 10b 0,0 0 0,0 0 6,6 2 Z 10c 0,0 0 0,0 0 3,3 1 Z 11a 3,3 1 11b 5,5 1 5,5 1 6,6 2 XYZ 11c 0,0 0 0,0 0 6,6 2 Z 11d 0,0 0 0,0 0 3,3 1 Z 12 0,0 0 0,0 0 0,0 0 0 13 5,4 1 5,5 1 9,8 3 XYZ

Overzicht 5 (vervolg) Patiënt Verschil X (mm) Categorie Verschil Y(mm) Categorie Verschil in Z (mm) Categorie Beweegrichting 14a 5,5 1 0,0 0 0,0 0 X 14b 0,0 0 0,0 0 0,0 0 0 14c 0,0 0 0,0 0 3,3 1 Z 14d 0,0 0 0,0 0 0,0 0 0 14e 0,0 0 0,0 0 0,0 0 0 15a 0,0 0 5,5 1 3,2 1 YZ 15b 5,5 1 0,0 0 0,0 0 X 16 5,5 1 5,5 1 0,0 0 XY 17a 0,0 0 5,5 1 3,1 1 YZ 17b 0,0 0 5,5 1 0,0 0 Y 18 0,0 0 0,0 0 6,5 2 Z 19a 0,0 0 5,5 1 3,2 1 YZ 19b 0,0 0 5,5 1 3,2 1 YZ 20a 5,5 1 5,5 1 6,6 2 XYZ 20b 0,0 0 5,5 1 3,3 1 YZ 20c 0,0 0 0,0 0 0,0 0 0 0 3,3 1 Z 21 0,0 0 0,0 22a 5,5 1 5,5 1 0,0 0 XY 22b 5,5 1 5,5 1 6,6 2 XYZ 23 5,5 1 0,0 0 3,3 1 XZ 24a 0,0 0 5,5 1 3,3 1 YZ 24b 0,0 0 0,0 0 0,0 0 0 25 0,0 0 5,5 1 0,0 0 Y

Overzicht 5 (vervolg) X Categorie

1 misser Indeling 0 1 2 3 -

Y Categorie

1 misser Indeling 0 1 2 3 -

Z Categorie

0 0,1-3,3 3,4-6,6 6,7-9,9 10,0-12,2 12,3-15,5 -

% 28 19 0 0 1

Aantal

0 0,1-5,5 5,6-11 11,1-16,5 1 misser Indeling

0 1 2 3 4 5 -

Aantal

0 0,1-5,5 5,6-11 11,1-16,5 -

Categorie 58,3 39,6 0,0 0,0 2,1

% 27 20 0 0 1

Aantal

56,3 41,7 0,0 0,0 2,1

% 16 17 10 3 0 1 1

XYZ Indeling

33,3 35,4 20,8 6,3 0,0 2,1 2,1

0 1 2 3 4 5 6 7 -

2 missers Aantal %

0 X Y Z XY XZ YZ XYZ -

8 2 3 8 3 8 8 6 2

16,7 4,2 6,3 16,7 6,3 16,7 16,7 12,5 4,2

Overzicht 6: Plaats Patiënt Plaats in long

Max longlente

Bovenrand Onderrand Categorie stappen

Categorie

1a

centrum mediastinum

li = 18,2

10,3

11,0

3,1

4

1b

centrum thorax (li med) li = 18,2

15,4

17,2

3,1

6

1c

li posterior

li = 18,2

15,0

18,2

3,1

5,6

2a

centraal re

re = 20,8

8,3

9,3

3,5

3

2b

centraal re

re = 20,8

4,8

11,4

3,5

2,3,4

2c

centraal re

re = 20,8

13,5

15,8

3,5

4,5

2d

centraal li

li = 20,4

12,3

13,9

3,4

4,5

3a

mediastinum re

re = 16,5

5,1

6,6

2,8

2,3

3b

re mediaal

re = 16,5

6,6

9,4

2,8

3,4

3c

mediastinum re

re = 16,5

8,9

10,6

2,8

4

4

mediolateraal

li = 20,3

15,4

17,1

3,4

5

5

re mediaal

re = 24,1

15,7

19,1

4

4,5

6

re mediaal

re = 17,4

10,2

14,8

2,9

4,5

7 8 9 10a 10b 10c 11a 11b 11c 11d 12 13

re mediaal li mediaal li medio dorsaal re dorsaal li medio dorsaal li mediaal re lateraal mediastinum li mediastinum li li lateraal mediaal dorsaal/sinus

re = 14 li = 15,1 li = 22,2 re = 19,1 li = 21,2 li = 21,2 re = 19,9 li = 21,1 li = 21,1 li = 21,1 li = 18,3 re = 22,3

10,7 7,6 12,1 14,5 11,2 8,3 11,4 6,4 7,2 4,5 12,1 21,0

13,7 8,3 17,0 15,0 16,1 9,6 14,4 7,5 8,6 6,6 18,3 21,9

2,3 2,5 3,6 3,2 3,5 3,5 3,3 3,5 3,5 3,5 3,1 3,7

5,6 4 4,5 5 4,5 3 4,5 2,3 3 2 4,5,6 6

Overzicht 6 (vervolg) Patiënt 14a 14b 14c 14d 14e 15a 15b 16 17a 17b 18 19a 19b 20a 20b 20c 21 22a 22b 23 24a 24b 25

Plaats in long li mediaal mediaal li ventraal li mediaal li medio lateraal hoog mediastinaal li li longtop li medio lateraal re ventraal re ventraal re medio dorsaal mediaal re mediaal re mediaal mediaal li mediaal li mediaal li craniaal/ventraal re mediaal re dorsaal re mediaal re mediaal re mediaal

Max longlente li = 26,0 li = 26,0 li = 26,0 li = 26,0 li = 26,0 li = 23,1 li = 23,1 li = 20,2 re = 21,9 re = 21,9 re = 21,2 re = 22,7 re = 22,7 re = 22,5 li = 24,8 li = 24,8 li = 21,3 li = 24,2 re = 27,1 re = 19,0 re = 20,1 re = 20,1 re = 20,0

Bovenrand Onderrand Categorie stappen Categorie 6,6 8,0 4,3 2 12,6 15,0 4,3 3,4 13,6 14,9 4,3 4 8,9 13,7 4,3 3,4 13,7 14,5 4,3 4 3,0 3,5 3,9 1 4,0 7,5 3,9 2 14,2 16,2 3,4 5 11,8 13,2 3,7 4 19,6 21,3 3,7 6 13,2 17,2 3,5 4,5 6,5 8,0 3,8 2,3 10,7 14,2 3,8 3,4 4,1 9,3 3,8 2,3 9,9 11,0 4,1 3 11,3 13,8 4,1 3,4 9,3 13,3 3,9 3,4 8,3 11,3 4 3 16,4 18,9 4,5 4,5 13,2 17,6 3,2 5,6 9,4 9,8 3,4 3 10,1 13,3 3,4 3,4 7,8 12,0 3,4 3,4

Overzicht 6 (vervolg) Categorie

Aantal 1 2 3 4 5 6

Nr.

% 1 8 19 25 17 7 Aantal

Categorie 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15

1,3 10,0 23,8 31,3 21,3 8,8

1 2 3 4 5 6 1,2 2,3 3,4 4,5 5,6 1,2,3 2,3,4 3,4,5 4,5,6

% 1 3 6 5 3 3 0 4 8 10 3 0 1 0 1

2,0 5,9 11,8 9,8 5,9 5,9 0,0 7,8 15,7 19,6 5,9 0,0 2,0 0,0 2,0

Overzicht 7: Plaats versus Beweging Patiënt Categorie 1a 1b 1c 2a 2b 2c 2d 3a 3b 3c 4 5 6 7 8 9 10a 10b 10c 11a 11b 11c 11d 12 13 14a 14b 14c 14d 14e 15a 15b 16 17a 17b 18 19a 19b 20a 20b 20c 21 22a 22b 23 24a 24b 25

4 6 5,6 3 2,3,4 4,5 4,5 2,3 3,4 4 5 4,5 4,5 5,6 4 4,5 5 4,5 3 4,5 2,3 3 2 4,5,6 6 2 3,4 4 3,4 4 1 2 5 4 6 4,5 2,3 3,4 2,3 3 3,4 3,4 3 4,5 5,6 3 3,4 3,4

Beweging XZ XYZ XYZ XZ YZ XZ XZ XY 0 XZ Z XZ YZ XZ Y 0 Z Z XYZ Z Z 0 XYZ X 0 Z 0 0 YZ X XY YZ Y Z YZ YZ XYZ YZ 0 Z XY XYZ XZ YZ 0 Y

Overzicht 7 (vervolg) Categorie Indeling Aantal % 2 1 1 3 2 3 4 3 6 5 4 6 6 5 3 7 6 3 8 1,2 0 9 2,3 4 10 3,4 8 11 4,5 9 12 5,6 3 13 1,2,3 0 14 2,3,4 1 15 3,4,5 0 16 4,5,6 1

X 2,0 5,9 11,8 11,8 5,9 5,9 0,0 7,8 15,7 17,6 5,9 0,0 2,0 0,0 2,0

Y

2

Z

XY

XZ

YZ 1

1 2 1

1

1 2 1

2 1

1 1

1 1

XYZ

0

-

2 1 2

1 3

1 1

1 3 1

1

2

1 4

1 1

1

1

2

3

8

3

10

8

7

1 8

2

Totaal 1 3 6 6 3 3 0 4 8 9 3 0 1 0 1 Totaal

Overzicht 8: Uitgangspunt laesie Patiënt 1a 1b 1c 2a 2b 2c 2d 3a 3b 3c 4 5 6 7 8 9 10a 10b 10c 11a 11b 11c 11d 12 13 14a 14b 14c 14d 14e 15a 15b 16 17a 17b 18 19a 19b 20a 20b 20c 21 22a 22b 23 24a 24b 25

Tumor vanuit mediastinum mediastinum long mediastinum mediastinum mediastinum long mediastinum long mediastinum long long long long mediastinum long long long long long mediastinum mediastinum long mediastinum long long mediastinum long long long mediastinum long long long long long mediastinum long long mediastinum long long long mediastinum long mediastinum long long

Meerwaarde G = + + + + + = = + + + = + = + + + + = + + + + = + = + + = = + + = = = = = + + + + = + = + + = =

Waarom gelijk meer contrast meer homogeen meer contrast meer contrast meer contrast en andere vorm gelijk gelijk 1 laesie blijkt 2 volume neemt zichtbaar toe meer contrast en andere vorm gelijk meer contrast en beter afgrensbaar gelijk meer contrast meer contrast en meer homogeen meer contrast en mogelijk 2 laesies meer contrast gelijk meer contrast meer contrast meer contrast meer contrast gelijk meer contrast gelijk andere vorm meer contrast gelijk gelijk meer contrast meer contrast gelijk gelijk gelijk gelijk gelijk meer contrast en beter afgrensbaar meer contrast andere vorm mogelijk 2 laesies! gelijk beter afgrensbaar en mogelijk 2 laesies gelijk beter afgrensbaar meer contrast gelijk gelijk

Overzicht 8 (vervolg) Laesie vanuit longparenchym Meerwaarde breathgated Geen verschil Meer contrast Beter afgrensbaar Meer homogeen Andere vorm Volume zichtbaar groter

Laesie vanuit mediastinum 14 12 4 2 1 0

Totaal 5 9 0 0 3 1

19 21 4 2 4 1

Bijlage IX

Protocol FDG-PET wholebody breathgated scannen

Whole body (met CT voor de attenuatie) en 1 FOV breath gated: Plaats de radiotherapie plank op tafel en bevestig aan het eind van de tafel de tracking camera. Zorg ervoor dat de camera aan is (knopje aan zijkant) en dat ook de varian computer opgestart is (wachtwoord is: VARIAN). Patiënt in juiste houding (bij voorkeur armen boven het hoofd) positioneren. Plaats de marker met de reflecterende stipjes richting de tracking camera op het lichaamsdeel dat tijdens het ademhalen het meest beweegt. Controleer of de reflecterende stipjes goed in beeld zijn. Stel de tafelhoogte in op ongeveer 150. Zet landmark m.b.v. de lasers op het schedeldak. Instrueer de patiënt gelijkmatig adem te halen. Selecteer het juiste protocol (WB + 4D PET 1-FOV). VARIAN: Open het programma RPM respiratory gating system 1.6 Selecteer PetRESP New treatment field: OK Create Reference Session….: Yes CT: Scout (120kV en 20 mA) Start loc S50.00 (de scan begint 5cm boven het markeerpunt) End loc staat op I1100 Confirm Zorg dat de deur naar de cockpit dicht is Move to scan Start scan Next series (staat in het linker beeldscherm) De scout komt in het rechter beeldscherm. Op de scout bepaal je het aantal bedpostities die gescand worden d.m.v. het aanpassen van de lengte van het te scannen gebied. Attenuatie CT 140 kV en 110 mA scan type:Helical, full, 0.8sec. PET/AC filter thick speed: 3.75; 17.50 en 1.75:1 Recon 2: Standaard filter Confirm Move to scan Start scan PET: PET series aanklikken Accept setup 54

Move to scan (bed verplaatst naar de PET positie) Start scan Aanpassen van de tijd per bedpositie: Prescrible scan range selecteren Tijd aanpassen Update Apply OK (scantijd controleren) Tijdens de PET acquisitie zijn de plaatjes ook te bekijken in de xeleris Switch naar Xeleris: Ctrl 2 Terug naar acquisitie: Ctrl 1 De studie na afloop aan de nucleair geneeskundige laten zien. Het bed mag nog niet in hoogte aangepast worden. Ook patient nog niet laten bewegen. In overleg met nucleair geneeskundige bepalen waar breath-gated gescand moet worden. Breath-gated: Sluit het PET gedeelte via options en quit screen Ga naar het CT-gedeelte en klik op Next Series Stel het breath-gated te scannen FOV in en zorg ervoor dat de tumor in het centrum van het axiale veld ligt. Pas het aantal bins aan naar 5 via Pet 1 Pet Fov static Ga naar Pet Series Pas via Prescribe Scan Range weer het aantal bins aan naar 5 en zet de acquisitie tijd op 10 min. Accept Setup Move to scan Controleer op de Varian of de ademhaling voldoende geregistreerd Stel zonodig het contrast bij dmv de ring achter de infraroodlamp van de tracking camera Klik op Record en vervolgens op Enable gating Start scan Wanneer de studie klaar is: Pet gedeelte afsluiten via options en quit screen Naar het CT-gedeelte en afsluiten via End Exam Varian afsluiten door Stop Gating en stop recording RPM Respiratory Gating: Cancel Via File naar Exit Save motion data: No Uitwerken PET whole body: In het gecombineerde beeld de cineprojectie in groot afdrukken. Zorg ervoor dat het het blok van de printer actief is. Dubbelklik daarna in het cineplaatje aan de rechter kant (let erop dat er geen markeringspunt in beeld is). Van het anterior beeld en het laterale beeld een screensave en afdruk maken; Screensave:system template; databaseStudy1024color; print; save

55

Afdruk:window printer; More; white background; print; print Vervolgend nog een screensave maken van een overzicht van de coronale PET plaatjes. PET coronals selecteren; condense; thickness en layout aanpassen (zodat er een volledig overzicht is); apply. Screensave:system template; databaseStudy1024B&W; print; save Afdruk: Window printer; More; white background; print; print Reconstrueren breath-gated ruwe data: Ga naar het Pet gedeelte en klik via Screens op Recon. Selecteer via Next Recon de juiste patiënt en vervolgens de juiste studie: 4D Pet RAW, sluit af met OK. Klik Load Defaults en selecteer in Defaults Select: Isala_4D_PET, sluit af met OK. Pas de CT Imageset aan in: 3 CT attenuatie. Klik vervolgens op Submit to Top. Het reconstrueren duurt enkele minuten en kan niet tijdens het maken van een PET of CT gedaan worden. Stuur na gereconstrueerd te hebben de opnamen naar het AW-station en via de xeleris naar de archiver. Ga hiervoor naar Image Works, selecteer de juiste patiënt en vervolgens de juiste studie (401-Gated-PET 4D AC). Via network kunnen de series naar het juiste ‘adres’ gestuurd worden.

56

Bijlage X

EBP- richtlijnen voor de opleiding MBRT

Geeft het artikel antwoord op de vraagstelling? Hoe betrouwbaar is het artikel? Is het artikel door een onafhankelijke instantie bekeken voordat het geplaatst is? Is het artikel in een gerenommeerd en toonaangevend tijdschrift gepubliceerd? Is het artikel afkomstig van een universiteit? Is het artikel afkomstig van een betrouwbare database als Pubmed, Cochrane, Picarta? Beoordeling/ Analyse • Publicatie compleet? - Samenvatting volledig? - Inleiding volledig? - Probleemstelling duidelijk + hoe luidt deze? - Onderzoeksmethode beschreven? (wat is onderzocht; onder welke omstandigheden, welk design, hoe ligt de relatie tussen onderzoeksprobleem en design, zijn de referentie- en de indextest bekend) - Beschrijving van de respondenten (steekproef)? (Is er een voldoende grote populatie, die onderzocht wordt om een betrouwbaar resultaat te geven?) - Bevindingen helder weergegeven? (Hoe zijn de gegevens vastgesteld? Hoe zijn de gegevens verzameld? Wat zijn de gegevens waard? Eventueel tabellen en grafieken) - Conclusie helder en eenduidig? - Discussie - Literatuuropgave + Literatuurverwijzingen? Eventueel bijlage (beperkt en noodzakelijk) • Hoeveel concessies heeft de onderzoeker gedaan? • Zit het onderzoek degelijk in elkaar? • Geven de resultaten een duidelijk en verantwoord antwoord op het onderzoeksprobleem? • Staan er referenties in om de conclusie te controleren? Bij een diagnostische test: +

-

?

Is een valide referentietest toegepast? Werden de referentietest en de indextest onafhankelijk (blind) van elkaar beoordeeld? Werd de indextest afgenomen, onafhankelijk van andere relevante informatie over de werkelijke ziektestatus van de patiënt? Was de beslissing om de referentietest uit te voeren onafhankelijk van de uitslag van de indextest? Was de selectie van patiënten voor het onderzoek valide? Komen de patiënten in het onderzoek overeen met de patiënten waarbij de indextest in de praktijk zal worden toegepast? Zijn de methoden om de indextest uit te voeren in voldoende detail beschreven om de test te kunnen reproduceren?

57

Bijlage XI Artikel 1 ‘Four-dimensional (4D) PET/CT imaging of the thorax’

58

Four-dimensional (4D) PET/CT imaging of the thorax S. A. Nehmeha) and Y. E. Erdi Department of Medical Physics, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

T. Pan General Electric Medical Systems, Waukesha, Wisconsin

A. Pevsner Department of Medical Physics, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

K. E. Rosenzweig Department of Radiation Oncology, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

E. Yorke and G. S. Mageras Department of Medical Physics, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

H. Schoder Department of Radiology, Nuclear Medicine Service, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

Phil Vernon General Electric Medical Systems, Waukesha, Wisconsin

O. Squire Department of Radiology, Nuclear Medicine Service, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

H. Mostafavi Varian Medical Systems, Palo Alto, California

S. M. Larson Department of Radiology, Nuclear Medicine Service, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

J. L. Humm Department of Medical Physics, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

(Received 25 March 2004; revised 20 July 2004; accepted for publication 31 August 2004; published 8 November 2004) We have reported in our previous studies on the methodology, and feasibility of 4D-PET (Gated PET) acquisition, to reduce respiratory motion artifact in PET imaging of the thorax. In this study, we expand our investigation to address the problem of respiration motion in PET/CT imaging. The respiratory motion of four lung cancer patients were monitored by tracking external markers placed on the thorax. A 4D-CT acquisition was performed using a “step-and-shoot” technique, in which computed tomography (CT) projection data were acquired over a complete respiratory cycle at each couch position. The period of each CT acquisition segment was time stamped with an “x-ray ON” signal, which was recorded by the tracking system. 4D-CT data were then sorted into 10 groups, according to their corresponding phase of the breathing cycle. 4D-PET data were acquired in the gated mode, where each breathing cycle was divided into ten 0.5 s bins. For both CT and PET acquisitions, patients received audio prompting to regularize breathing. The 4D-CT and 4D-PET data were then correlated according to respiratory phase. The effect of 4D acquisition on improving the co-registration of PET and CT images, reducing motion smearing, and consequently increase the quantitation of the SUV, were investigated. Also, quantitation of the tumor motions in PET, and CT, were studied and compared. 4D-PET with matching phase 4D-CTAC showed an improved accuracy in PET-CT image co-registration of up to 41%, compared to measurements from 4D-PET with clinical-CTAC. Gating PET data in correlation with respiratory motion reduced motioninduced smearing, thereby decreasing the observed tumor volume, by as much as 43%. 4D-PET lesions volumes showed a maximum deviation of 19% between clinical CT and phase- matched 4D-CT attenuation corrected PET images. In CT, 4D acquisition resulted in increasing the tumor volume in two patients by up to 79%, and decreasing it in the other two by up to 35%. Consequently, these corrections have yielded an increase in the measured SUV by up to 16% over the clinical measured SUV, and 36% over SUV’s measured in 4D-PET with clinical-CT Attenuation 3179

Med. Phys. 31 (12), December 2004

0094-2405/2004/31(12)/3179/8/$22.00

© 2004 Am. Assoc. Phys. Med.

3179

3180

Nehmeh et al.: 4D PET/CT

3180

Correction (CTAC) SUV’s. Quantitation of the maximum tumor motion amplitude, using 4D-PET and 4D-CT, showed up to 30% discrepancy between the two modalities. We have shown that 4D PET/CT is clinically a feasible method, to correct for respiratory motion artifacts in PET/CT imaging of the thorax. 4D PET/CT acquisition can reduce smearing, improve the accuracy in PET-CT co-registration, and increase the measured SUV. This should result in an improved tumor assessment for patients with lung malignancies. © 2004 American Association of Physicists in Medicine. [DOI: 10.1118/1.1809778] I. INTRODUCTION The introduction of combined PET/CT scanners has enabled the acquisition of successive CT and PET data, with the patient on the same couch in the same position. These instruments offer the potential advantage of accurate PET and CT registration, improved tumor localization, and faster and statistically improved attenuation correction. CT scanners are fast and are capable of obtaining an image set of the thorax in a single breath hold. When performed in conjunction with a PET scan, each CT slices spans a small portion of the respiratory cycle; moreover, each slice is at a different phase, resulting in motion artifacts. However, in PET, data are acquired for 3–7 min/ FOV, and are thus averaged over many breathing cycles. This difference in acquisition time, in particular in the thorax, results in a mis-match between the two datasets.1–4 In PET imaging, respiratory motion may give rise to image blurring, degrading image contrast, and yielding an overestimation of the lesion volume.5,6 In CT, respiratory motion may also distort the observed tumor shape, and volume. This uncertainty necessitates expansion of the margin around the tumor during radiotherapy planning, to ensure adequate dose coverage. As a consequence, a higher dose than necessary may be delivered to the surrounding normal tissue.7 When using CT images to correct for attenuation in PET data, the mis-match between PET and CT data sets caused by respiration may result in errors in localizing the tumor in PET,8 leading to an inaccurate quantitation of radiotracer uptake (SUV),9 and misregistration of the two sets of images.10–12 Various respiratory motion control techniques including gating,13–20 voluntary breath hold21 or active breathing control (ABC),1,8,22–24 respiratory correlated CT (RCCT),25,26 and 4D-CT,27 have been developed in an attempt to diminish the effects of respiratory motion in CT. In PET, prospective 4D-PET (or Gated-PET),5,28 and retrospective respiratory correlated dynamic pet (RCDPET)29 methods have been reported as a possible solution to resolve respiratory artifacts during PET emission scans. However, with the combination of PET and CT, a technique that accounts for respiratory motion artifacts in both imaging modalities is lacking. Previous studies investigated this problem with shallow breathing, and normal expiration.12 Gorres et al.12 showed a better registration of PET and CT images, with CT acquired with normal expiration, than acquired with shallow breathing,12 which may improve the diagnostic quality of PET/CT images. With this method, the same breathing phase (end expiration) may also be more accurately reproduced in followup studies. HowMedical Physics, Vol. 31, No. 12, December 2004

ever, this method does not fully overcome inaccurate matching between PET and CT, which may cause inaccuracy in the attenuation correction. In addition, this method does not account for breathing artifacts in the PET scan such as smearing, contrast degradation, etc. In this study, we have investigated the possibility of acquiring both PET and CT data in correlation with respiratory motion. PET and CT data acquired at the same breathing phase are then correlated. This method provides a more accurate spatial and temporal registration between the two data sets. Furthermore, respiratory phase-matched CT data will allow more accurate attenuation correction in the thorax, and consequently yield more accurate quantitation of the PET images. II. MATERIALS AND METHODS A. Patient data and preparation

Four lung cancer patients (age ranging between 59 and 83 years old) were included in an IRB-approved study. Each of the patients had a solitary and well-circumscribed lung lesion (or coin lesion) in the lower lobe of the lung. All four patients underwent simulation for gated radiotherapy, including immobilization, in supine position with arms up, in an Alpha Cradle (Alpha Cradle Molds, Akron, Ohio). Prior to simulation, the patients were trained to follow customized, and then recorded verbal breathing instructions (“breathe in, breathe out”).29 The same instructions were used during the 4D PET/CT studies. The period of the recorded instructions was optimized for comfort to the patient breathing activity. Each

FIG. 1. Patient setup during 4D PET/Ct acquisition. The figure also shows the RPM infrared camera (top right corner) used to track the infrared reflectors placed on the diaphragm of the patient.

3181


3181

dimensional (2D) high-resolution imaging acquisition mode. The image resolution is 4.2 mm full-width at half-maximum (FWHM). This scanner allows acquisition of emission data in the gated mode, which was implemented initially for cardiac gating. The total allowed number of bins per cycle is 20, with a bin size ranging between 13 and 10,000 ms. In the gated mode acquisition, the system enables rejection of bad cycles (beats, in cardiac PET), an option that has been disregarded in our study. D. CT data acquisition

FIG. 2. Distance between PET and CT lesions in both clinical and 4D setup.

of the patients was injected intravenously with 444–555 MBq of 18F 2-fluoro-2-deoxy-D-gluose共18FDG兲, then underwent an uptake phase in a recumbent position for approximately one hour. The patients were then setup to acquire the data in the radiotherapy treatment position. B. Respiratory motion tracking

Patient respiratory motion was recorded using the Varian real-time position management (RPM) respiratory gating system (Varian Medical Systems, Palo Alto, CA) designed initially for respiratory gated radiotherapy. The RPM system monitors patient breathing motion by tracking the vertical displacement of two infrared reflective markers, rigidly mounted on a plastic block on the patient’s thorax, by means of an infrared video camera mounted on the PET/CT table (Fig. 1). The motion of the block is displayed by a graphical interface on the RPM workstation. The patient’s breathing motion was recorded during both 4D-PET and 4D-CT studies. During 4D-PET acquisition, the RPM system issues a trigger, at end expiration phase to initiate the acquisition cycle in 4D-PET,5,6 and records the time of each trigger along with the respiration trace data in a computer file. During 4D-CT, the RPM system records the state of a TTL (Transistor-Transistor Logic) “x-ray ON” signal from the CT scanner indicating the acquisition time of the CT data. This facilitates time stamping of all subsequent CT images, for retrospective image selection.27 C. PET/CT scanner

PET and CT data were acquired on a Discovery LS PET (Advance NXi)/CT(LightSpeed 4-slice) scanner (GEMS, Waukesha, WI). The Lightspeed CT has a 50 cm transaxial FOV, and can acquire images with slice thickness ranging between 0.63 and 20.0 mm. The tube current is variable between 10 and 440 mA, and the tube voltage is variable between 80 and 140 kVp, in increments of 20 kVp. The PET Advance NXi scanner is a whole body scanner with a transaxial field of view of 55 cm, and 15.2 cm along the axial direction. The scanner has septa for twoMedical Physics, Vol. 31, No. 12, December 2004

CT data were acquired in cine mode. In CT imaging, cine mode refers to a “step-and-shoot” technique which acquires repeated axial CT images for a specified period of time, at each table position. In our setup, we used a “shoot” period (cine duration) of one breathing period plus one second, and a table increment (cine CT axial field of view) of 10 mm (4 ⫻ 2.5 mm slice thickness). The x-ray tube angular velocity was set to 2 rotations/ s. The cine interval between images was 0.45 s, and each image was reconstructed with 360 degrees of data. Thus, each pair of consecutive images had an overlap corresponding to 0.05 s worth of data. The axial extent of the scans covered the whole lung from the apex to 1 to 2 cm below the diaphragm at end inspiration to allow for the full motion of the diaphragm. More details about this protocol can be found in Pan et al.27 This data acquisition technique takes on average about 3 min, depending on the patient breathing period and axial dimension of the lungs. The 4D-CT study was followed by a PET/CT (helical CT and static PET) study according to the routine clinical protocol at our institution; we will refer to these as the “clinical” studies. The helical CT scan was performed using the following setup: 140 kV, 80 mA, 2.5 mm slice, and 0.8 rotation/ s. E. PET data acquisition

The clinical PET scan was performed for 4 min/ FOV, in the static mode. This was followed by a 4D-PET study, where data were acquired prospectively, similar to cardiacgating technique. During all studies, the patients remained in the same position. PET data were acquired in the gated mode, for 10 min, and in ten 0.5 s bins. The 4D-PET scan was centered at the lesion position with one FOV. The PET system synchronizes data acquisition with respiratory motion, tracked by the RPM, which was set to provide a trigger (mimicking the ECG pulse used in cardiac gating) at end expiration of each breathing cycle, using phase gating mode (this is versus amplitude gating mode). More details on this acquisition method can be found in Nehmeh et al.5,6 F. 4D PET/CT data processing

4D-PET data were corrected for attenuation first with helical CT images (4D-PET/CT-helical), then with respiratory phase matched cine CT images (4D PET/CT) (described below), and the results were compared. The phase matching between 4D-PET and 4D-CT data was required to satisfy the matching criteria described by Nehmeh et al.30 The RPM

3182


3182

time stamps the trigger which initiated the first bin in 4DPET. Thus the corresponding phase was identified. For 4D-CT data processing, both the CT images and respiratory data recorded by the RPM system were transferred to the AWFusion workstation (GE Medical Systems, Waukesha, WI), for processing with the 4D-CT software (GE Medical Systems, Waukesha, WI). The Advantage 4D-CT simultaneously displays the CT images and the respiration data, and sorts the cine images into respiration phases. Ten CT data sets equally spaced phase intervals over the respiratory cycle were produced. The first phase was chosen to correspond to the phase of the first bin in 4D-PET. The CT images at each phase bin were then re-binned into 4.25 mm slice thickness to match that of PET images.17 The rebinning process also ensured that the center locations of the CT images in each phase coincide with the center locations of the PET images. CT images were then transferred back to the PET console, where CTAC files were reconstructed. The 4D-PET data from each bin were then corrected for attenuation using the CTAC file corresponding at the same breathing phase. Both PET and CT data from each bin were finally transferred to the Entegra workstation (General Electric Medical Systems, Waukesha, WI) for quantitative analysis.

G. Data analysis

To estimate the extent of respiratory motion of each patient’s coin lesion and compare the motion between PET and CT, the centroids in both modalities were calculated using the software package Multiple Image Analysis Utility31 an in-house developed software. This was done by first delineating the lesions in all breathing phases of the 4D-PET corrected for attenuation with phase-matched CT, and in 4D-CT. CT lesions were segmented manually, under supervision of two radiation oncologists, using lung windows/level display setting. For PET, the lesions were segmented according to the technique recommended by Erdi et al.,32 using a 42% threshold. The coordinates of the centroids were then calculated as follows:

CM x =

兺i xi ⴱ wi 兺i wi

;

CM y =

兺i yi ⴱ wi 兺i wi

FIG. 3. Percent difference in the lesion volumes, between clinical and 4D PET/CT acquisitions, measured in both CT and PET modalities (a). A negative (positive) percent difference refers to a reduction (increase) in the tumor volume. 4D-PET lesions volumes w / 4D-CTAC and w / clinical-CTAC are compared in (b).

s=N

VLesion = 共A ⴱ d兲

CM z =

兺i wi

共2兲

where A is the pixel area within a PET, or CT image ;

共1兲

ACT = 共0.97 ⫻ 0.97兲 mm2 ;

APET = 共3.9 ⫻ 3.9兲 mm2 ,

d is the slice thickness dCT = 2.5 mm;

兺i zi ⴱ wi

ns , 兺 s=0

dPET = 4.25 mm,

ns = Number of pixel within a contour in the slice s ,

where CM is the center of mass, and wi is equal to the CT number 共Hounsfield Unit+ 1000兲 or the activity concentration 共␮Ci/ cc兲 in a pixel in CT or PET, respectively. The lesions volume in both modalities were also calculated, and compared. No interpolation between slices has been considered. A lesion volume was defined as Medical Physics, Vol. 31, No. 12, December 2004

N = Total number of slices covering the tumor. In addition, the 4D-PET lesions volumes, corrected for attenuation with matching 4D-CTAC, and clinical CTAC were compared. The effect on co-registration between PET and CT images of matching 4D PET/CT (or 4D-PET/4D-CT) and 4D-CT at a specific breathing phase, versus 4D-PET/CT-helical with clinical helical CT, was evaluated by measuring the displace-


3183

3183

ment between 4D-PET/CT-helical and clinical CT, and that between 4D PET/CT and 4D-CT, lesions centroids. This displacement is given by 4D-PET 4D-PET 2 2 − CM CT − CM CT − CM zCT兲2兴. d = 冑关共CM 4D-PET x x 兲 + 共CM y y 兲 + 共CM z

This was calculated using both clinical CT, and 4D-CT images. The percent difference between the two displacements was calculated to evaluate the improvement in the coregistration between PET and CT images due to 4D acquisition. In the comparison, only the PET phase bin that corresponds to the maximum SUVmax was considered in this comparison. The percent difference in the displacement is given by

冋

% difference共d兲 = abs

共d4D

PET/CT −

d4D-PET/CT-helical兲

d4D-PET/CT-helical

⫻ 100,

册

= 共4兲

冋

共SUVmax,共4D 共SUVmax,共4D

PET/CT兲

PET/CT兲

=

冋

共Amp4D 共Amp4D

PET/CT −

PET/CT +

Amp4D-CT兲

Amp4D-CT兲/2

册

共SUVmax,共4D

共7兲

where Amp4D PET/CT and Amp4D-CT are the motion amplitude measured in 4D PET/CT and in 4D-CT, respectively. III. RESULTS Figure 2 shows the effect of 4D PET/CT acquisition on reducing the displacement between 4D PET/CT and phase matched 4D-CT lesions centroids, compared to that of 4D-

PET/CT兲

− SUVmax,clinical兲

SUVmax,clinical

册

⫻ 100. 共5兲

Also, the 4D-PET SUV’s with both matching 4D-CT phase and clinical CT attenuation corrections were compared. This is given by

+ SUVmax,共4D-PET/CT-clinical兲兲/2

⫻ 100,

Medical Physics, Vol. 31, No. 12, December 2004

冋

− SUVmax,共4D-PET/CT-clinical兲兲

where 4D PET/CT and 4D-PET/CT-clinical refer to 4D-PET corrected for attenuation with matching 4D-CT phase, and clinical CT, respectively. As mentioned previously, the 4D-PET bin that showed the maximum SUVmax was considered in the comparisons in Eqs. (5) and (6). Finally, the maximum tumor motion amplitude (Amp), between end-inspiration and end-expiration, was quantitated in both 4D-PET and 4D-CT, and then compared. This is defined as % difference共Amplitude兲

positive % difference in Eq. (4) would correspond to an improved matching between PET and CT images, vice versa. Finally, the percent difference between the SUVmax measured in the clinical study, and the maximum SUVmax among all bins of 4D-PET, reconstructed with phase matched 4D-CT attenuation correction, was calculated to assess the increase in the quantitation of PET images. The percent difference in the SUV is given by % difference共SUVmax兲

where d4D PET/CT, and d4D-PET/clinical-CT, are the displacements between 4D-PET with 4D-CTAC and 4D-CT, and between 4D-PET with clinical CTAC and clinical-CT, respectively. A

% difference共SUVmax兲 =

共3兲

册

⫻ 100,

共6兲

PET/CT-helical with clinical CT lesions. These results correspond to the PET phase bin with maximum SUVmax. A reduction in the displacement between PET and CT lesion centroids reflects an improvement in the PET-CT coregistration. The percent difference in the lesion volumes, between clinical and 4D PET/CT acquisitions, measured in both CT and PET modalities, are compared in Fig. 3(a). A negative (positive) percent difference refers to a reduction (increase) in the tumor volume. Also, the 4D-PET lesions volumes w / 4D-CTAC and w / clinical-CTAC are compared in Fig. 3(b). Figure 4 shows the percent difference in SUVmax in 4D PET/CT acquisition, compared to that measured from the routine clinical scanning protocol [Fig. 4(a)], and that measured in 4D-PET w / clinical-CTAC [Fig. 4(b)]. The maximum SUVmax within all 4D-PET bins, which were corrected for attenuation using 4D-CT images at matching breathing phase, was considered in this comparison. In Fig. 5, a transaxial, fused PET/CT slice, through patient #4 lesion is shown as it appears in the nongated (clinical) acquisition [Fig. 5(a)], and measured in the 4D PET/CT study [Fig. 5(b)]. This figure presents a combination of all the improvements, discussed above, due to 4D PET/CT. It also shows a

3184


3184

FIG. 5. Transaxial, fused PET/CT slice, through patient #4 lesion as it appears in the nongated acquisition (a), and measured in the 4D PET/CT study (b). FIG. 4. Percent difference in SUVmax between 4D PET/CT and clinical setup based measurements (a). Percent difference in SUVmax between 4D PET/CT and 4D-PET w/clinical-CTAC based measurements (b). The maximum SUVmax within all 4D-PET bins, which were corrected for attenuation using 4D-CT images at matching breathing phase, was considered in this comparison.

better matching between the PET and CT targets, a more confined tumor volume, and reduced blurring as indicated by Nehmeh et al.28 In Fig. 6 the maximum respiratory motion amplitudes, for each patient, in both 4D-PET and 4D-CT, are compared. This was performed in an attempt to evaluate the capability of 4D-PET on quantitation the motion, in comparison with CT based measurements. IV. DISCUSSIONS In this study, we have investigated the possibility of acquiring and using both 4D-PET and 4D-CT data on a combined PET/CT scanner. This technique requires that the patient maintain a regular breathing cycle for the duration of the PET and CT scans. 4D-PET and 4D-CT data can then be registered on a phase-by-phase basis. 4D-PET may reduce blurring, thereby improving tumor volume and SUV measurements.6 But in PET/CT, using a helical CT scan for attenuation correction of the 4D-PET may reduce blurring but not always result in a more accurate SUV determination (data not shown here). This is because the CT may not spatially match the PET data, thereby introducing attenuation correction errors leading to incorrect counts in the PET images. Therefore, for mobile lesions, it is preferable to perform 4D acquisition for both PET and CT. In our study, we have shown that 4D PET/CT is clinically feasible. Our results show that 4D-PET with a matching phase of 4D-CTAC Medical Physics, Vol. 31, No. 12, December 2004

improves the co-registration between PET and CT lesions by up to 41% (Fig. 2), compared to clinical CTAC. This yields better localization of the tumor. Additionally, 4D-PET acquisition reduces the blurring caused by respiration, which affects the observed volume of high FDG uptake [Fig. 3(a)], by up to 42%. Comparison of 4D-PET lesions volumes, corrected for attenuation with clinical CT, and with matching phase from 4D-CT, showed a maximum deviation of 19% [Fig. 3(b)]. For CT measured lesion volumes, 4D-CT has resulted in reducing the tumor volume for two patients by up to 35%, and increasing it in the other two by up to 79% [Fig. 3(a)]. This inconsistency in the change in tumor volume, between helical CT and 4D-CT based measurements, is a consequence of the tumor movement direction relative to that of the CT couch translation during helical scan. Such a

FIG. 6. Comparison of maximum respiratory motion amplitudes, for each patient, in both 4D-PET and 4D-CT.

3185


movement may increase, or decrease the geometric misses in CT volume.34 Thus, we were not able to conclude any correlation between PET and CT lesions. This reduction in blurring was accompanied by an increase in the SUVmax [Fig. 4(a)], due to 4D PET/CT technique, for all patients, with a maximum increase of 16%. This finding is consistent with what Nehmeh et al. reported previously on the correlation between the reduction in the tumor volume, and the increase in the measured SUV.5,6 4D PET/CT has also resulted in 36% increase in the SUV, compared to measurements from 4D-PET/CT-clinical (nongated CT) [Fig. 4(b)]. Finally, we have also compared the quantitation of tumor motion by 4D PET/CT with quantitation by 4D-CT alone, by measuring the centroid displacement between end inspiration and end-expiration. The values expressed in percentage range between 0.16% and 30% (within 3 mm difference) (Fig. 6). We may need to take into account the difference in the spatial resolution between PET (4.25 mm slice thickness), and CT (2.5 mm slice thickness). Furthermore, the calculation of the lesion centroid and consequently the tumor displacement depends on both the accuracy in detecting and in segmenting the lesion. In PET, the tumor segmentation was done automatically, using a 42% cut-off threshold.32 However, manual contouring was used in CT, which incorporates user variations, which may increase uncertainties. Our results have several potential clinical implications. First, accurate quantification of tracer concentration in a given lung lesion requires accurate attenuation correction, as it has been discussed. This can only be achieved when the position of the lesion is the same on CT and PET images. Quantification of tracer concentration is oftentimes used as one important criterion in characterizing lung lesions as likely benign or likely malignant. While these measurements of activity concentration (SUV) depend on several factors and should not be used in isolation, they can sometimes guide management decisions. For instance, if an isolated lung lesion is considered equivocal by CT and shows very little or no FDG uptake, observation would be justified. If the PET is also equivocal or clearly positive, biopsy should be considered. More importantly, however, SUV measurements are frequently used to evaluate the response to radiation or chemotherapy. It would be important to assure that measurements are performed under the same conditions, including accurate attenuation correction based on exact geographical match of the lesion on CT and PET images. (It is conceivable that apparent changes in SUV would largely or only be related to geographical mismatch between PET and CT images and hence inaccurate attenuation correction.) Finally, if biopsies are performed in FDG patients with several lung lesions, they should be directed to the most hypermetabolic lesion. If these lung lesions were located in the same segment, accurate geographical match between CT and PET images would be critical for accurate attenuation correction and calculation of the SUV so that indeed the lesion with the highest FDG uptake can be identified. 4D PET/CT enabled the quantitation of tumor motion, as well as the estimation of the reduction in the respiration inMedical Physics, Vol. 31, No. 12, December 2004

3185

duced smearing. However, with the limited statistics in this small study, we were not able to draw conclusions on the correlation between the tumor’s displacement, volume, and change in SUV, as reported previously.5 Such conclusions would allow estimation of the increase in the SUV based on 4D-CT acquisition alone. Our plans are to collect a larger patient data sample to answer this question. V. CONCLUSIONS We have developed a novel technique to acquire 4D PET/CT data, in which the fourth dimension refers to respiratory motion. For small soft tissue lesions surrounded by lung tissue, 4D PET/CT allowed improved co-registration between PET and CT images, compared to when 4D-PET with clinical CT attenuation correction. 4D PET/CT has also reduced the respiration induced blurring artifacts, compared to clinical PET. Consequently, this has resulted in increasing the measured SUV in the PET images, and better localization of the tumor. 4D PET/CT acquisition should also improve the confidence of PET/CT diagnosis, especially in lung cancer screening of small nodules. ACKNOWLEDGMENTS The authors appreciate all the support from General Electric Medical Systems, and Varian Medical Systems. The authors would also like to thank Katherine Kolbert for all her support in using the MIAU software package. The authors would like to thank Dr. Micheal Lovelock for making his software package for CT contouring and centroid measurement available. This study was supported in part by National Institutes of Health Grant No. [P01-CA-59017]. a)

Author to whom correspondence should be addressed. Telephone: 212639-2175. Electronic mail: [email protected] C. B. Caldwell, K. Mah, M. Skinner, and C. E. Danjoux, “Can PET provide the 3D extent of tumor motion for individualized internal target volumes? A phantom study of the limitations of CT and the promise of PET,” Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 55, 1381–1393 (2003). 2 P. E. Kinahan, D. W. Townsend, T. Beyer, and D. Sashin, “Attenuation correction for a combined 3D PET/CT scanner,” Med. Phys. 25, 2046– 2053 (1998). 3 G. J. Klein, B. W. Reutter, and R. H. Huesman, “Four-dimensional affine registration models for respiratory-gated PET,” IEEE Trans. Nucl. Sci. 48(3), 756–760 (2001). 4 T. Beyer et al., “Dual modality PET/CT imaging: the effect of respiratory motion on combined image quality in clinical oncology,” Eur. J. Nucl. Med. 30, 588–596 (2003). 5 S. A. Nehmeh, Y. E. Erdi, C. C. Ling, K. E. Rosenzweig, O. D. Squire, L. E. Braban, E. Ford, K. Sidhu, G. S. Mageras, S. M. Larson, and J. L. Humm, “Effect of respiratory gating on reducing lung motion artifacts in PET imaging of lung cancer,” Med. Phys. 29, 366–371 (2002). 6 S. A. Nehmeh, Y. E. Erdi, C. C. Ling, K. E. Rosenzweig, H. Schoder, S. M. Larson, H. A. Macapinlac, O. D. Squire, and J. L. Humm, “Effect of respiratory gating on quantifying PET images of lung cancer,” J. Nucl. Med. 43, 876–881 (2002). 7 S. V. Ubrahmanya, “Management of respiratory motion in radiation oncology,” Med. Phys. 30, 2562 (2003). 8 L. A. Dawson, K. Brock, S. Kazanjian, D. Fitch, C. J. McGinn, T. S. Lawrence, R. K. Ten Haken, and J. Balter, “The reproducibility of organ position using active breathing control (ABC) during liver radiotherapy,” Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 51, 1410–1421 (2001). 9 Y. E. Erdi, S. A. Nehmeh, T. Pan, S. Kohlmyer, O. D. Squire, H. Schoder, H. W. Yeung, J. L. Humm, K. E. Rosenzweig, and S. M. Larson, “The CT motion quantitation of lung lesions and its impact on PET measured 1

3186


SUV’s,” J. Nucl. Med. 45, 1287–1292 (2004). I. F. Ciernik, E. Dizendorf, B. G. Baumert, B. Reiner, C. Burger, J. B. Davis, U. M. Lütolf, H. C. Steinert, and G. K. Von Schulthess, “Radiation treatment planning with an integrated positron emission and computer tomography (PET/CT): a feasibility study,” Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 57, 853–863 (2003). 11 G. W. Goerres, E. Kamel, B. Seifert, C. Burger, A. Buck, T. F. Hany, and G. K. von Schulthess, “Accuracy of Image Coregistration of Pulmonary Lesions in Patients with Non-Small Cell Lung Cancer Using an Integrated PET/CT System,” J. Nucl. Med. 43, 1469–1475 (2002). 12 G. W. Goerres, E. Kamel, T. H. Heidelberg, M. R. Schwitter, C. Burger, and G. K. von Schulthess, “PET-CT image co-registration in the thorax: influence of respiration,” Eur. J. Nucl. Med. 29, 351 (2002). 13 H. D. Kubo, P. M. Len, S. Minohara, and H. Mostafavi, “Breathing synchronized radiotherapy program at the University of California Davis Center,” Med. Phys. 27, 346–353 (2000). 14 R. Wagman, E. Yorke, E. Ford, P. Giraud, G. Mageras, R. Minsky, and K. Rosenzweig, “Respiratory gating for liver tumors: Use in dose escalation,” Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 55, 659–668 (2003). 15 J. Hanley, M. M. Debois, D. Mah, G. S. Mageras, A. Raben, K. Rosenzweig, R. Mychalczak, L. H. Schwartz, P. J. Gloeggler, MT(A.S.C.P., W. Lutz, C. C. Ling, S. A. Leibel, Z. Fuks, and G. J. Kutcher, “Deep inspiration breath-hold technique for lung tumors: The potential value of target immobilization and reduced lung density in dose escalation,” Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 45, 603–611 (1999). 16 H. D. Kubo and B. C. Hill, “Respiration gated radiotherapy treatment: a technical study,” Phys. Med. Biol. 41, 83–91 (1996). 17 G. S. Mageras, E. Yorke, K. E. Rosenzweig, L. Braban, E. Keatley, E. Ford, S. A. Leibel, and C. C. Ling, “Fluoroscopic evaluation of diaphragmatic motion reduction with a respiratory gated radiotherapy system,” J. Appl. Clin. Med. Phys. 2, 191–200 (2001). 18 E. Ford, G. S. Mageras, E. Yorke, K. E. Rosenzweig, R. Wagman, and C. C. Ling, “Evaluation of respiratory movement during gated radiotherapy using film and electronic portal imaging,” Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 52, 522–531 (2002). 19 R. Wagman, E. Yorke, P. Giraud, E. Ford, K. Sidhu, G. Mageras, B. Minsky, and K. Rosenzweig, “Reproducibility of organ position with respiratory gating for liver tumors: use in dose-escalation,” Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 55, 659–668 (2003). 20 S. S. Vedam, V. R. Kini, P. J. Keall, V. Ramakrishnan, H. Mostafavi, and R. Mohan, “Quantifying the predictability of diaphragm motion during respiration with a noninvasive external marker,” Med. Phys. 30, 505–513 (2003). 21 J. W. Wong, M. B. Sharpe, D. A. Jaffray, V. R. Kini, J. M. Robertson J. S. Stromberg, and A. A. Martinez, “The use of active breathing control (ABC) to reduce margin for breathing motion,” Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 44, 911–919 (1999). 10

Medical Physics, Vol. 31, No. 12, December 2004

3186 22

D. Mah, J. Hanley, K. E. Rosenzweig, E. Yorke, L. Braban, C. C. Ling, S. A. Leibel, and G. S. Mageras, “Technical aspects of the deep inspiration breath-hold technique in the treatment of thoracic cancer,” Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 48, 175–185 (2000). 23 J. Hanley et al., “Deep inspiration breath-hold technique for lung tumors: The potential value of target immobilization and reduced lung density in dose escalation,” Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 45, 603–611 (2000). 24 J. W. Wong et al., “The use of active breathing control (ABC) to reduce margin for breathing motion,” Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 44, 911–919 (1999). 25 E. C. Ford, G. S. Mageras, E. Yorke, and C. C. Ling, “Respirationcorrelated spiral CT: a method of measuring respiratory-induced anatomic motion for radiation treatment planning,” Med. Phys. 30, 88–97 (2003). 26 S. S. Vedam, P. J. Keall, V. R. Kini, H. Mostafavi, H. P. Shukla, and R. Mohan, “Acquiring a four-dimensional computed tomography dataset using an external respiratory signal,” Phys. Med. Biol. 48, 45–62 (2003). 27 T. Pan, T. Y. Lee, E. Rietzel, and G. T. Y. Chen, “4D-CT imaging of a volume influenced by respiratory motion on multi-slice CT,” Med. Phys. (in press). 28 S. A. Nehmeh, Y. E. Erdi, K. E. Rosenzweig, H. Schoder, S. M. Larson, O. D. Squire, and J. L. Humm, “Reduction of Respiratory Motion Artifacts in PET Imaging of Lung Cancer by Respiratory Correlated Dynamic PET: Methodology and Comparison with Respiratory Gated PET,” J. Nucl. Med. 44, 1644–1648 (2003). 29 H. D. Kubo and L. Wang, “Introduction of audio gating to further reduce organ motion in breathing synchronized radiotherapy,” Med. Phys. 29, 345 (2003). 30 S. A. Nehmeh, Y. E. Erdi, T. Pan, E. Yorke, G. S. Mageras, K. E. Rosenzweig, H. Schoder, H. Mostafavi, O. D. Squire, A. Pevsner, S. M. Larson, and J. L. Humm, “Quantitation of respiratory motion during 4D-PETOCT acquisition,” Med. Phys. 31, 1333–1338 (2004). 31 K. S. Kolbert, K. A. Hamacher, J. G. Jurcic, D. A. Scheinberg, S. M. Larson, and G. Sgouros, “Parametric images of antibody pharmacokinetics in Bi213-HuM195 therapy of leukemia,” J. Nucl. Med. 42, 27–32 (2001). 32 Y. Erdi et al., “Segmentation of lung lesion volume by adaptive positron emission tomography image thresholding,” Cancer 80, 2502–2509 (1997). 33 S. A. Nehmeh, Y. E. Erdi, G. S. Mageras, T. Pan, E. Yorke, H. Mostafavi, D. Hurley, O. D. Squire, J. L. Humm, H. Schoder, S. M. Larson, and K. E. Rosenzweig, “Improved accuracy in image co-registration and tumor quantitation of pulmonary lesions of NSCL patients by respiratory correlated acquisition on PET/CT,” J. Nucl. Med. 44, abstract# 124 (2003). 34 G. T. Y. Chen, H. J. H. Kung, and K. P. Beaudette, “Artifacts in computed tomography scanning of moving objects,” Semin Radiat. Oncol., 14 (1), 19–26 (2004).

Bijlage XII Artikel 1 Samenvatting

‘Four-dimensional (4D) PET/CT imaging of the thorax’

In dit artikel wordt een onderzoek beschreven naar het probleem van ademhalingsbeweging bij het maken van een PET/CT scan. De ademhalingsbeweging van 4 patiënten met een long tumor werd gemonitord door gebruik te maken van markers die geplaatst werden op de borstkas. De 4D-CT acquisitie werd verkregen door een step en shoot techniek, waarbij de CT-geprojecteerde data werd verzameld over een complete ademhalingscyclus bij elke bedpositie. De tijdsduur van de CT-data acquisitie werd aangegeven door een X-ray on signaal, welke werd geregistreerd door het tracking systeem. De verkregen 4D-CT data werd gesorteerd in 10 groepen, overeenkomend met de fase in de ademhalingscyclus. De 4D-PET data werd verzameld in de gated mode, waarbij elke ademhalingscyclus werd verdeeld in 0.5 seconde bins (10 groepen). Voor zowel de 4D-CT als de 4D-PET acquisitie, ontvingen de patiënten een koptelefoon om de ademhaling te reguleren. Vervolgens werd de 4D-CT en 4DPET data samengevoegd, rekening houdend met de ademhalingscyclus. Het effect van de 4Dacquisitie op het gebied van verbeterde matching van PET en CT afbeeldingen, het verminderen van bewegingsuitsmering en een vergroting van de SUV-waarde werden onderzocht. Ook de beweging van de tumor in PET en CT-afbeeldingen werd onderzocht en vergeleken. De 4D-PET met de matchende fase van de 4D-CT gaf een verbeterde nauwkeurigheid in fusie van 41%. Door gebruik te maken van gated PET wordt de uitsmering van de tumor minder en daarbij neemt het volume van de tumor af tot 43%. De maximale afwijking tussen het volume van een tumor bij 4D-PET en CT was 19%. Bij CT, resulteerde een 4D-acquisitie aan de ene kant bij patiënten tot een vergroting van het tumorvolume en aan de andere kant tot een verkleining van het tumorvolume. Dit zorgde weer tot een vergroting van de gemeten SUV. Uiteindelijk kan geconcludeerd kan worden dat 4D PET/CT een toe te passen methode is om artefacten die veroorzaakt worden door ademhaling te verminderen. De acquisitie methode kan uitsmering van de tumor verminderen, de nauwkeurigheid in matching verbeteren en de gemeten SUV vergroten. Dit resulteert weer in een verbeterde beoordeling van de tumor.

67

Bijlage XII Artikel 1 Beoordeling ‘Four-dimensional (4D) PET/CT imaging of the thorax Hoe betrouwbaar is het artikel? Het artikel is in maart al ontvangen voor publicatie, daarna is het herzien in juli en vervolgens is het geaccepteerd voor publicatie in augustus. Pas in november is het artikel daadwerkelijk gepubliceerd in het blad Medical Physics. Het artikel is afkomstig van onderzoekers die werken aan verschillende oncologiecentra of bedrijven voor medische systemen. Verder is het artikel gevonden in de database van EBSCO. In deze database zijn artikelen te vinden die gepubliceerd zijn in diverse toonaangevende wetenschappelijke tijdschriften. Beoordeling/ Analyse De publicatie begint met een abstract van het artikel. In dit abstract wordt kort verteld hoe het onderzoek heeft plaats gevonden en wat de uitkomsten ervan waren. Het abstract maakt op mij een volledige indruk. In de inleiding wordt vervolgens verteld wat de aanleidingen waren voor het onderzoek dat men heeft gedaan. De onderzoekers hebben de mogelijkheid onderzocht om PET/CT beelden te maken in overeenkomst met de ademhaling. Vervolgens werden deze beelden beoordeeld op verschillende punten. Daarna wordt in de publicatie de onderzoeksmethode beschreven. Er wordt gebruik gemaakt van 4 patiënten die een long carcinoom hebben. Deze patiënten ondergingen een simulatie voor radiotherapie en de ademinstrucies die hierbij gebruikt werden, werden ook gebruikt tijdens het PET-onderzoek. De ademinstructies werden aangepast per patiënt, zodat deze zo optimaal mogelijk waren. Vervolgens kregen de patiënten FDG toegediend en werd een uur inwerktijd gehanteerd. Gedurende het onderzoek lagen de patiënten in dezelfde houding op bed als tijdens de behandeling op de radiotherapie. De ademhalingsbeweging wordt gemonitord door gebruik te maken van infraroodmarkers die door middel van een blokje op de buik van de patiënt bevestigd werden en een infraroodcamera die gemonteerd werd op het bed van de PET/CT. Voor het maken van de CT-beelden werd gebruik gemaakt van de step en shoot techniek. Hierbij maakte men gebruik van de een shoot periode van ademhalingscyclus plus een seconde en een tafelincrement van 10mm. Voor meer informatie over het CT protocol wordt verwezen naar een artikel. Voor het PET gedeelte maakte men gebruik van 4 minuten per FOV. Het 4D PET gedeelte werd gating toegepast zoals het ook tijdens een hartstudie gebeurd. In het onderzoek werd gebruik gemaakt van een populatie van 4 patiënten. Dit is een betrekkelijk klein aantal. Maar gezien het jaar waarin het onderzoek plaatsvond is dit wel te verklaren. In die tijd was breath-gated scannen nog erg in ontwikkeling en dit is waarschijnlijk één van de eerste onderzoeken geweest naar deze methode. Met 4 patiënten is het onderzoek wel betrouwbaar, maar het zou meer betrouwbaar zijn als er gebruik was gemaakt van een grotere patiëntenpopulatie. De bevindingen van het onderzoek worden helder weergegeven. Allereerst wordt beschreven hoe de onderzoeken zijn uitgewerkt en hoe deze zijn beoordeeld. De CT-beelden van longlaesies werden beoordeeld door 2 radiologen die daarbij gebruikt maakten van de long window/level setting. De laesies op de PET-beelden werden beoordeeld door gebruik te maken van een techniek zoals Erdi en anderen deze hanteerden. In het artikel staat hier een verwijzing naar. Er werden verschillende formules gebruikt om de plaats van de laesie te berekenen. Deze formules staan uitgebreid beschreven in het artikel. Vervolgens werd ook het laesie volume berekent in beide modaliteiten en werden deze met elkaar gecombineerd. Hierbij werd o.a. gekeken naar de SUV en de beweging van de tumor. Ook hierbij staan de formules weer uitgebreid beschreven. De resultaten van de verschillende vergelijkingen zijn weergegeven in figuren. Hier wordt ook weer duidelijk uitgelegd wat er in de verschillende figuren te lezen is. Naar mijn idee worden er vergelijkingen gemaakt die relavant zijn en een antwoord geven op de onderzoeksvraag. 68

Vervolgens wordt de discussie beschreven. Hierin kijken de onderzoekers heel kritisch naar hun eigen onderzoek en geven ze verschillende punten aan waar in uitkomst van dit onderzoek rekening mee gehouden moet worden of waar in een volgend onderzoek rekening mee gehouden moet worden. Tot slot wordt er dan een conclusie weergegeven. Deze conclusie is kort en helder. 4D PET/CT zorgt voor een betere co-registratie van PET en CT afbeeldingen. Ook zorgt het voor een vermindering van het blurringartefact en wordt de gemeten SUV-waarde van laesies verhoogt door gebruik te maken van 4D scannen. Ook zijn laesies beter te detecteren en is tot slot de diagnose bij het opsporen van kleine laesies meer betrouwbaar. Aan het eind van het artikel staat een lange overzichtelijke lijst met verwijzingen naar andere onderzoeken, artikelen en referenties. En bijlage is bij dit artikel niet aanwezig, ook wordt niet vermeld of de onderzoeker concessies heeft gedaan. Dit artikel zit zeer degelijk in elkaar en de resultaten geven een antwoord op het onderzoeksprobleem.

69

Bijlage XIII Artikel 2 ‘Respiratory Gating for 3-Dimensional PET of the Thorax: Feasibility and Initial Results’

70

Respiratory Gating for 3-Dimensional PET of the Thorax: Feasibility and Initial Results Luc Boucher, MD; Serge Rodrigue; Roger Lecomte, PhD; and François Beńard, MD Metabolic and Functional Imaging Center, Clinical Research Center, Centre Hospitalier Universitaire de Sherbrooke, Sherbrooke, Quebec, Canada

Respiratory motion may reduce the sensitivity of 18F-FDG PET for the detection of small pulmonary nodules close to the base of the lungs. This motion also interferes with attempts to use fused PET/CT images through software or combined PET/CT devices. This study was undertaken to assess the feasibility of respiratory gating for PET of the chest and the impact of respiratory motion on quantitative analysis. Methods: Ten healthy subjects were enrolled in this study. Three-dimensional studies were acquired with 8 gates per respiratory cycle on a commercial PET scanner with a temperature-sensitive respiratory gating device built in-house. All scans were obtained over 42 cm of body length with 3 bed positions of 10 min each after injection of 18F-FDG at 4.5 MBq/kg. The reconstructed images were assembled to produce gated whole-body volumes and maximum-intensity projections. The amplitude of respiratory motion of the kidneys (as a surrogate for diaphragmatic incursion) as well as the apex of the heart was measured in the coronal plane. Phantom studies were acquired to simulate the impact of respiratory motion on quantitative uptake measurements. Results: The respiratory gating device produced a consistent, reliable trigger signal. All acquisitions were successful and produced reconstructed volumes with excellent image quality. Mean ⫾ SD motion amplitude and maximal motion amplitude values were 6.7 ⫾ 3.0 and 11.9 mm for the heart, 12.0 ⫾ 3.7 and 18.8 mm for the right kidney, and 11.1 ⫾ 4.8 and 17.1 mm for the left kidney, respectively. In phantom studies, the standardized uptake value for a 1-mL lesion was underestimated by 30% and 48% for the average and maximal respiratory motion values, respectively. Conclusion: Respiratory gating of PET of the thorax and upper abdomen is a practical and feasible approach that may improve the detection of small pulmonary nodules. Further work is planned to assess prospectively the diagnostic accuracy of this new method. Key Words: motion correction; respiratory gating; 18F-FDG; PET J Nucl Med 2004; 45:214 –219

P

ET technology has improved significantly in the last 20 y. The effectiveness of PET for the evaluation of patients with a solitary lung nodule or documented bronchogenic Received Apr. 25, 2003; revision accepted Oct. 23, 2003. For correspondence or reprints contact: François Beńard, MD, Metabolic and Functional Imaging Center, Clinical Research Center, CHUS/Hoˆpital Fleurimont, 3001 12th Ave. Nord, Sherbrooke, Quebec, Canada J1H 5N4. E-mail: [email protected]

214

THE JOURNAL

OF

carcinoma is no longer in doubt (1–3). Despite some shortcomings, several studies have demonstrated the utility of static 18F-FDG uptake values, such as the standardized uptake value (SUV), for distinguishing benign from malignant pulmonary nodules, and this parameter can be used to monitor tumor metabolic changes after treatment (4). However, the SUV can be influenced by imaging techniques or individual patient characteristics, such as weight (5–7), plasma glucose level (8,9), or delay after 18F-FDG injection (10). It is well known that respiratory motion can produce artifacts on CT (11–13) and MRI (14,15), and this motion certainly has an impact on thoracic PET studies (16) and on SUV measurements, particularly for small lesions and those near the base of the lungs. The qualitative aspect of the heart, diaphragmatic muscles, liver, spleen, and pancreas is also most likely influenced by respiratory motion. With the development of new combined PET/CT devices, the impact of respiratory motion during PET imaging acquires an even greater importance, as it interferes with coregistration of the metabolic data on the anatomic images. The objectives of this study were to demonstrate the feasibility of respiratory gating of PET of the chest and upper abdomen and to quantify the impact of respiratory motion on the underestimation of lesion activity. MATERIALS AND METHODS Healthy Subjects A total of 10 healthy subjects (5 female and 5 male, 31.3 ⫾ 12.7 y old [mean ⫾ SD]) were enrolled in this study. All subjects had fasted for at least 6 h before PET imaging. A peripheral venous access was installed, and the capillary glucose level was measured before 18F-FDG injection with a portable glucometer (Accusoft Advantage; Roche Diagnostics). The capillary glucose level was normal in each subject (mean ⫾ SD, 4.3 ⫾ 0.7 mmol/L). 18F was produced with a 19-MeV TR PET Cyclotron (Ebco Technologies Inc.) by use of an 18O-water target. 18F-FDG was produced with an automated synthesis module by use of nucleophilic substitution, modified from the synthesis technique previously described by Hamacher et al. (17). For respiratory gating, a temperature-sensitive device was built in-house (Fig. 1). A sensitive thermistor was connected to a discriminator, producing a 5-V pulse and a visual signal (lightemitting diode pulse) whenever the exhaled temperature rose above a value selected with a variable-resistance dial to produce a consistent signal at the beginning of inspiration. The thermistor

NUCLEAR MEDICINE • Vol. 45 • No. 2 • February 2004

mode by use of the standard viewers provided by the scanner manufacturer. The coronal respiratory motion-gated planes were analyzed with a cine viewer. The amplitude of the respiratory motion of the kidneys was used as a surrogate for diaphragmatic excursion. Cardiac motion was measured at the apex of the heart. The measurements were taken on the coronal plane showing the maximal difference throughout the respiratory cycle.

FIGURE 1. Respiratory gating device built to trigger gated acquisition at the start of each breathing cycle. A high-sensitivity thermistor was installed at the inlet of a conventional disposable oxygen face mask. This thermistor was connected to a simple circuit equipped with a discriminator and a variableresistance dial, powered by 5 V with AA batteries. The output of this circuit was fed to the 5-V input of the PET scanner.

was inserted into the entry of a transparent breathing mask covering the nose and the mouth of the subjects, so that air exchanges circulated around the thermistor. At 10 min before PET acquisition, the breathing mask was placed on the subjects, allowing the thermistor temperature to be adjusted to the subject’s exhaled air. It was possible to regulate the respiratory pulse emission with the variable-resistance dial to modify the temperature threshold necessary to give a signal. The subjects were imaged with a full-ring dedicated PET system (ECAT Exact HR⫹; CPS/Siemens). All subjects were injected with 18F-FDG at 4.5 MBq/kg (211–311 MBq). The PET study was obtained without septa (3-dimensional [3D] mode) at 60 min after 18F-FDG administration. The scans were acquired with 8 gates per respiratory cycle by use of the electrocardiographic gating acquisition software supplied by the manufacturer. All respiratory signals sent by the gating device that were situated outside a window of 4 –30 respirations per minute were automatically rejected during acquisition. Gated emission scans were obtained over 42 cm of body length, including the thorax and upper abdomen, with 3 bed positions of 10 min each. Transmission scans were obtained after injection with the same bed positions of 3 min each. The transmission acquisition was not gated with respiration. The gated emission data were reconstructed by use of Fourier rebinning and the ordered-subset expectation maximization algorithm with 2 iterations and 16 subsets. Postfiltering was applied with a gaussian filter for a final reconstructed resolution of 10 mm. The individual gated bed positions were sorted by software written in-house to simulate 8 separate whole-body studies and assembled by use of ECAT software (CTI) to produce complete volumes (neck to upper abdomen) corresponding to each gate of the respiratory cycle. Three-dimensional maximum-intensity projections also were produced from each of these gated volumes. These studies were combined to obtain a gated whole-body file and a gated projection file. Thus, it was possible to visualize the respiratory motion-gated planes and the gated 3D projections in cine

Phantom Studies An elliptic phantom (model ECT/ELP/P; Data Spectrum Corp.) filled with water was acquired to evaluate the impact of respiratory motion on lesion quantification. To simulate spheric lesions, 5 hollow spheres (volumes of 1.2, 2.0, 5.5, 11.5, and 19.4 mL) filled with a solution of 18F at 427 kBq/mL were placed in the middle of the phantom. Eight emission and transmission frames were acquired. The scanner table was moved a few millimeters between each frame (Table 1) to simulate the vertical motion encountered in a typical respiratory motion-gated study. Only the vertical motion (as measured in the healthy subjects) was applied to the phantom. Lateral and anteroposterior respiratory motion components were not considered in these phantom studies. The emission acquisition times for the average and maximal respiratory motion phantom studies were 600 and 240 s, respectively. The transmission time for the 2 phantom studies was 300 s at each bed position. The maximal respiratory motion phantom represented the motion measured between each set of gates for the subject showing the largest respiratory incursion (Table 1). The average respiratory motion phantom represented the average amplitude measured in millimeters between 2 gates for the 10 healthy subjects after the gates were realigned so that the maximal amplitude always occurred in the same gate. This step was necessary because the largest motion did not occur exactly in the same gate from one subject to another, and simply averaging the values would have underestimated the true extent of respiratory motion. This situation was attributable to normal variations in respiratory rates between subjects. Thus, the highest displacement values in Table 1 were not observed in the same gates for the average and maximal respiratory motion phantoms. The emission data were reconstructed by use of Fourier rebinning and the ordered-subset expectation maximization algorithm with 2 iterations and 16 subsets. Postfiltering was applied with a gaussian filter for a final reconstructed resolution of 7 mm, and a zoom factor of 1.5 was applied. To obtain a “nongated” study, the emission and transmission sinograms of the 8 frames were summed, and a single composite image was reconstructed from the data for comparison with the first frame of the acquisition (without motion) as a reference study. The total and maximal activity concentrations (Bq/mL) of the nongated and reference studies

TABLE 1 Bed Movement Between Simulated Gates Used for Phantom Acquisition Movement (mm) for the following bed position:

Respiratory motion

1

2

3

4

5

6

7

8

Average Maximal

0 0

2.2 3.4

0.8 8.6

1.4 1.8

1.6 1.7

6.0 1.6

0.1 1.7

0.3 0.1

RESPIRATORY GATING

FOR

PET • Boucher et al.

215

were measured for each sphere by use of the region-of-interest (ROI) tool without correction for partial-volume effects. The mean activity concentration for a sphere also was measured with the same tool. The ROIs used were spherical, with a diameter corresponding exactly to the known diameter of the spheres used in the phantom experiments. Each ROI was applied from the top to the base of each sphere visualized in the phantom acquisitions. Data Analysis The maximal motion for the apex of the heart and the right and left kidneys was calculated and expressed as mean ⫾ SD. The activity concentrations measured for the phantom spheres were compared, and the differences were calculated and expressed as a percentage of the value for a still frame of the same object. RESULTS

All healthy subjects tolerated the gating device well for the duration of the PET study without any spontaneous complaint about its use. There were no problems in adjusting the variable resistance to obtain a regular respiratory pulse signal for all of the subjects at the beginning of the study. It was nevertheless important to monitor the respiratory gating signal to ensure that there were no shifts in the thermistor temperature outside the initial setting, as minor adjustments of the variable-resistance setting occasionally were necessary during acquisition. However, these adjustments were infrequent. The resulting gated images were all of good quality and suitable for interpretation (Fig. 2). There were no contour indentations or streaks (“stitching lines”) at the bed junctions in the reconstructed images. This finding confirmed the constancy of the signal sent by the temperature-sensitive device throughout the respiratory cycle and over the acquisition duration. If seen, such artifacts could have been related to an inconsistency of the gating signal. For example, if the beginning of the inspiration were located in frame 1 of the first bed and in frame 4 of the second bed, then the

body contours would not match. Visualization of the studies in cine mode also confirmed that the bed positions were well aligned and timed properly throughout the respiratory cycle. Because the transmission scan was not gated, all of the gates were corrected with a nongated transmission study. For this reason, it was difficult to distinguish clearly the limits of the base of the lungs as well as the diaphragmatic surface of the liver and the spleen. For an adequate estimation of the amplitude motion induced by respiration in these organs, the measurements were obtained for the apex of the heart and the 2 kidneys. Because the subjects had been fasting and were not prepared for a cardiac 18F-FDG PET study, myocardial uptake was variable. For this reason, the heart was not visible in 2 subjects. Mean ⫾ SD and maximal motion amplitude values for the heart were 6.7 ⫾ 0.3 and 11.9 mm for the 8 subjects with cardiac uptake of 18F-FDG. These values were 12.0 ⫾ 3.7 and 18.8 mm for the right kidney and 11.1 ⫾ 4.8 and 17.1 for the left kidney. The right kidney was not seen clearly in 2 subjects (there was insufficient urinary activity in the cortex, the calyx, or the renal pelvis to obtain an accurate measurement), and the left kidney was not seen in 1 subject for the same reason. These results are summarized in Table 2. The results obtained with the average motion phantom show that the average and maximal activity concentrations in the spheres were significantly underestimated. This underestimation was inversely related to the sphere volume. For a 1.2-mL sphere, the maximal activity concentration was underestimated by 41% and the average activity concentration was underestimated by 40%. The trend was similar with the maximal motion phantom. With this phantom, the maximal and average activity concentrations were underestimated by 44.8% for the 1.2-mL sphere. The results of the phantom studies are summarized in Table 3 and Figure 3. DISCUSSION

FIGURE 2. Respiratory gating of 3D projections of the thorax acquired with the respiratory gating device. The motion of the heart (upper panel) and the right kidney (lower panel) is shown. The dotted line represents the initial position of these organs at the start of the breathing cycle; the solid line represents the maximal vertical amplitude of the respiratory motion.

216

THE JOURNAL

OF

Respiratory motion-induced artifacts have been overcome in SPECT (18), CT, CT-guided needle biopsy, and MRI by use of different modalities of respiratory gating, such as spirometry (19,20), impedance plethysmography, interruption of an infrared beam (21), and a thoracic band sensitive to stretching. In this study, we used a device that was sensitive to minimal temperature changes and that was fixed to a conventional transparent breathing mask. This device has several advantages: It is easily built, it has a very low cost, and there are no systems surrounding patients to impair breathing. This device probably can be used for the majority of patients evaluated with PET for a thoracic or an abdominal lesion, except perhaps for patients with oxygen dependency, because the external air flow could confuse the temperature probe. The electrical pulses given by the device were designed to be similar to those obtained with standard electrocardiographic gating devices. Thus, the signal was used directly with standard gating software. A visual signal


TABLE 2 Organ Motion Observed Throughout Respiratory Cycle Motion (mm) observed for:

Patient

Sex

1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

M M M M M F F F F F

Mean SD

Age (y) 32 22 23 47 26 20 20 49 51 23 31.3 12.7

Apex of heart

Kidney Right

Left

18.8 13.7 8.6

17.1 13.7 3.5

5.1 3.5

10.3 13.7 13.7 6.9 10.3

5.2 12.0 15.5 12.1 6.9 13.7

6.7 3.0

12.0 3.7

11.1 4.8

11.9 8.6 5.1 3.4 5.2 6.8 10.3

activated at the same time as the scanner trigger signal allowed technologists to confirm that a stable trigger was emitted at the beginning of each inspiration, and the trigger could be adjusted manually during the study. It was important to monitor the signal emitted by the device throughout the entire PET study, as it was occasionally necessary to adjust the temperature threshold to maintain a consistent signal throughout the acquisition. This requirement did not interrupt the acquisition of any study but created an additional burden on technologists during PET acquisition. These adjustments could slightly shift data in each bin during acquisition. Fortunately, they were rarely needed during the subject studies. We believe that the need for these adjustments was related to a progressive warming of the respiratory mask and device when a study was started too soon after the subject was situated on the table bed with a variable-resistance setting close to the limit of the signal release. This problem could be corrected by letting subjects TABLE 3 Activity Concentration Underestimation Resulting from Respiratory Motion in Phantom Studies % Activity concentration underestimation with the following motion phantom:

Sphere volume (mL)

Average

Maximal

Maximum

19.4 11.5 5.5 2.0 1.2

21.1 23.5 27.8 32.5 41.0

25.8 30.5 37.2 46.1 44.8

Mean

19.4 11.5 5.5 2.0 1.2

23.5 24.2 33.6 33.1 40.0

32.8 35.1 42.2 44.8 44.8

SUV

FIGURE 3. Bar graph showing the maximal activity concentrations measured in the spheres in a phantom study simulating the subject with the largest respiratory amplitude (white bars) in comparison with the same measurements obtained without simulated respiratory motion (black bars).

rest longer to stabilize the device before initiating the acquisition. We limited our acquisitions to 3 bed positions and 42 cm of body length over the thorax and upper abdomen to maintain the study duration at a reasonable length. We used a 3D acquisition to obtain sufficient counts in each gate of the PET study, as 2D images likely would have been count starved because of the low sensitivity of this acquisition mode. Because of the setup time of each gated acquisition and the length of the transmission scan, the entire study took approximately 1 h. With optimized software, the overhead could be reduced substantially. Our acquisition protocol produced 24 sinograms for coverage of the chest, necessitating long reconstruction times and large storage requirements. The total data storage requirement for a gated study of the chest (sinograms plus final reconstructed data), excluding intermediate reconstruction files, was 541 megabytes compared to the 66 megabytes needed for an equivalent nongated 3D study. New computers are able to manage these additional computing requirements easily. Semiquantitative evaluation of tumor metabolism with the SUV is used widely to assess pulmonary nodules and quantify tumor response to therapy. It has been shown that the SUV is overestimated in large patients if 18F-FDG uptake is normalized with the actual patient weight (5–7). SUV normalization also can be done with the ideal body weight, lean body mass, or body surface area to reduce this effect (22). Other factors, such as the time interval after injection, plasma glucose level, and the size of the lesion, can also have significant effects on image quantification (23). All of these factors can interfere with tumor glucose metabolism quantification but often can be controlled or corrected to obtain valuable results. The evaluation of lung lesions situated close the base of the lungs presents an additional challenge. It has been shown that normal lung uptake is higher in the lower lung

RESPIRATORY GATING

FOR


217

field than in the upper and middle lung fields (24). Miyauchi and Wahl (24) proposed that this normal variation of background activity could contribute occasionally to a lower level of detection of small lesions near the base of the lungs. Another problem is respiratory motion of the lungs and thoracic wall during PET emission and transmission acquisition. The influence of this motion on qualitative and quantitative aspects of PET studies was described previously for animals in cardiac (25) or pulmonary (26,27) investigations. Our phantom studies suggest that SUV measurements are underestimated by 21%– 45% because of respiratory blurring, depending on the lesion size. Obviously, given that only the vertical motion was simulated in our investigation, these values represent a best-case scenario. Real respiratory blurring is significantly more complex, with additional anteroposterior and lateral motion components that certainly contribute to additional underestimation of the real activity concentration present in lesions close to the diaphragm. Respiratory gating of PET may improve the quantitative evaluation of lesions situated close to the diaphragm, because respiratory motion artifacts are significantly reduced. To reduce the underestimation attributable to this blurring effect, we used in this study only 1 of the 8 gates from each dynamic study. This approach has some limitations. Because only one-eighth of the information is retained in a single gated image, delineation of small nodules or lesions with low metabolic activity may become difficult, as noise increases at low count statistics. The signal-to-noise ratio may still improve with gating because of a reduction in the smearing of small nodules. It may be possible to use image morphing techniques to merge the 8 gated images into a single “fixed” image and recover lost counts. Another approach would be to sum selected gated frames throughout the gated acquisition, as respiratory motion occurs only during a fraction of each respiratory cycle. In this study, only the emission acquisition was gated for respiration. It was not possible to gate the transmission scan on the scanner that we used because of hardware and software limitations. Because the transmission image used for attenuation correction was not gated, an “average” attenuation map was used to perform this correction on each gate throughout the respiratory cycle. As with CT-based attenuation correction for nongated PET images, an average transmission map induces artifacts on PET images obtained with respiratory gating. Optimal implementation of respiratory gating of PET data will require gating of the transmission data as well by use of conventional transmission scanning approaches with 68Ge rod sources or 137Cs single-point sources or by use of CT-based implementation. Respiratory gating may be useful for combined PET/CT scanners, as the optimal method for obtaining CT images that are optimally coregistered with PET studies is still under debate. For diagnostic use, CT images are obtained preferably at the end of maximal inspiration, whereas PET images normally are obtained over the tidal volume. On average, PET images are closer to images obtained at the

218

THE JOURNAL

OF

end of expiration. The main constraint of this situation arises from the acquisition times of these images, which varies from a few seconds for CT studies to a few minutes for PET scans. Breath holds are possible during a CT acquisition, but they are not feasible for the period of time necessary for a PET acquisition. This problem results in significant differences between the images obtained with these 2 methods, even when these acquisitions are performed just a few minutes apart in the same subject in the same position. The difficulty in coregistering the images can have 2 significant impacts: first, an inappropriate correction for attenuation is applied to PET images, and second, an inaccurate localization of abnormalities seen on PET can occur, as demonstrated recently in a study of clinically significant PET/CT artifacts (28). To minimize the difference, it was suggested that it would be preferable to obtain a CT scan at the end of normal expiration, as the position of the chest is closer to that observed in average PET acquisitions not corrected for respiratory motion (29,30). Another method for correcting the inevitable respiratory motion occurring during PET would be to use gated acquisition protocols to adjust the PET images to the CT data. Because respiratory motion is measured directly rather than modeled, PET data can be applied directly to a comparable CT acquisition, with reduced blurring and improved resolution in the chest and upper abdomen. With this intention, it was initially necessary to prove the feasibility of 3D whole-body PET acquisitions gated for respiration by use of a simple temperature-sensitive gating device. Other authors have used a more complex infrared camera tracking technique to correct for respiratory motion (31). Our method has the advantage of simplicity of design and implementation at a very low cost. With improved PET scanners that use fast scintillators, such as lutetium oxyorthosilicate and gadolinium oxyorthosilicate, higher peak-noise-equivalent count rates obtained in the 3D mode with standard 18F-FDG doses may facilitate the use of gated approaches for correcting respiratory motion. CONCLUSION

In this study, we have demonstrated the feasibility of routinely acquired respiratory motion-gated PET images of the thorax by use of 18F-FDG with a low-cost device and standard gated acquisition software and without the need for hardware modification of a PET scanner or expensive motion tracking devices. Respiratory motion results in significant quantitative underestimation of uptake in small lung nodules at the base of the lungs. The detection of small lung nodules or small liver metastases might be improved by respiratory gating, and we intend to evaluate this method in a selected patient population. This approach also provides potential means for improving attenuation correction and image fusion with PET/CT devices, whether by gating the CT acquisition or by selecting gated PET data that optimally match CT data.


ACKNOWLEDGMENTS

The authors gratefully acknowledge the support of the SNM Education & Research Foundation (pilot study grant) and the Canadian Institutes for Health Research (clinicianscientist program).

15.

16. 17.

REFERENCES 1. Pieterman RM, van Putten JW, Meuzelaar JJ, et al. Preoperative staging of non-small-cell lung cancer with positron-emission tomography. N Engl J Med. 2000;343:254 –261. 2. Marom EM, Erasmus JJ, Patz EF. Lung cancer and positron emission tomography with fluorodeoxyglucose. Lung Cancer. 2000;28:187–202. 3. Lowe VJ, Duhaylongsod FG, Patz EF, et al. Pulmonary abnormalities and PET data analysis: a retrospective study. Radiology. 1997;202:435– 439. 4. Weber WA, Ziegler SI, Tho¨ dtmann R, Hanauske AR, Schwaiger M. Reproducibility of metabolic measurements in malignant tumors using 18F-FDG PET. J Nucl Med. 1999;40:1771–1777. 5. Kim CK, Gupta NC, Chandramouli B, Alavi A. Standardized uptake values of 18F-FDG: body surface area correction is preferable to body weight correction. J Nucl Med. 1994;35:164 –167. 6. Kim CK, Gupta NC. Dependency of standardized uptake values of fluorine-18 fluorodeoxyglucose on body size: comparison of body surface area correction and lean body mass correction. Nucl Med Commun. 1996;17:890 – 894. 7. Schomburg A, Bender H, Reichel C, et al. Standardized uptake values of fluorine-18 fluorodeoxyglucose: the value of different normalization procedures. Eur J Nucl Med. 1996;23:571–574. 8. Crippa F, Gavazzi C, Bozzetti F, et al. The influence of blood glucose levels on [18F]fluorodeoxyglucose (FDG) uptake in cancer: a PET study in liver metastases from colorectal carcinomas. Tumori. 1997;83:748 –752. 9. Diederichs CG, Staib L, Glatting G, Beger HG, Reske SN. 18F-FDG PET: elevated plasma glucose reduces both uptake and detection rate of pancreatic malignancies. J Nucl Med. 1998;39:1030 –1033. 10. Lowe VJ, DeLong DM, Hoffman JM, Coleman RE. Optimum scanning protocol for 18F-FDG PET evaluation of pulmonary malignancy. J Nucl Med. 1995;36: 883– 887. 11. Kollins SA. Computed tomography of the pulmonary parenchyma and chest wall. Radiol Clin North Am. 1977;15:297–308. 12. Long FR, Castile RG, Brody AS, et al. Lungs in infants and young children: improved thin-section CT with a noninvasive controlled-ventilation technique— initial experience. Radiology. 1999;212:588 –593. 13. Mori K, Saito Y, Tominaga K, et al. Three-dimensional computed tomography image of small pulmonary lesions. Jpn J Clin Oncol. 1992;22:159 –163. 14. Wang Y, Riederer SJ, Ehman RL. Respiratory motion of the heart: kinematics

18. 19.

20.

21.

22.

23. 24. 25.

26.

27.

28.

29.

30. 31.

and the implications for the spatial resolution in coronary imaging. Magn Reson Med. 1995;33:713–719. van Geuns RJ, de Bruin HG, Rensing BJ, et al. Magnetic resonance imaging of the coronary arteries: clinical results from three dimensional evaluation of a respiratory gated technique. Heart. 1999;82:515–519. Knopp MV, Bischoff HG. Evaluation of pulmonary lesions with positron emission tomography [in German]. Radiologe. 1994;34:588 –591. Hamacher K, Coenen HH, Stocklin G. Efficient stereospecific synthesis of no-carrier-added 2-[18F]-fluoro-2-deoxy-D-glucose using aminopolyether supported nucleophilic substitution. J Nucl Med. 1986;27:235–238. Cho K, Kumiata S, Okada S, Kumazaki T. Development of respiratory gated myocardial SPECT system. J Nucl Cardiol. 1999;6:20 –28. Robinson TE, Leung AN, Moss RB, Blankenberg FG, al-Dabbagh H, Northway WH. Standardized high-resolution CT of the lung using a spirometer-triggered electron beam CT scanner. AJR. 1999;172:1636 –1638. Kalender WA, Rienmuller R, Seissler W, Behr J, Welke M, Fichte H. Measurement of pulmonary parenchymal attenuation: use of spirometric gating with quantitative CT. Radiology. 1990;175:265–268. Lemieux SK, Glover GH. An infrared device for monitoring the respiration of small rodents during magnetic resonance imaging. J Magn Reson Imaging. 1996;6:561–564. Sugawara Y, Zasadny KR, Neuhoff AW, Wahl RL. Reevaluation of the standardized uptake value for FDG: variations with body weight and methods for correction. Radiology. 1999;213:521–525. Keyes JW Jr. SUV: standard uptake or silly useless value? J Nucl Med. 1995; 36:1836 –1839. Miyauchi T, Wahl RL. Regional 2-[18F]fluoro-2-deoxy-D-glucose uptake varies in normal lung. Eur J Nucl Med. 1996;23:517–523. Ter-Pogossian MM, Bergmann SR, Sobel BE. Influence of cardiac and respiratory motion on tomographic reconstructions of the heart: implications for quantitative nuclear cardiology. J Comput Assist Tomogr. 1982;6:1148 –1155. Mijailovich SM, Treppo S, Venegas JG. Effects of lung motion and tracer kinetics corrections on PET imaging of pulmonary function. J Appl Physiol. 1997;82:1154 –1162. Susskind H, Alderson PO, Dzebolo NN, et al. Effect of respiratory motion on pulmonary activity determinations by positron tomography in dogs. Invest Radiol. 1985;20:950 –955. Osman MM, Cohade C, Nakamoto Y, Marshall LT, Leal JP, Wahl RL. Clinically significant inaccurate localization of lesions with PET/CT: frequency in 300 patients. J Nucl Med. 2003;44:240 –243. Goerres GW, Kamel E, Heidelberg TN, Schwitter MR, Burger C, von Schulthess GK. PET-CT image co-registration in the thorax: influence of respiration. Eur J Nucl Med Mol Imaging. 2002;29:351–360. Goerres GW, Burger C, Kamel E, et al. Respiration-induced attenuation artifact at PET/CT: technical considerations. Radiology. 2003;226:906 –910. Nehmeh SA, Erdi YE, Ling CC, et al. Effect of respiratory gating on quantifying PET images of lung cancer. J Nucl Med. 2002;43:876 – 881.

RESPIRATORY GATING

FOR


219

Bijlage XIV Artikel 2 Samenvatting

‘Respiratory Gating for 3Dimensional PET of the Thorax: Feasibility and Initial Results’

Ademhalingsbeweging kan de sensitiviteit van FDG-PET onderzoek naar de detectie van kleine longafwijkingen bij de longbasis verminderen. Het doel van dit onderzoek is het beoordelen van de uitvoerbaarheid van respiratory gating bij PET van de thorax en de invloed van respiratory gating op kwantitatieve analyses. Tien gezonde patiënten (5 mannen en 5 vrouwen) zijn in deze studie opgenomen. Driedimensionale plaatjes werden verkregen met 8 bins per ademhalingscyclus op een commerciële PET-scanner met een ingebouwd temperatuurssensitief respiratory gating apparaat. Alle scans werden verkregen over 42 cm lichaamslengte met 3 bedposities van elk 10 minuten. Dit na een injectie van 4.5 MBq/ kg 18F-FDG. Van de gereconstrueerde plaatjes zijn whole-body volumes en Maximum Intensity Projections (MIP) gemaakt. De amplitude van ademhalingsbeweging van zowel de nieren (als een surrogaat voor de diafragmabeweging) als de apex van het hart werden gemeten in het coronale vlak. Fantoomstudies werden verkregen voor het simuleren van de impact van adembeweging op kwantitatieve uptake metingen. Het respiratory gating apparaat produceert een consequent en betrouwbaar triggersignaal. Alle acquisities waren succesvol en lieten gereconstrueerde volumes zien met een uitstekende kwaliteit plaatjes. Gemiddelde +/- SD bewegingsamplitude en maximale bewegingsamplitude waarden waren 6.7 +/- 3.0 en 11.9mm voor het hart, 12.0 +/- 3.7 en 18.8mm voor de rechter nier en 11.1 +/- 4.8 en 17.1 mm voor de linker nier. In de fantoomstudies, werd de SUVwaarde (standardized uptake value) voor een 1 ml laesie onderschat in 30%. Bij 48% werd het gemiddelde en de maximale ademhalingsbeweging onderschat. Respiratory gating bij FDG-PET onderzoek van de thorax en het bovenste abdomen gebied is een praktische en uitvoerbare benadering die de detectie van kleine longafwijkingen verbeterd. Verder onderzoek is gepland om de diagnostische nauwkeurigheid van deze nieuwe methode te beoordelen.

77

Bijlage XIV Artikel 2 Beoordeling ‘Respiratory Gating for 3-Dimensional PET of the Thorax: Feasibility and Initial Results’ Hoe betrouwbaar is het artikel? Dit artikel is geplaatst in het ‘Journal of Nuclear Medicine’ in 2004. Het artikel is afkomstig van het ‘Metabolic and Functional Imaging Center’ in Canada. Het is een vrij recente publicatie die gevonden is via Pubmed. Beoordeling/ Analyse De samenvatting aan het begin van het artikel bevat alle componenten die later in het artikel, in dezelfde volgorde uitvoeriger beschreven staan. In de inleiding wordt duidelijk gemaakt waarom dit onderzoek is uitgevoerd. Namelijk dat bij een FDG-PET onderzoek van het thorax/abdomen gebied, men een vermindering in de afbeeldingskwaliteit krijgt door de ademhaling van de patiënt. Het uiteindelijke doel was het beoordelen van de uitvoerbaarheid van respiratory gating bij een FDG-PET onderzoek van de thorax en de invloed van ademhalingsbeweging op kwantitatieve analyses. Onder het kopje ‘Materials and Methods’ is uitvoerig beschreven hoe het onderzoek is uitgevoerd en van welke materialen men gebruik heeft gemaakt. Er zijn voor dit onderzoek 10 gezonde patiënten, van zowel het mannelijke als het vrouwelijk geslacht, met dezelfde apparatuur en op exact dezelfde manier onderzocht. De patiënten hebben een uur voor de scan 4.5 MBq/kg 18F-FDG toegediend gekregen. 10 minuten voor de scan werd de patiënt gepositioneerd en kreeg deze het breathing-masker opgezet. Zo kon er ingesteld worden op de uitgeademde lucht van de patiënt. De emissiescans zijn allemaal gated uitgevoerd, de transmissiescans non-gated. Voor de invloed van ademhalingsbeweging op de laesies is er ook onderzoek gedaan met een met water gevuld ellipsvormig fantoom. In dit fantoom konden laesies van verschillende grootte worden geplaatst. Er zijn 8 opnamen van gemaakt, waarbij voor iedere opname de tafel een paar millimeter werd opgeschoven om zo beweging na te bootsen. Er is hier alleen gekeken naar de verticale beweging. Bij de patiëntenstudies is gekeken naar de maximale beweging van de apex van het hart en de rechter en linker nier. Dit is weergegeven in een gemiddelde +/- de standaarddeviatie (SD). De activiteitsconcentratie die gemeten is in de objecten werd vergeleken met die in het fantoom. De verschillen werden berekend en weergegeven als een percentage van de waarde voor een stilstaand frame van ditzelfde object. De populatie is niet heel erg groot en bestaat alleen uit gezonde patiënten. De bevindingen van dit onderzoek zijn wel helder weergegeven. Deze staan onder het kopje ‘Results’. De resultaten van het onderzoek naar de beweging van verschillende organen staan beschreven en worden ook nog eens overzichtelijk weergeven door middel van plaatjes en tabellen. Geen van de patiënten had problemen met het gatingsapparaat. Ook waren er geen problemen met het triggeren van de ademhaling en hadden de afbeeldingen een prima kwaliteit. Gemiddelde +/- SD bewegingsamplitude en maximale bewegingsamplitude waarden waren 6.7 +/- 3.0 en 11.9mm voor het hart, 12.0 +/- 3.7 en 18.8mm voor de rechter nier en 11.1 +/- 4.8 en 17.1 mm voor de linker nier. In de fantoomstudies, werd de SUV-waarde (standardized uptake value) voor een 1 ml laesie onderschat in 30%. Bij 48% werd het gemiddelde en de maximale ademhalingsbeweging onderschat. De conclusie is helder beschreven. Respiratory gating is goed uit te voeren en heeft ook zeker meerwaarde in de beeldvorming van het thoraxgebied en het bovenste deel van het abdomen. Het kan met behulp van relatief goedkope apparatuur en er kan gebruik gemaakt worden van de standaard gated-acquisitie. Ook hoeven er geen hardwarematige aanpassingen gedaan te worden. Er is echter nog wel meer onderzoek nodig naar de diagnostische nauwkeurigheid van deze nieuwe methode. In dit artikel is ook een discussie opgenomen. Hierin komt onder andere naar voren dat er een kleine populatie is 78

gebruikt die alleen gezonde patiënten bevatte. Dit respiratory gating systeem werkte met een masker. Voor patiënten die het benauwd hebben zou dit wel eens versterkend kunnen werken. Het onderzoek steekt degelijk in elkaar. Alles staat duidelijk beschreven en er is aangegeven dat er verder onderzoek nodig is. Dit één van de manieren om respiratory gating toe te passen. In het artikel wordt door middel van getallen tussen haakjes verwezen naar de referenties achter aan het artikel. Door middel van deze referenties kan de conclusie gecontroleerd worden.

79

Bijlage XV Artikel 3 ‘PET-CT in Non-Small-Cell Lung Cancer: Value of Respiratory-Gated PET’

80

Special Section

306

PET/CT in Non-Small-Cell Lung Cancer: Value of Respiratory-Gated PET Steven M. Larson; Sadek A. Nehmeh; Yusuf E. Erdi; John L. Humm The use of PET in the staging of patients with NSCLC is cost-effective, mainly due to a reduction in the number of futile operations. The addition of SUVmax to pathologic tumor size identifies a subgroup of patients at highest risk for death as a result of recurrent disease after resection. Tumor staging is more accurate with PET-CT than with CT alone or with PET alone. The greatest source of error in accurate localization and quantification on PET or PET-CT in lung cancer is respiratory motion. At MSKCC respiratory-gated PET (RGPET) is used in treatment planning. The lesion in the gated image is smaller in diameter than in the ungated image. Respiratory-correlated dynamic PET (RCDPET) can be considered an alternative method to RGPET. RCDPET shows very accurate local co-registration that can be used to make an attenuation correction and obtain an SUV. Gating gives a much clearer picture resulting in more than a one-third increase in the quantification. The SUV of lung lesions must be re-evaluated based on these techniques. This development will have important implications in areas such as the liver for controlling respiratory motion, which is a major problem in terms of lesion detection. We have successfully taken the first step in an attempt to correct for respiratory motion artifacts in PET imaging of lung lesions. (Chang Gung Med J 2005;28:306-14) Key words: respiratory-gated PET (RGPET), respiratory-correlated dynamic PET (RCDPET), non-small-cell Lung Cancer (NSCLC), fluoro-2-deoxy-D-glucose (FDG). uclear medicine is contributing to a medical revolution in which targeted therapy and better radiotherapy methods are being rapidly developed. As well, refinements in diagnostic imaging are being introduced in order to guide these important therapies.

available to label nutrients, drugs, vitamins, antibodies, even cellular elements. In the future many new radiopharmaceuticals will be introduced in the clinical area as well as in research.

Positron emission tomography (PET)

PET is used to detect the living chemistry of the tumor by means of biomedical tracers. The most common tracer is a form of glucose (e.g. FDG), which allows us to look at glycolysis, the biochemical process in the tissue. Changes in biochemical signals are used to monitor tumor response (functional imaging). In the USA, PET is well accepted, and it is

N

The basis for PET is ‘the racer principle’. A radioactive form of a biologically important chemical is used to trace the metabolism of the natural form of that chemical through imaging. Fortunately, biologically relevant tracers of many kinds (15O, 13N, 11 C, 18F, 86Y, 94mTc, 124I [all ‘positron emitters’]) are

Tumor staging and monitoring treatment response

From the Memorial Sloan Kettering Cancer Center, USA. Received: Feb. 22, 2005; Accepted: Feb. 22, 2005 Address for reprints: Dr. Steven M. Larson, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, Nuclear Medicine Service. 1275 York Avenue, New York, NY 10021, USA. Tel.: (212)639-7373; Fax: (212)717-3263

307

Steven M. Larson, et al Respiratory-gated PET-CT in NSCLC

now reimbursed for major cancers by the USA Federal Government under Medicare (CMS reimbursement as of 1 October 2002). These cancers include (1) non-small-cell lung cancer (NSCLC); (2) colorectal cancer; (3) head and neck cancer (excluding thyroid cancer); (4) melanoma; (5) lymphoma; (6) esophageal cancer; and (7) breast cancer. Why is this important? Reimbursement drives the availability of PET for patient care because it has been demonstrated that these tools are useful for patient management and patient care. The tremendous investment being made now in instrumentation, new radiopharmaceuticals, and novel clinical applications is happening only because of major reimbursement. The impact of PET on patient management include (1) improving proper staging and permits better treatment planning; (2) detecting occult disease to improve chances of cure; (3) defining the need for intervention for critically located disease, thus reducing morbidity; (4) predicting prognosis; (5) helping with radiation treatment planning; and (6) predicting and monitoring treatment response.

Fig. 1 FFDG-PET 55-year-old man SPN RUL.

Case study of a patient with a solitary pulmonary nodule

A 55-year-old man presented to Memorial Sloan Kettering Cancer Center (MSKCC) for a rib injury on the left side. He had aspirated food and performed a Heimlich maneuver on himself by pressing into a table at the restaurant. He managed to dislodge a chunk of steak, but in so doing, he injured his ribs on the left side. When he went to his doctor, the chest X-ray showed an R/O rib fracture. But, his doctor also noticed a nodule in his lung. When a PET scan was done with a 3-dimensional data set, a hot spot was seen toward the posterior representing a hypermetabolizing tumor (Fig. 1). An abnormal spot in the bone was also found (Fig. 2). It showed the typical round appearance of metastasis originating in the bone marrow and later involving the bone. So, this patient actually had other metastases. These findings were confirmed by other techniques (e.g. magnetic resonance imaging (MRI), and a biopsy was directed to that site. Tumor staging before lung surgery

Another important use of PET scanning is in staging before lung surgery. It is important to know whether the lesion has spread to the mediastinum

Chang Gung Med J Vol. 28 No. 5 May 2005

Fig. 2 FDG-PET: Sagittal view of the spine.

because it can complicate surgery. Figure 3 shows the extent of the tumor in a patient with Stage IIIA lung cancer. This patient had a primary tumor but also involvement of the lymph nodes. The primary tumor spread to the mediastinum and to those particular lymph nodes. The lymph nodes are on the same side of the mediastinum as the tumor, but there was no evident metastasis. Thus, PET is more sensitive than other diagnostic techniques for detecting such metastases. Cost-effectiveness of FDG PET in staging NSCLC

In an important paper by Verboom et al, called the PLUS study, PET was more cost-effective per patient than conventional imaging in staging NSCLC. Currently, up to 50% of the operations in


308

total costs were lower in the PET group, mainly due to a reduction in the number of futile operations. The additional use of PET in the staging of patients with NSCLC is feasible, safe and cost-effective from a clinical and an economic perspective. Thus, PET helped to manage and guide the management of patients. This is one of many such papers that show the value of PET in cancer staging. Quantitation of tumor uptake for NSCLC

Fig. 3 PET and lung cancer: Stage IIIA (T1-3N2MO).

early NSCLC are futile owing to the presence of locally advanced tumor or distant metastases. More accurate preoperative staging is needed to reduce the number of such futile operations. In the PLUS study, prior to invasive staging and/or thoracotomy, 188 patients with suspected NSCLC were randomly assigned to conventional work-up (CWU) and whole-body PET or to CWU alone, which was based on prevailing guidelines. Preoperative staging was followed by 1 year of follow-up. The endpoint was a futile operation as judged 1 year after surgery (i.e. metastases, disease progression). Results

When patients were randomized to CWU with PET or without PET, 41% of operations were futile in the conventional group. However, when PET was used, that figure was cut in half to 21%. This difference was highly statistically significant (p = 0.003). The major cost driver was the number of hospital days related to recovery from surgery. The addition of PET to CWU prevented futile surgery in one out of five patients with suspected NSCLC. Conclusions

Despite the additional costs for PET studies, the

Another important use of PET is to help quantitate the uptake within the tumor. A recent paper from MSKCC evaluated the preoperative quantification of tumor uptake to predict survival after lung cancer resection in 100 consecutive patients (48 men, 52 women) with NSCLC, who had RO surgical resection and were completely free of cancer after surgery. FDG-PET was performed within 90 days before surgery. Median follow-up for surviving patients was 28 months (range, 16–81 months). An uptake measure called the standardized uptake value (SUV) was used to quantify the activity per unit volume within the tumor divided by the injected activity per body weight. Results

Median maximal SUV (SUVmax) was 9. The 2year survival for patients with SUVmax greater than 9 was 68% and for those with SUVmax less than 9 was 96% (p < 0.01). Another predictor in this study was tumor size. In a multivariate analysis that included pathologic tumor size, involved nodes, histology, and SUVmax, only tumor size (T) greater than 3 cm and SUVmax greater than 9 and their interaction were significant predictors of survival (p = 0.01, 0.02, and <0.01, respectively). The 3-year survivals for patients with both T less than 3 cm and SUVmax less than 9 was 97%; for those with T less than 3 cm and SUVmax more than 9, it was 94%; for those with T greater than 3 cm and SUVmax less than 9, it was 93%; and for those with T greater than 3 cm and SUVmax more than 9, it was 47% (p < 0.01). Conclusions

SUVmax within the lesion predicts for survival in NSCLC. The addition of SUVmax to pathologic tumor size identifies a subgroup of patients at highest risk for death as a result of recurrent disease after


309


SUV1

resection. Not only there is information about extent of disease embedded in the PET image, but there is also information about the biology of the disease because PET imaging employs a biochemical tracer.

PET imaging can be used to assess tumor susceptibility as well. For example, it can be used to determine the patient's sensitivity to therapy (i.e. the presence of key molecular targets such as androgen receptor), or to assess the tumor burden. In addition, PET can be used to monitor treatment effects, such as cell-specific effects on viability (e.g. FDG SUV), effects on molecular target (e.g. DNA synthesis), and cell mass reduction. In the future, PET will be widely used to evaluate patients for treatment therapy.

SUVmax

PET imaging to monitor treatment response

TLG

The patient's response to radiation treatment was monitored at MSKCC using PET. The image is through the heart viewed from the back (Fig. 4). As treatment proceeded, the lesion became fainter, although it was still evident at 5,400 ray. At the end of treatment, at 6,480 CGy, some normal tissue effect was evident, but the tumor was much reduced in metabolic activity. This response to treatment can be quantitated in different ways. Figure 5 shows a measure that actually incorporates the volume of the tumor. Over the time course of radiation treatment, this patient's

Vol

Case study of a patient with lung cancer that was considered inoperable

10 9 8 7 6 5 4 3 2 1 0 -10

0

10

20 30 40 Days

50

60 70

18 16 14 12 10 8 6 4 2 0 -10

0

10

20 30 40 Days

50

60 70

-10

0

10

20 30 40 Days

50 60 70

-10

0

10

20 30 40 Days

50

70 60 50 40 30 20 10 0

700 600 500 400 300 200 100 0 60 70

TLG/TLGO

1

0.1

0.01 0

Fig. 4 Pre- and post-radiation therapy in a patient with inoperable lung.


2000 4000 6000 Radiation Dose (cGy)

8000

Fig. 5 Quantification of response to treatment.


tumor dropped to less than 10% of the original metabolic burden at tumor site. Another way to represent treatment response is shown in Figure 6, in which PET data is communicated to the treatment planning computer. Sagittal images of before and after treatment show the change in the tumor.

Fig. 6 Sagittal images pre - and post-radiation therapy in a patient with inoperable lung cancer.

FDG-PET uptake pattern during lung cancer

It is also important to look for changes in the patient's normal tissue because radiation will have an impact. In this patient, here were the findings: (1) baseline — mass right lung base, right hilum, left paratracheal; (2) 900 cGy — unchanged; (3) 1,800 cGy — inflammation in right posterolateral chest; (4) 2,700 cGy — intense increased FDG uptake in the esophagus — esophagitis; (5) 3,600 cGy — paratracheal uptake resolved; (6) 4,500 cGy — decreased uptake in the marrow of the lumbar spine; (7) 5,400 cGy — decreased uptake in the thoracic spine. Finding the optimal methods for displaying the actual response continues to be a challenge, and new ways to do so must be found. PET-CT combines function and anatomy

PET-CT is a major advance because it combines function and anatomy. It can offer (1) huge attenuation correction and through-put increase — it cuts the patient's time in the camera approximately in

310

half; (2) real-time fusion imaging of PET-CT — there are tremendous benefits for PET positive lesions; (3) increasing the confidence that a lesion is malignant as opposed to simply a physiologic site; and (4) benefits to anatomic site of PET positive lesions. Besides, areas of special interest and importance include (1) head and neck: occult tumor; (2) bony metastases; (3) lymph node uptake; and (4) peritoneal implants versus bowel. An excellent study in the New England Journal of Medicine evaluating the staging of NSCLC with PET-CT found that integrated PET-CT provided additional information in 41% (20/49) patients, beyond that provided by conventional visual correlation of PET and CT. In this prospective study, integrated PETCT was performed in 50 patients with proven or suspected NSCLC. CT and PET alone, visually correlated PET and CT, and integrated PET-CT were evaluated separately, and a tumor-node metastasis stage was assigned on the basis of image analysis. Extrathoracic metastases were confirmed histopathologically or by at least one other imaging method. Results

Integrated PET-CT had better diagnostic accuracy than the other imaging methods. Tumor staging was significantly more accurate with integrated PETCT than with CT alone (p = 0.001), PET alone (p < 0.001), or visual correlation of PET and CT (p = 0.013). Node staging was also significantly more accurate with integrated PET-CT than with PET alone (p = 0.013). In metastasis staging, integrated PET-CT increased the diagnostic certainty in two out of eight patients. Conclusions

Tumor staging is more accurate with PET-CT than with CT alone or with PET alone. This is the kind of information that gives one confidence about the site of the lesion and also about the staging. Respiratory gating of PET images

The greatest source of error in accurate localization and quantification on PET and PET/CT of tumors in lung cancer is respiratory motion. There is a significant swing, in small tumors especially and at the base of the lungs, which blurs the image. It spreads the count and radioactivity over a larger vol-


311


ume and thus reduces the number of counts in a particular region. In the Nuclear Medicine department at MSKCC, a physics team of about five people works on medical problems related to nuclear medicine. This group has published several papers relating to respiratory gating in PET-CT. Respiratory-gated PET is used in treatment planning by means of a camera-based unit that monitors the respiratory excursion through a reflector system. The approach is similar to what has been done with gating of cardiac studies in nuclear medicine. Data are collected according to a physiologic signal. A collection of data is triggered in temporal bins related to the physiologic trigger. When the patient takes a breath and it swings up to a peak, the counts are entered in that bin. When the patient exhales and it drops, the counts are entered in that bin. There is also a bin for interbreaths. Nehmeh et al reported on the variability of respiratory motion during 4D-PET-CT acquisition for five lung cancer patients who were monitored by tracking external markers placed on the abdomen. CT acquisition of the lesion occurs in seconds, rather than the 4–6 minutes required for PET scans. As a result, an incongruent lesion position during CT acquisition will bias activity estimates using PET. Methods

CT data were acquired over an entire respiratory cycle at each couch position. The X-ray tube status was recorded by the tracking system, for retrospective sorting of the CT data as a function of respiration phase. Each respiratory cycle was sampled in 10 equal bins. 4D-PET data were acquired in gated mode, where each breathing cycle was divided into 10,500 ms bins. For both CT and PET acquisition, patients received audio prompting to regularize breathing. The 4D-CT and 4D-PET data were then correlated according to their respiratory phases. The respiratory periods and average amplitude within each phase bin, acquired in both modality sessions, were then analyzed.

enabled good correlation between CT and PET data, on a phase-to-phase basis. Comparison of the average amplitude within the respiration trace, between 4D-CT and 4D- PET, on a bin-by-bin basis showed a maximum deviation of approximately 15%. Conclusions

This study proved the feasibility of performing 4D-PET-CT acquisition. Respiratory motion was in most cases consistent between PET and CT sessions, thereby improving both the attenuation correction of PET images and co-registration of PET and CT images. Figure 7 illustrates the difference between gated and ungated images in the region of the tumor. There is a change in the tumor appearance depending on the bin. Some distortion occurs with the tumor that can be quite profound. The lesion in the gated image is smaller in diameter than in the ungated image and also exhibits a change in shape. Therefore, it is highly desirable to control the shape in order to better detect the radioactivity in the lesion as well as to plan for a radiotherapy target volume. Sometimes normal tissue must be irradiated to guarantee that the whole region (nongated) is being irradiated. In a follow-up study, Erdi et al. systematically analyzed the range of activity concentration changes, i.e. SUV, for eight lung lesions in the five lung cancer patients scanned with PET-CT. Methods

In CT, data were acquired in correlation with the real-time positioning system. PET data were acquired after intravenous injection of about 444–555 MBq of 18F-FDG with a 1-hour uptake period. The scanning time was 3 minutes per bed posi-

Results

The average respiratory motion period during 4DCT was within 18% of that in the 4D-PET sessions. This would reflect up to 1.8% fluctuation in the duration of each 4D-CT bin. This small uncertainty


Fig. 7 Gated versus non-gated PET: Treatment planning. 11 Reproduced with permission from the source.


tion for PET. CT images were sorted into 10 phases, with 0% corresponding to end of inspiration (EI) and 50% corresponding to end of expiration (EE). Using the respiration-correlated CT data, images were re-binned to match the PET slice locations and thicknesses.

312

the need for a respiratory tracking device. Both RCDPET and RGPET provide the ability to correct for motion artifacts and more accurately quantify radiotracer uptake within lung lesions. Both methods were evaluated in phantom studies and one patient. Methods

Results

The gated images showed a significant reduction in the apparent volume of the lesions (Fig. 8). Reconstructed PET emission data showed up to a 24% variation in the lesion SUVmax between EI and EE phases. Examination of all the phases showed an SUV variation of up to 30%. Also, in some cases the lesion showed up to a 9 mm shift in location and up to a 21% reduction in size when measured from PET during the EI phase, compared with the EE phase.

Gated

Results

SUVmax

Lesion Volume (cm2)

Non-gated

Patient*

With RCDPET, data were acquired in consecutive 1-second time frames. A point source attached to a rigid foam block was set on the patient's abdomen and was extended into the camera field of view at the level of the lesion by means of a low-density rod. The position of this source was used to track respiratory motion through the consecutive dynamic frames. Image frames corresponding to a user-selected lesion position within the breathing cycle, in correlation with the point source position, were then identified after scanning. The sinograms of the selected image frames were summed and then reconstructed using iterative reconstruction with segmented attenuation correction.

Patient*

Fig. 8 Gated PET effects: Lesion volume and SUVmax. Reproduced with permission from the source.

Phantom studies of both RGPET and RCDPET were within 10% agreement, for both activity quantitation and image noise levels. In a clinical application, the quantitation of the SUVmax and the size of the lesion showed differences of 6% and 2%, respectively, between RCDPET and RGPET measurements. Conclusions

Conclusions

Using respiration-correlated CT for attenuation correction, the fluctuations in PET SUVs could be quantified. Because those changes may lead to estimates of lower SUVs, the respiratory phase during CT scanning needs to be measured or lung motion has to be regulated for imaging lung cancer in routine clinical practice. Drs Nehmeh and Erdi working under the leadership of Dr Humm, in conjunction with engineers from the GE Medical Systems, have begun to refine this technique to evaluate the effect of respiratory gating on pulmonary lesions. They first tested a technique referred to as respiratory-correlated dynamic PET (RCDPET) by comparing it with respiratorygated PET (RGPET). RCDPET enables the acquisition of 4-dimensional PET (4D-PET) data without

RCDPET can be considered a comparable or alternative method to RGPET in reducing the smearing effects due to respiration and improving quantitation of PET in the thorax. One advantage of RCDPET over RGPET is the ability to retrospectively reconstruct the PET data at any phase or amplitude in the breathing cycle. Extending these findings to respiratory-correlated acquisition on PET-CT, Nehmeh, Erdi, et al. evaluated PET imaging of lung lesions on PET-CT through RCDPET. The objectives of the study were: (1) to correct for respiratory motion artifacts in PET imaging; and (2) to match PET and CT phases for the purpose of improving the local co-registration of PET and CT and to more accurately quantitate the lesion SUV. 4D-CT acquisition uses a step-and-shoot tech-


313


nique of (1) axial FOV of 10 mm (four 2.5 mm slices); (2) scan time of (T+1) sec, typically (5+1) sec; (3) tube speed, X-ray of per Rotation/0.5 sec; (4) time interval between images of 0.45 sec. With 4D-PET-CT fusion, a particular time in the respiratory cycle and the same time in the CT respiratory cycle are selected, and the images are then fused simultaneously. Figures 9 and 10 compare images with RC-CT with 4-D-PET-CT fusion. The result is very accurate local co-registration that can then be used to make an attenuation correction and obtain an SUV or other quantification measure. Figure 11 compares RCDPET with 4D-PET-CT to illustrate differences in the appearance of the tumor mass. The latter images are much more sharply defined with better borders. Gating gives a much clearer picture resulting in more than a onethird increase in the quantification. This kind of image provides very valuable treatment planning

Fig. 11 Improved local co-registration: Gated PET versus gated PET with 4D-CT-AC.9 Reproduced with permission from the source.

information. However, it is a challenge in terms of intense computation. What's next?

With the availability of CT, which can provide more accurate quantitation of motion and of the attenuation map, significant statistical data are needed to evaluate the correlation between the motion and the change in the SUV between the gated and nongated measurements. The SUV of lung lesions must be re-evaluated based on 4D-PET-CT acquisition. In addition, discrepancies must be re-evaluated between Ge-68 AC and CT-AC for all organs affected by respiration. This development will have important implications in areas such as the liver for controlling respiratory motion, which is a major problem in terms of lesion detection. Work in that area is just underway. Fig. 9 Respiratory-correlated CT. 6 Reproduced with permission from the source.

Fig. 10 4D-PET-CT fusion. 6 Reproduced with permission from the source.


Automated lesion definition

In a collaborative effort between MSKCC and the GE Global Research Center, Sebastian et al. inserted artificial lesions (based on patient datasets) into normal scans as ‘round truth’ from 35 patients with 278 lesions. Different locations near the organs were chosen, ranging in size from 5 to 40 cc with various levels of SUVs (3.1–7.1). This was used as ground truth from which segmentation algorithms, based on a directionally dependent model of the background, were developed. The segmented tumor volume (Vs) and the embedded tumor volume (Vgt) were compared using the percent true positive and false positive volumes (Table). This technique can be applied to automate


lesions to help in the segmentation of tumor volume. It may also aid us in evaluating tumor mass and the effect of tumor burden on patient response. Until now, this parameter for treatment response has not received much attention because it has been too difficult to evaluate. Automated methodologies, however, should allow us to make that kind of assessment. This program is now available on the GE Advantage workstation at several institutions.

3.

4.

5. Table. Performance Mmetrics for Tumour Segmentation Volume

5 cc

10 cc

25 cc

40 cc

% TPV % FPV

92.5 ± 8.5 39.7 ± 16.9

93.6 ± 7.5 31.0 ± 11.2

93.9 ± 6.2 27.8 ± 8.8

92.4 ± 3.2 22.8 ± 10.9

6.

% TPV = 100*(Vgt^Vs)/Vgt; % FPV = 100*(Vgt – Vs)/Vgt.

7.

Summary and conclusion

We have successfully taken the first step toward 4D-PET-CT acquisition, in an attempt to correct for respiratory motion artifacts in PET imaging of lung lesions. 4D-PET-CT imaging results in improved local co-registration and quantitation (SUV).

8.

REFERENCES

10.

1. Verboom P, van Tinteren H, Hoekstra OS, PLUS study group, et al. Cost-effectiveness of FDG-PET in staging nonsmall cell lung cancer: the PLUS study. Eur J Nucl Med Mol Imag 2003;30:1444–9. Epub 2003 May 29. 2. Downey RJ, Akhurst T, Gonen M, et al. Preoperative F-18

9.

11.

314

fluorodeoxyglucose-positron emission tomography maximal standardized uptake value predicts survival after lung cancer resection. J Clin Oncol 2004;22:3255–60. Lardinois D, Weder W, Hany TF, et al. Staging of nonsmall-cell lung cancer with integrated positron-emission tomography and computed tomography. N Engl J Med 2003;348:2500–7. Nehmeh SA, Erdi YE, Pan T, et al. Quantitation of respiratory motion during 4D-PET/CT acquisition. Med Phys 2004;31:1333–8. Erdi YE, Nehmeh SA, Pan T, et al. The CT motion quantitation of lung lesions and its impact on PET-measured SUVs. J Nucl Med 2004;45:1287–92. Nehmeh SA, Erdi YE, Rosenzweig KE, et al. Reduction of respiratory motion artifacts in PET imaging of lung cancer by respiratory correlated dynamic PET: methodology and comparison with respiratory gated PET. J Nucl Med 2003;44:1644–8. Nehmeh SA, Erdi YE, Pan T, et al. Quantitation of respiratory motion during 4D-PET/CT acquisition. Med Phys 2004;31:1333–8. Sebastian BRM, Manjeshwar RM, Akhurst TA. Evaluation of a segmentation algorithm for tumors in F18 positron emission tomography images. June 21st, 2004 SNM 51st Annual Meeting, Philadelphia. J Nucl Med, Abstract #208. Nehmeh SA, Erdi YE, Pan T, et al. Four-dimensional (4D) imaging of the thorax. Med Phys 2004;31:3179–86. Erdi YE, Macapinlac H, Rosenzweig KE, et al. Use of PET to monitor the response of lung cancer to radiation treatment. Eur J Nucl Med 2000;27:861–6. Nehmeh SA, Erdi YE, Ling CC, Rosenzweig KE, Schoder H, Larson SM, Macapinlac HA, Squire OD, and Humm JL. Effect of respiratory gating on quantifying PET images of lung cancer. J Nucl Med 2002;43:876-81.


Bijlage XVI Artikel 3 Samenvatting

‘PET-CT in Non-Small-Cell Lung Cancer: Value of RespiratoryGated PET’

Het gebruik van PET bij de stadiering van patiënten met NSCLC is rendabel, dit komt hoofdzakelijk door een afname van het aantal nutteloze handelingen. De toevoeging van SUVmax aan de tumorgrootte levert een subgroep van patiënten op die niet meer behandeld kunnen worden. Oorzaak hiervan is dat de ziekte na operatie weer terugkeert. Tumorstadiering is nauwkeuriger mogelijk met behulp van PET-CT dan alleen met PET of CT. De grootste bron van fouten in een nauwkeurige lokalisatie van longkanker bij de PET of de PET-CT wordt veroorzaakt ademhalingsbeweging. In het Memoria Sloan Kettering Cancer Center wordt respiratory-gated PET gebruikt bij de radiotherapieplanning. Op de gatedafbeelding is de laesie kleiner afgebeeld dan op de nongated afbeelding. Respiratorycorrelated dynamic PET (RCDPET) kan als alternatieve methode gebruikt worden voor respiratory gated PET. RCDPET meet erg nauwkeurig de lokale registratie wat gebruikt kan worden voor de verzwakkingscorrectie en het verkrijgen van een SUV-waarde. Door gated te scannen ontstaat een veel duidelijker beeld op het plaatje. Dit leidt weer tot een duidelijkere bepaling van de laesie. De SUV-waarde van de longlaesie kan zo opnieuw en nauwkeuriger worden bepaald door deze nieuwe technieken. Deze ontwikkeling zorgt onder andere voor een verbeterde detectie van laesies in het gebied van de lever, door ademhalingsbewegingen is dit nu nog een groot probleem. Er is succesvol een klein resultaat geboekt op gebied van het reduceren van ademhalingbewegingsartefacten op PET-CT afbeeldingen bij onderzoek naar longkanker.

90

Bijlage XVI Artikel 3 Beoordeling ‘PET-CT in Non-Small-Cell Lung Cancer: Value of Respiratory-Gated PET’ Hoe betrouwbaar is het artikel? Het artikel is in 2005 gepubliceerd in het tijdschrift: Chang Gung Medical Journal. Het is een soort review artikel van diverse onderzoekspublicaties. Het artikel is afkomstig van het Memorial Sloan-Kettering Cancer in New York. Beoordeling/ Analyse De samenvatting is volledig en geeft een goed beeld van wat er in het volledige artikel vermeld wordt. Er wordt alleen niet vermeld dat de conclusies uit diverse artikelen en onderzoeken zijn gevonden. De inleiding is duidelijk en geeft uitleg van de begrippen. Omdat er bij het publiceren van dit artikel geen nieuw onderzoek is gedaan, is er geen onderzoeksmethode beschreven. Telkens wordt er verwezen naar een artikel, dit artikel wordt dan opnieuw geëvalueerd. Aan het einde van het artikel wordt een opsomming en een conclusie weergegeven. Hierin wordt vermeld dat zowel respiratory gated PET (RGPET) en respiratory correlated dynamic PET (RCDPET) beide goede methodes zijn om het aantal ademhalingbewegingsartfeacten te reduceren. Dit zorgt onder andere voor een verbeterde detectie van laesies in het gebied van de lever. Ook staat er een duidelijke referentielijst weergeven van de artikelen dit beoordeeld zijn in dit review artikel.

91

Bijlage XVII Artikel 4 ‘Effect of respiratory Gating on Quantifying PET Images of Lung Cancer’

92

Effect of Respiratory Gating on Quantifying PET Images of Lung Cancer Sadek A. Nehmeh, PhD1; Yusuf E. Erdi, DSc1; Clifton C. Ling, PhD1; Kenneth E. Rosenzweig, MD2; Heiko Schoder, MD3; Steve M. Larson, MD3; Homer A. Macapinlac, MD4; Olivia D. Squire, RN3; and John L. Humm, PhD1 1Department

of of 3Department of 4Department of 2Department

Medical Physics, Nuclear Medicine Service, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York; Radiation Oncology, Nuclear Medicine Service, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York; Radiology, Nuclear Medicine Service, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York; and Nuclear Medicine, The University of Texas, M.D. Anderson Cancer Center, Houston, Texas

We have developed a new technique to gate lung 18F-FDG PET images in synchronization with the respiratory motion to reduce smearing due to breathing and improve quantitation of 18F-FDG uptake in lung lesions. Methods: A camera-based respiratory gating system, the real-time position management (RPM), is used to monitor the respiratory cycle. The RPM provides a trigger to the PET scanner to initiate the gating cycle. Each respiratory cycle is divided into discrete bins triggered at a defined amplitude or phase within the patient’s breathing motion, into which PET data are acquired. The acquired data within the time bins correspond to different lesion positions within the breathing cycle. The study includes 5 patients with lung cancer. Results: Measurements of the lesions’ volumes in the gated mode showed a reduction of up to 34% compared with that of the nongated measurement. This reduction in the lesion volume has been accompanied by an increase in the intensity in the 18F-FDG signal per voxel. This finding has resulted in an improvement in measurement of the maximum standardized uptake value (SUVmax), which increased in 1 patient by as much as 159%. The total lesion glycolysis, defined as the product of the SUVmax and the lesion volume, was also measured in gated and nongated modes and showed a consistency between the 2 measurements. Conclusion: We have shown that image smearing can be reduced by gating 18F-FDG PET images in synchronization with the respiratory motion. This technique allows a more accurate definition of the lesion volume and improves the quantitation specific activity of the tracer (in this case, 18F-FDG), which are distorted because of the breathing motion. Key Words: 18F-FDG; respiratory gating; standard uptake value; total lesion glycolysis; lung cancer J Nucl Med 2002; 43:876 – 881

I

mprovements in the accuracy of diagnostic imaging techniques can have an important impact in delineating malignant structures within the lung and monitoring tumor reReceived Aug. 10, 2001; revision accepted Feb. 21, 2002. For correspondence or reprints contact: Sadek A. Nehmeh, PhD, Department of Medical Physics, Nuclear Medicine Service, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, 1275 York Ave., New York, NY 10021. E-mail: [email protected]

876

THE JOURNAL

OF

sponse to therapy. This is especially critical in radiotherapy, where the accurate definition of the tumor volume and position determines the radiation treatment fields and the volume of irradiated lung. CT is the most frequently used diagnostic technique to provide anatomic and morphologic information. However, CT has a lower sensitivity (68%) and specificity (61%) in lung compared with 18F-FDG PET (87% and 91%, respectively) for detecting disease (1). 18FFDG PET, which takes advantage of the increase in the glucose uptake within lesions (2), can provide metabolic and physiologic information about lesions and is important for staging of the disease. 18F-FDG PET has also been considered to be a useful tool to monitor the tumor response to treatment (2), through measurement of various semiquantification parameters—in particular, the standardized uptake value (SUV). A measured SUV of ⬎2.5 (measured with a filtered backprojection reconstruction algorithm) is usually considered to indicate a higher probability for malignancy (3). The SUV measurement in combination with other parameters, such as the lesion site and the shape (4), is used to make the final assessment of the disease status. Another quantification parameter is the total lesion glycolysis (TLG) (2). In lung cancer, these parameters may be distorted from their actual values because of respiration. Respiratory motion reduces image quality by reducing the target-to-background ratio (contrast), resulting in image blurring. Respiration may also result in overestimation of the lesion size. The consequence of these effects is a possible misidentification of the lesion. The number of counts acquired during a time t, whether the lesion is static or moving, is the same. Therefore, any increase in the apparent lesion size due to motion will decrease the activity concentration per pixel within the lesion (5), thereby reducing the lesion contrast. Consequently, the measured SUVs will underestimate the glucose concentration within the tumors. Therefore, a 2.5 cutoff threshold should not be correlated with malignancy in lung cancer, but a new SUV cutoff threshold must be investigated. The 2.5 cutoff threshold has been obtained

NUCLEAR MEDICINE • Vol. 43 • No. 7 • July 2002

empirically from the evaluation of patients with lesions of different 18F-FDG uptake in different sites and different positions in the lung. Therefore, the intrinsic FDG accumulation used to derive the SUV is smeared by lesion motion caused by respiration. This study removes the statistical uncertainties introduced by motion and suggests reevaluation of the SUV threshold for lung cancer. Because the degree of lesion motion is dependent on the location within the lung (i.e., proximity to the diaphragm), the error associated with activity estimation is site dependent. Hence, an improvement toward reducing the respiratory motion artifacts is needed to improve the level of confidence in the PET measured quantification parameters. These motion artifacts can be compensated by acquiring PET data into discrete bins within each respiratory cycle, with the first bin triggered at a user predefined position within the breathing cycle (5). The number of bins is optimized with the patient’s breathing cycle to minimize the lesion motion within a single time interval. Phantom studies showed a major dependence on the reduction in the smearing effect on the bin size for defined lesion size and motion amplitude (5). Those studies also showed that the reduction in the motion artifacts is a function of the amplitude and the lesion size for a defined bin size. In this article, we present clinical data showing the potential benefits of respiratory gating in PET imaging. Five patients were considered for this study, all with lung cancer. MATERIALS AND METHODS PET Scanner Data were acquired using an Advance PET camera (General Electric Medical Systems, Waukesha, WI), a whole-body scanner with a transaxial field of view (FOV) of 55 cm with 14.75 cm along the axial direction. The scanner contains retractable septa and can be used in 2 dimensions (septa extended) for highresolution imaging (2-dimensional mode used in this study). The image resolution is 4.2-mm full width at half maximum.

Gating System Our gating tool is the Real-Time Position Management (RPM) Respiratory Gating System (Varian Medical Systems, Palo Alto, CA) designed initially for radiotherapy gating. The RPM tracks the respiratory cycle by monitoring the chest motion of the patient through the use of 2 passive reflective markers rigidly mounted on a lightweight plastic block. The block is stabilized on the patient’s abdomen, and its motion is monitored and tracked using an infrared video camera mounted on the PET table (Fig. 1). By simultaneous tracking of the 2 markers, the system maintains calibration of the vertical component of the motion. The motion of the block is displayed by a graphic interface on the screen of the RPM workstation. A training session is performed first, where a prototype of the breathing motion is defined by the RPM. This is done to determine whether the patient’s breathing cycles are regular, compared with the prototype, during the scan. The user is then able to generate a trigger signal (output by the RPM) at a selected phase or amplitude within the breathing cycle. The trigger will then be generated by the RPM every time the phase (amplitude) of the breathing cycle is regular at the defined position compared with the prototype. More details about the RPM system can be found in Kubo et al. (6). Data Acquisition PET data are acquired into discrete bins in synchronization with the breathing cycle. The number of time bins and the duration of each bin are set before obtaining the scan on the PET console. The trigger generated by the RPM is used to flag the first bin in the PET data acquisition cycle. As a result, for each transaxial position along the lesion, multiple images (each corresponding to a 1-time bin) are generated. More details can be found in Nehmeh et al. (5). Because of the short time interval of each bin (300 –500 ms), the lesion motion is expected to be negligible within each of them. Hence, the images reconstructed within each time bin exhibit a reduction in the motion smearing. Patients Five patients were considered prospectively in this study (Table 1). Each of these patients was studied with static and gated PET (10 bins) techniques. All patients had already undergone CT sim-

FIGURE 1.

Patient setup in gated mode.

RESPIRATORY GATING PET • Nehmeh et al.

877

TABLE 1 Summary of Patients’ Data Patient no.

Sex

Age (y)

1 2 3

F F F

59 83 40

4 5

M F

69 69

Tumor site Left hilum Left lower lobe Left peribronchial/ mediastinal Right upper lobe Left hilar

Tumor histology NSCLC NSCLC NSCLC NSCLC Squamous cell

NSCLC ⫽ non–small cell lung cancer.

ulation on an AcQSim (Picker International, Cleveland, OH). Patients were positioned supine with the arms up, using an Alpha Cradle (Alpha Cradle Molds, Akron, OH) to assist immobilization. The PET scans (static and gated) were obtained in the radiotherapy treatment position using the same immobilization technique. The least-moving areas (due to respiration) on the chest of the patient were chosen for the placement of 4 radioopaque markers on CT and PET scans. These areas were determined by observing the patient’s respiration before obtaining the PET scan. The markers were used only to verify the integrity of the CT–PET registration but were not used to determine the registration. Patients were injected intravenously with 370 –555 MBq 18FFDG (provided by the Memorial Sloan-Kettering Cancer Center Radiochemistry/Cyclotron CORE facility) in sterile saline for injection, according to the United States Pharmacopeia standards. This was followed by an uptake phase with the patient in a recumbent position for approximately 45 min; the patient was then positioned in his or her mold on the PET table. The patient first underwent nongated whole-body PET 2-dimensional emission and transmission scanning for clinical management and treatment planning. The standard lung protocol at our center consists of 5 FOVs (14.25 cm per FOV). The total scan time is 35 min (7 min per FOV), consisting of a 4-min emission scan and a 3-min transmis-

FIGURE 2.

878

sion scan. The gated PET study was then performed for just 1 bed position (at the lesion site), using the RPM system to track the motion of the gating block on the patient’s chest. Just before image acquisition, the patient was coached to maintain relaxed breathing, and the RPM was used to ascertain the period of the breathing cycle used to determine the interval of the time bin. This study consisted of a 3-min transmission scan, a 10-min gated emission scan (10 bins), and a 3-min nongated emission scan for evaluation. The patient was coached continually during the gated phase to minimize any irregularity in the breathing cycle. Analysis The acquired PET data were reconstructed into (128 ⫻ 128) matrices using the ordered-subsets expected maximization (OSEM) algorithm, with segmented attenuation correction, and then corrected for attenuation, scatter, and randoms using software supplied by the manufacturer. The gating technique was then evaluated on the basis of the reduction in the total lesion volume measured in the gated mode compared with that in the nongated mode. The total lesion volume, measured in 1 bin, is the product of the slice thickness (4.25 mm) with the sum of the lesion cross sections, in all transaxial slices including the lesion, within the same time bin. The lesion cross sections were determined using the method of Erdi et al. (7). The upper gray scale threshold was set to the maximum activity concentration value within the lesion, whereas the lower threshold was set to 42% of the value of the upper level. This factor is determined on the basis of the signalto-noise ratio in the PET images, as described in Erdi et al. The trigger is initialized on the basis of the regularity of the phase of breathing motion compared with that determined in the training session. Because of the irregularity in the patient’s breathing cycle, only the first bin (corresponding to the trigger position) is reproducible. Consequently, only the data out of the first bin were considered for the gated study, on which the method of Erdi et al. was used to obtain the lesion region of interest. The effect of gating has been investigated on 2 semiquantitative parameters: the SUV, defined as the tissue concentration of 18F-FDG in the structure delineated by the region of interest (kBq/mL) divided by the

Patient coordinate system.

THE JOURNAL

OF


activity injected per gram of body weight (kBq/g); and the TLG, a parameter that measures the change in the total tumor glycolysis due to treatment. The TLG measure is defined as (2): TLG ⫽ SUV 䡠 VolumeLesion.

Eq. 1

The effect of gating on the SUV and the TLG measurements was investigated through a comparison of the gated and the nongated modes for each of the 5 patients. The relative motions of each lesion were estimated in x-, y-, and z-directions (Fig. 2). First, the centroid for each transaxial image (transaxial centroid) was calculated, weighting each pixel by its corresponding activity concentration. The centroid of the whole lesion volume was then calculated, weighting each transaxial centroid by the total activity concentration within the lesion in the corresponding transaxial slice. This was done on a bin-by-bin basis to calculate the motion amplitude determined by the maximum deviation of the centroid within the bins. RESULTS

An example of the effect of gating on reducing the lesion size and shape is shown in Figure 3. This example shows a transaxial slice through 1 patient’s lesion (patient 4) (Fig. 3A). This lesion shows a 13.7% reduction in the total lesion volume (Fig. 3B), which was accompanied by a 20.8% increase in the maximum SUV (SUVmax). The reduction in the tumor volume obtained by gating the 18F-FDG PET scan allowed a decrease in the radiation therapy treatment volume (Fig. 3C). A comparison between the nongated and the gated modes of the measured lesion volumes for the 5 patients analyzed was performed (Fig. 4). Clinical results confirm phantom results (5) and show a reduction in the total lesion volume due to gating. This reduction in the smearing effect, by respiratory gating, leads to an increase in both SUVmax as a consequence of the shrinking in the apparent lesion volume (Fig. 5), as shown in the phantom studies (5). The percentage changes in the apparent lesion volumes and SUVmax are summarized in Table 2. In Figure 6, the maximum TLG (TLGmax) is estimated for the 5 patients in the nongated mode versus the gated mode. The data points are fit with linear functions, which show slopes of 1.01 and 0.97, respectively. Finally, Figure 7 shows the maximum lesion deviations in the lateral (x), anteroposterior (y), and superoinferior (z) directions for the 5 patients. The extremum amplitudes of the lesions’ motions were 12.18 mm (patient 2) and 1.63 mm (patient 5), respectively, in the transaxial (x,y) plane. The variations in the z-direction are substantially smaller because 4 of the 5 lesions analyzed in this study were close to the apex of the lung. DISCUSSION

This study reveals the capability to reduce the breathing motion artifacts by gating PET images in synchronization with respiration. The methodology was applied to 5 patients. A reduction in the apparent lesion volume ranging between 13.8% and 34.6% was achieved by gated acquisition relative to nongated acquisition. The magnitude of the

FIGURE 3. Transaxial 18F-FDG PET image through 1 patient’s lesion in nongated mode (A) and corresponding image in gated mode acquired in first bin (B). (C) Planning target volume in nongated (light blue) and gated (pink) modes. Note that light blue extends under whole pink area. Gating, in this particular case, has mainly spared left lung tissues from high doses.

reduction depends on the lesion size and motion amplitude as shown in phantom studies (5). This suggests that, in clinical applications, the effect of gating should depend on the lesion’s size and site within the lung, which corresponds to different motion amplitudes. The ability to gate PET scans will have a major impact on radiotherapy when the data are combined with gated or


879

TABLE 2 Summary of Percentage Reduction in Lesion Volume and Percentage Increase in SUVmax

FIGURE 4. Comparison between lesion volumes in nongated and gated modes. Gating shows consistency in reducing apparent lesion volume.

deep-inspiration breath-hold CT. A more accurate, welldefined tumor will have 2 major consequences. First, it will improve the definition of the tumor used for radiation treatment planning and, therefore, increase the sparing of normal tissues. This allows escalation of the dose within the tumor volume. So far, we have succeeded in integrating the gated images into the treatment planning system and registering them with nongated CT simulations. Future plans are to register the gated PET images with gated CT for a gated radiotherapy. Second, as reported recently (5), this method will improve the quantitative accuracy of radiotracer uptake, which has been proven in phantom studies (5). We have analyzed the effect of gating on the measurements of SUV and TLG for 18F-FDG. However, the method applies to any other tracer used to probe the biology of the tumor. This improved

FIGURE 5. Comparison between SUVmax in nongated and gated modes. Gating shows consistency in improving accuracy in SUVmax measurements.

880

THE JOURNAL

OF

Patient no.

Volume (%)

SUVmax (%)

1 2 3 4 5

27.65633 34.59119 20.19324 13.79567 27.93120

159.1610 70.4774 7.4646 20.8655 56.5025

accuracy in quantitating the tumor can be very critical when it comes to monitoring its response to therapy. During the course of treatment, the patient’s respiratory cycle might change because of many factors. As a consequence, the measured SUV might increase or decrease accordingly, even if the tumor remains stable. This may result in an incorrect evaluation of treatment response. SUVmax measurements for the 5 patients in this study showed an increase ranging from 7.46% to 156.16%. The most critical case was that of the first patient, for whom an increase in SUVmax from 3.95 to 10.25 was observed. Note that the reported SUVs in this study were measured using the iterative reconstruction with segmented attenuation-corrected (IRSAC) reconstruction algorithm. The SUVmax cutoff threshold is equal to 3.0 when measured with the IRSAC reconstruction algorithm. A measured SUVmax of 3.95 is close to the 3.0 cutoff threshold, which makes the confidence of any prediction of the lesion malignancy based on the SUV measurement less certain. However, a lesion with an SUVmax of 10.25 (in the gated mode) is less likely to be misqualified with false-positive findings. As mentioned earlier, the SUV cutoff threshold should be reconsidered for lung cancer when gating is used. On another hand, gating did not show any effect in the TLG measurements. As it was shown in Figure 6, TLGmax measurements are consistent in the 2 modes and showed a linear distribution with a slope of 1. This is expected because a reduction in the lesion volume is accompanied by an increase in the SUVmax by the same

FIGURE 6. Maximum TLG (TLGmax) measurements in gated mode show linear dependence on those measured in nongated mode because increase in SUVmax should result in reduction in lesion volume by same factor.


the ability to more accurately monitor treatment response in lesions in the thorax. ACKNOWLEDGMENTS

FIGURE 7. Maximum deviations of lesion centroids in x-, y-, and z-directions.

The authors thank all who have contributed to these promising results, in particular Dr. Hassan Mostafavi (Varian Medical Systems) for his help in integrating the RPM system into the gated PET, Dr. Charles Stearns (General Electric Medical Systems) for his cooperation, Saul Miodownik for his help in designing the gating circuit for the PET scanner, and the members of the Memorial SloanKettering Cancer Center mechanical and electronics shops for their help in designing different components of the experimental gating system. This study was supported in part by National Institutes of Health grant P01-CA-59017. REFERENCES

factor. This is true because the total activity concentration within the lesion is conserved. Recent studies have shown that enhanced 18F-FDG uptake in tumor is largely dependent on the elevated glucose metabolism. 18F-FDG uptake is affected by tumor hypoxia (8 –10), which is an important suspected reason for the failure of the radiotherapy (11) due to increased tumor radioresistance (8). The respiratory gating studies in this investigation will assist in improving the quantitation of regional tumor hypoxia with PET hypoxia imaging agents such as 1-18F-fluoroalkyl-2-nitroimidazoles (12), 124I-iodoazomycin-galactoside (13), and 64Cu-labeled Cu(II)-diacetyl-bis(N4-methylthiosemicarbazone (14). With dose sculpting using intensity-modulated radiation therapy, we can help to design a 3-dimensional dose map within the target volume, with appropriately weighted doses to voxels associated with acute hypoxia, which may not be possible with nongated methods due to signal smearing. CONCLUSION

We have shown that respiratory motion can be a major effect in decreasing the accuracy in measuring the radiotracer uptake. A gating technique has been developed to account for respiratory motion artifacts in 18F-FDG PET of lung cancer. Respiratory gating reduces activity smearing on PET images. Consequently, an improved accuracy in defining and quantitating the tumor, in particular through the SUV measurement, is observed. This method also offers

1. Gupta NC, Tamim WJ, Graeber GG, et al. Mediastinal lymph node sampling following positron emission tomography with fluorodeoxyglucose imaging in lung cancer staging. Chest. 2001;120:521–527. 2. Larson S, Erdi Y, Akhurst T, et al. Tumor treatment response based on visual and quantitative changes in global tumor glycolysis using PET-FDG imaging: the visual response score and the change in total lesion glycolysis. Clin Positron Imaging. 1999;2:159 –171. 3. Lowe VJ, Fletcher JW, Gobar L, et al. Prospective investigation of positron emission tomography in lung nodules. J Clin Oncol. 1998;16:1075–1084. 4. Brink I, Reinhardt MJ, Hoegerle S, et al. Increased metabolic activity in the thymus gland studied with 18F-FDG PET: age dependency and frequency after chemotherapy. J Nucl Med. 2001;42:591–595. 5. Nehmeh SA, Erdi YE, Rosenzweig KE, et al. Effect of respiratory gating on reducing lung motion artifacts in PET imaging of lung cancer. Med Phys. 2002; 29:336 –371. 6. Kubo H, Len P, Minohara S, Mostafavi H. Breathing-synchronized radiotherapy program at the University of California Davis Cancer Center. Med Phys. 2000; 27:346 –353. 7. Erdi Y, Mawlawi O, Larson S, et al. Segmentation of lung lesion volume by adaptive positron emission tomography image thresholding. Cancer. 1997;80: 2505–2509. 8. Ling CC, Humm J, Larson S, et al. Towards multidimensional radiotherapy (MD-CRT): biological imaging and biological conformality. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2000;47:551–560. 9. Clave AC, Brown RS, Wahl RL. Fluorodeoxyglucose uptake in human cancer cell lines is increased by hypoxia. J Nucl Med. 1995;36:1625–1632. 10. Burgman P, O’Donoghue A, Humm J, et al. Hypoxia-induced increase in FDG uptake in MCF7 cells. J Nucl Med. 2001;42:170 –175. 11. Hockel M, Schlenger K, Mitze M, et al. Hypoxia and radiation response in human tumors. Semin Radiat Oncol. 1996;6:3–9. 12. Rasey JS, Koh WJ, Evans ML, et al. Quantifying regional hypoxia in human tumors with positron emission tomography of (18F) fluoromisonidazole: a pretherapy study of 37 patients. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 1996;36:417– 428. 13. Chapman JD, Engelhardt EL, Stobbe CC, et al. Measuring hypoxia and predicting tumor radioresistance with nuclear medicine assays. Radiother Oncol. 1998;46: 229 –237. 14. Lewis JS, Laforest R, Buettner TL, et al. Copper-64-diacetyl-bis(N4-methylthiosemicarbazone): an agent for radiotherapy. Proc Natl Acad Sci USA. 2001;98: 1206 –1211.


881

Bijlage XVIII Artikel 4 Samenvatting

‘Effect of respiratory Gating on Quantifying PET Images of Lung Cancer’

Er is een nieuwe techniek ontwikkeld om FDG-PET afbeeldingen gelijktijdig te kunnen scannen met de ademhaling van de patiënt. Deze nieuwe gated scanmethode kan ervoor zorgen dat de activiteit minder uitgesmeerd geregistreerd kan worden en verbeterd zo de registratie van FDG-uptake in longlaesies. Er is gebruik gemaakt van een breath-gated systeem waarbij gescand is met Realtime Position Management (RPM). Dit houdt in dat er gebruik is gemaakt van een lichtgewicht blokje met markers erop. Deze wordt op de buik van de patiënt geplaatst en gevolgd met een infraroodcamera. Het RPM systeem geeft een trigger aan de PET om aan te geven hoe de ademhalingscyclus loopt. Elke cyclus wordt opgedeeld in verschillende bins. Hierbij wordt gekeken naar de fase en de amplitude van het ademhalingsmoment. De verkregen PET-data wordt hieraan gekoppeld. Deze studie is gebaseerd op onderzoek van 5 patiënten met longkanker. Volgens metingen bleek het volume van laesies die gescand waren volgens de gated scanmethode, soms 34% kleiner te zijn dan in de nongated scanmethode. Deze afname komt doordat beweging in de laesie zichtbaar wordt. De intensiteit van een laesie neemt toe, de laesie heeft zich immers minder verplaatst tijdens het scannen en heeft dus meer uitgezonden op dezelfde plaats. De SUV-waarde is dan ook erg toegenomen, bij 1 patiënt zelfs 159% ten op zichte van de nongated scanmethode. De totale laesie glycolyse, gedefinieerd als een product van de maximale SUV-waarde en het volume van de laesie, is gemeten in de gated en in de nongated versie. Hieruit bleek dat er een constante samenhang tussen deze gegevens is. Uit het onderzoek is gebleken dat door de gated scanmethode met behulp van de ademhaling van de patiënt, de geregistreerde activiteit inderdaad kan worden gedetecteerd zonder dat het veel wordt uitgesmeerd. Deze techniek zorgt er dus voor dat een laesie nauwkeuriger kan worden afgegrensd. Ook kan de radioactieve stof (in dit geval FDG) specifieker worden gedetecteerd.

99

Bijlage XVIII Artikel 4 Beoordeling

‘Effect of respiratory Gating on Quantifying PET Images of Lung Cancer’

Hoe betrouwbaar is het artikel? Dit artikel is gevonden via de zoekmachine in PubMed. Het artikel komt het medische vakblad ‘The Journal of Nuclear Medicine’. Het artikel is ingezonden in augustus 2001 en gepubliceerd in juli 2002. Beoordeling/ Analyse Het artikel begint met een samenvatting van het gehele artikel. Hierin wordt kort en bondig verwoordt wat er is onderzocht, waarom en wat de resultaten van het onderzoek zijn. In de inleiding wordt uitgelegd dat vooral het volume van de laesie bepalend is voor een behandeling door middel van radiotherapie en een evaluatie van deze behandeling. Het te bestralen gedeelte bij de radiotherapie moet namelijk niet groter zijn dan nodig. Ook de waarde van de SUV geeft in zekere waarde de maligniteit weer. De onderzoekers hebben een nieuwe techniek geïntroduceerd. Dit hebben ze gedaan om de statische onzekerheden te verminderen. De onderzoekers van deze studie hebben aan de hand van de toenmalige kennis een nieuwe techniek ontwikkeld om FDG PET onderzoek bij patiënten met longkanker gated uit te kunnen voeren. De onderzoeksmethode staat duidelijk beschreven. Er wordt uitgelegd met welke apparatuur is gescand en welke parameters er zijn gebruikt. Het onderzoek is gedaan onder 5 patiënten, van zowel het mannelijke als het vrouwelijke geslacht. Deze populatie is niet erg groot. De leeftijd van deze patiënten wisselde van 40 tot 83 jaar. 4 van de 5 patiënten hadden een Non Small Cell Lung Carcinoma en 1 patiënt had een Squamous cell carcinoma. Al deze patiënten zijn gated en nongated gescand, dit is gedaan om een juiste vergelijking te kunnen maken. Verschillen vallen zo sneller op. Tijdens beide studies waren patiënten op dezelfde manier gepositioneerd als bij de radiotherapiebehandeling. Dit was van belang omdat de behandeling in dezelfde houding plaatsvindt. Alle patiënten werden geïnjecteerd met 370555 MBq 18F-FDG en hebben een inwerktijd gehad van ongeveer 45 minuten. Allereerst is er nongated gescand, deze scan heeft ongeveer 35 minuten geduurd. Vervolgens is er gated gescand gedurende 13 minuten maar dan maar op 1 bedpositie, ter plaatse van de longtumor. De resultaten geven weer dat gating er voor zorgt dat de laesies kleiner zijn dan bij de nongated scanmethode, maar dat de SUV-waarde hoger ligt. Dit is te verklaren want doordat de laesie ‘niet bewogen’ heeft tijdens de gated scan is de concentratie van FDG veel hoger op éénzelfde plaats. Hieraan is een nieuwe waarde gekoppeld voor het weergeven van de resultaten, TLG. Deze waarde geeft het product van de SUV en het volume van de laesie weer. Ook deze gegevens zijn verwerkt in de resultaten. Tot slot is er gekeken naar de beweging van de tumor, in zowel de X-, Y- en Z-richting. Twee belangrijke conclusies komen naar voren uit het onderzoek, allereerst zal de planning van de radiotherapie aangepast (kunnen) worden aan de hand van de breathgated scanmethode. Ten tweede kan het respons van de behandeling veel beter worden geëvalueerd. Gedurende de behandeling kan de ademhalingscyclus van de patiënt behoorlijk variëren, zo kan het lijken dat de behandeling heel erg goed aanslaat of juist niet. Omdat daarvoor nu gecorrigeerd wordt, kan er nauwkeuriger naar het respons gekeken worden.

100

Bijlage XIX Artikel 5 ‘Quantitation of respiratory motion during 4DPET/CT acquisition’

101

Quantitation of respiratory motion during 4D-PETÕCT acquisition S. A. Nehmeha) and Y. E. Erdi Department of Medical Physics, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

T. Pan General Electric Medical Systems, Waukesha, Wisconsin

E. Yorke and G. S. Mageras Department of Medical Physics, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

K. E. Rosenzweig Department of Radiation Oncology, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

H. Schoder Department of Radiology, Nuclear Medicine Service, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

H. Mostafavi Varian Medical Systems, Palo Alto, California

O. Squire Department of Radiology, Nuclear Medicine Service, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

A. Pevsner Department of Medical Physics, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

S. M. Larson Department of Radiology, Nuclear Medicine Service, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

J. L. Humm Department of Medical Physics, Memorial Sloan-Kettering Cancer Center, New York, New York 10021

共Received 3 December 2003; revised 16 February 2004; accepted for publication 25 March 2004; published 12 May 2004兲 We report on the variability of the respiratory motion during 4D-PET/CT acquisition. The respiratory motion for five lung cancer patients was monitored by tracking external markers placed on the abdomen. CT data were acquired over an entire respiratory cycle at each couch position. The x-ray tube status was recorded by the tracking system, for retrospective sorting of the CT data as a function of respiration phase. Each respiratory cycle was sampled in ten equal bins. 4D-PET data were acquired in gated mode, where each breathing cycle was divided into ten 500 ms bins. For both CT and PET acquisition, patients received audio prompting to regularize breathing. The 4D-CT and 4D-PET data were then correlated according to their respiratory phases. The respiratory periods, and average amplitude within each phase bin, acquired in both modality sessions were then analyzed. The average respiratory motion period during 4D-CT was within 18% from that in the 4D-PET sessions. This would reflect up to 1.8% fluctuation in the duration of each 4D-CT bin. This small uncertainty enabled good correlation between CT and PET data, on a phase-to-phase basis. Comparison of the average-amplitude within the respiration trace, between 4D-CT and 4D- PET, on a bin-by-bin basis show a maximum deviation of ⬃15%. This study has proved the feasibility of performing 4D-PET/CT acquisition. Respiratory motion was in most cases consistent between PET and CT sessions, thereby improving both the attenuation correction of PET images, and coregistration of PET and CT images. On the other hand, in two patients, there was an increased partial irregularity in their breathing motion, which would prevent accurately correlating the corresponding PET and CT images. © 2004 American Association of Physicists in Medicine. 关DOI: 10.1118/1.1739671兴 Key words: respiratory motion, 4D-PET/CT I. INTRODUCTION Respiratory motion is a major source of error when determining tumor location and burden by CT and PET, and when quantitating radiotracer uptake by PET. Error in the determination of 18FDG uptake may have an impact on patient man1333

Med. Phys. 31 „6…, June 2004

agement. Inaccuracy in tumor localization for radiotherapy may result in either geographic miss of part of the tumor, or higher exposure to normal tissues. Many techniques have been developed to compensate for respiratory motion artifacts in CT and radiation therapy, including breath-hold

0094-2405Õ2004Õ31„6…Õ1333Õ6Õ$22.00

© 2004 Am. Assoc. Phys. Med.

1333

1334

Nehmeh et al.: Respiration PETÕCT

methods 共DIBH and ABC兲,1– 4 respiratory gating,5–9 respiratory correlated CT 共RCCT兲,10,11 and 4D-CT.12 To correct for respiratory motion artifacts in PET, two methods have been reported; Gated-PET 共GPET兲,13,14 and respiratory correlated dynamic PET 共RCDPET兲.15 All these techniques have tackled the problem of respiratory motion artifacts in CT and PET images separately. However, with the introduction of the combined PET/CT, CT and PET cannot be addressed as separate modalities, but as a combined one, where a unified solution has to be optimized for both acquisitions. Discrepancies between the CT and PET image sets, especially in the thorax, is a major problem for diagnostic accuracy. Because CT images are used to correct for attenuation in PET images, a mismatch between the two sets of images can lead to errors in tumor localization. In a case study, Sarikaya et al. have reported on mislocalizing a liver lesion to the right lung.16 In radiotherapy simulation, these discrepancies can also be a problem when defining the planning target volume based on combined PET/CT images. Ciernik et al.17 have investigated the feasibility of performing radiotherapy simulation using combined PET/CT units. They showed that the largest mismatch between PET and CT was in lung, due to respiration.17 A previous study reported on a method of acquiring 4D-PET/CT where both 4D-CT and 4DPET data were acquired.12,18 In that study, the CT data set corresponding to a chosen breathing phase were used to correct for attenuation in the corresponding PET images. Additionally, a more accurate spatial co-registration was used.18 Such a technique becomes feasible only when the pattern of respiration during CT matches that during the PET data acquisition. The focus of this study is to determine the variability of the respiratory motion during CT and PET, and to evaluate the correlation of these two data sets. In the following, we describe the 4D-PET/CT acquisition protocol during which the respiratory traces were acquired. The quantitation of their correlation accuracy offers a better understanding of the goodness of their co-registration. II. MATERIALS AND METHODS A. Respiratory motion tracking

Patient respiratory motion was acquired using the Varian Real-Time Position Management 共RPM兲 Respiratory Gating System 共Varian Medical Systems, Palo Alto, CA兲 which was initially designed for radiotherapy gating. The RPM was used to monitor and track the patient respiratory motion. This is performed by tracking the vertical displacement of two infrared reflective markers rigidly mounted on a plastic block on the patient’s abdomen by means of an infrared video camera, mounted on the PET table 共Fig. 1兲. The motion of the block is displayed by a graphical interface on the RPM workstation. The user can select a point in the respiratory cycle to generate a trigger that initiates the acquisition cycle in gated-PET.13,14 The CT tube ON/OFF state can also be recorded with the respiration trace for retrospective selection of CT images.12 The motion trace is sampled at a rate of 30 Hz. At each sample, the RPM system records the amplitude and phase, recorded along with two additional flags. The first Medical Physics, Vol. 31, No. 6, June 2004

1334

FIG. 1. Patient setup during 4D-PET/CT acquisition. The RPM camera and infrared illuminator system is mounted at the foot of the couch and tracks the motion of a passive reflecting marker block placed on or below the xyphoid tip of the patient.

flag indicates when the trigger is delivered and indicates the first bin in the case of gated PET acquisition.13,14 The second flag is used for retrospective 4D-CT, and reflects the time during which the CT x-ray tube is on. B. PETÕCT scanner

PET and CT data were acquired on a Discovery LS PET 共Advance NXi兲/CT共LightSpeed 4- slice兲 scanner 共GEMS, Waukesha, WI兲. The Lightspeed CT has a 50 cm transaxial field of view 共FOV兲, and enables one to acquire images with slice thickness ranging between 0.63 and 20.0 mm. The tube current is variable between 10 and 440 mA, and the tube voltage settings are 80, 100, 120, and 140 kVp. The PET Advance NXi scanner is a whole body scanner with a transaxial field of view of 55 cm, and 15.2 cm along the axial direction. The scanner has septa for two-dimensional highresolution imaging acquisition mode. The image resolution is 4.2 mm full width at half maximum. This scanner enables one also to acquire emission data in the gated mode, with a total number of bins per respiratory cycle equal to 20. C. CT data acquisition

CT data were acquired in cine mode, using a ‘‘step and shoot’’ technique, where the x-ray tube was set ON at consecutive couch positions, and turned OFF when the couch translated from one position to the following one. During the acquisition of our data, an axial field of view of 10 mm at each bed position, a cine duration of one respiratory period of the patient plus 1 s, and a gantry rotation of 0.5 s were used. The cine interval between images was 0.45 s, and the total reconstruction angle was 360°. The axial extent of the scans covered the whole lung from the apex to 1 to 2 cm below the diaphragm at end inspiration. More details about this protocol can be found in Pan et al.12 This data acquisition takes on average about 3 min, depending on the patient breathing period, and axial length of the lungs.

1335


1335

D. PET data acquisition

Gated PET data were acquired prospectively, similar to cardiac-gating technique, following the 4D-CT, and a clinical PET/CT study. At all times, the patients remained in the same position as during 4D-CT acquisition. PET data were acquired in the Gated mode, for 10 min, and in ten 0.5 s bins. The gated scan was centered at the lesion position with one FOV. A trigger was delivered by the RPM, to the PET scanner, to initialize the first bin. The trigger position was preselected by the user at end expiration, using phase gating mode on the RPM. More specific details on this acquisition method can be found in Nehmeh et al.13,14 E. Patient data and preparation

Five lung cancer patients who had been simulated for gated radiotherapy were included in this study. The patients had been trained to follow customized and then recorded verbal breathing instructions 共‘‘breathe in, breathe out’’兲 during their radiotherapy simulations.19 The same instructions were used during the 4D-PET/CT studies. The period of the recorded instruction was matched according to the individual patient’s normal breathing tempo. Each of the patients was injected intravenously with 555 MBq of 18F 2-fluoro-2deoxy-D-glucose ( 18FDG). This was followed by an uptake phase in a recumbent position for approximately 45 min. The patients were then set up as during the simulation CT, i.e., in a supine position with arms up, using an Alpha Cradle 共Alpha Cradle Molds, Akron, OH兲 to assist immobilization. F. 4D-PETÕCT data processing

The 4D-CT uses the respiratory signal recorded by the RPM system to sort the CT images, time-stamped during the reconstruction, into ten equally spaced phases. In addition, the CT images were re-binned to ensure the center locations of the CT images at each phase coincide with the center locations of the PET images, and having the same slice thickness as the PET images.12 CT images from each respiratory phase were used to correct for attenuation in the corresponding gated- PET bin, and then fused with them. G. RPM data processing

The respiratory signals acquired during each bed position for 4D-CT and during 4D-PET were binned into ten phase bins, where a full respiratory cycle is defined by 2␲ rad, and 0 phase corresponds to end of inspiration. The average amplitude in each bin and the period of each cycle were calculated, and compared between the two sessions. III. RESULTS Figures 2 and 3 show the breathing traces from multiple respiratory cycles during the cine-CT 共a兲 and gated-PET 共b兲 sessions, for patients 1 and 5, respectively. Maximum displacement indicates end inhalation. During 4D-CT 关Fig. 2共a兲兴, the breathing trace of patient 1 was quite irregular, despite the verbal instruction. During the 4D-PET session 关Fig. 2共b兲兴, approximately 45 min later, the patient’s ability Medical Physics, Vol. 31, No. 6, June 2004

FIG. 2. Respiratory trace for patient 1 during 4D-CT 共a兲, and 4D-PET 共b兲.

to follow the breathing instructions improved, resulting in more regular breathing. During the 4D-CT session for patient 5 关Fig. 3共a兲兴 the breathing motion was regular, but became irregular as the study proceeded into the 4D-PET study 关Fig. 3共b兲兴. Both these effects may result in inaccurate matching of respiration phases between the PET and CT images, thereby adversely affecting the accuracy of the attenuation correction in the PET images, as well as the accuracy of the PET-to-CT registration. Figure 4 illustrates two cases where irregular breathing results in an erroneous determination of the period by the RPM system, such that it is several times longer than the regular breathing period determined at the beginning of the PET/CT study 关in this case during radiotherapy simulation—Fig. 4共a兲兴 or significantly shorter 关Fig. 4共b兲兴. Figure 5 compares the average breathing period during the 4D-CT and gated PET sessions for each of the five patients. The figure also shows each patient’s breathing period as it was customized, and then used in the recorded instruction, during the radiotherapy simulation session. The error bars shown for the 4D-CT data indicate the minimum and maximum measured periods whereas for the 4D-PET corresponding data, the error bars indicate the standard deviation of the breathing periods. This is because in PET acquisition, data are averaged over 10 min of acquisition. The data show that the breathing periods during 4D-CT are well within one standard deviation of the breathing period during 4D-PET. Figure 6 shows the percent deviation, within each phase bin, of the average amplitude during 4D-CT from that during 4D-PET. Patients 2 and 3 show a pronounced deviation from the 4D-PET data, which suggests the necessity to perform

1336


1336

FIG. 4. Example of the breathing cycle determined by the RPM system during irregular breathing that is 共a兲 longer 共patient 1兲, or 共b兲 shorter 共patient 3兲 than the period for regular breathing, resulting in an inconsistency in the phase definition.

FIG. 3. Respiratory trace for patient 5 during 4D-CT 共a兲, and 4D-PET 共b兲.

4D-PET/CT acquisition as a function of both the amplitude and the phase of the breathing motion, rather than as a function of only amplitude or phase alone. IV. DISCUSSIONS The combination of CT and PET in one unit has introduced new difficulties associated with respiration which result in PET-CT image misregistration, degradation in the attenuation correction of PET images, blurring of internal structures, and possible mislocalization of the tumor, especially within the thorax and abdomen. To improve the quantitation of PET emission images and tumor localization, PET and CT images must accurately co-register. This is not a trivial task due to the large discrepancy between the acquisition times of PET and CT. To account for the internal organ motion due to respiration, a 4D–PET/CT protocol has been developed. This protocol enables the PET and CT data to be individually divided into different phases of the respiratory cycle thus permitting data from both modalities to be matched at the same phase. However, the success of such a method does not depend on the technology alone, but primarily on the cooperation of the patient, and his/her ability to maintain a regular breathing pattern. To improve the regularity of the breathing motion, the patient is trained to follow Medical Physics, Vol. 31, No. 6, June 2004

verbal instructions. Although this has been shown to result in significantly better breathing regularity than un-coached free breathing,6,9,10 it does not always achieve perfect stability, as shown in Figs. 2 and 3. We did not observe any trend on patient reactions during the two studies. Figures 2 and 3 show that the breathing regularity of patients 1 and 5 changed oppositely for the CT and PET studies, as shown in Figs. 2 and 3 for patients 1 and 5, respectively. Visual prompting was not available for this study, although the pa-

FIG. 5. Average breathing period, for each patient, during 4D-CT 共averaged over all bed positions兲, compared to the average breathing period during 4D-PET. The breathing period of the verbal instruction (T) as customized during the radiotherapy simulation for every patient is also shown.

1337


FIG. 6. Percent deviation, within each phase bin, of the average amplitude during 4D- CT, from that during 4D-PET. This is represented for all five patients, however, a few data points are not shown due to their very small values.

tients were given visual prompting at simulation. Visual prompting may improve the regularity of breathing amplitude, as shown in Ref. 9. In the 4D-PET/CT protocol used in our study, the CT data at each couch position are acquired for a time equaling one breathing period 共as determined from the verbal instruction customization兲, plus one second. CT images are retrospectively sorted into ten phase bins, according to the phase calculated by the RPM. In contrast, gated PET data are collected into time bins for which the duration and start phase are defined prospectively by the user. Each cycle is defined by the RPM, by a full phase of 2␲ rad, regardless of its period. However, during data acquisition, the breathing motion might become irregular, and hence, the period may deviate from the period pre-determined at the beginning of the study. Figure 4共a兲 shows one breathing cycle from patient 1, where the breathing period has increased by approximately 230% from its pre-determined value 共5 s兲. In such a case, the breathing motion is irregular, and it will be flagged as such in the trace data file. During 4D-CT acquisition, in which this patient’s acquisition time at each couch position was 6 s (5 ⫹1 s), data corresponding to just up to 36% phase will be available for reconstruction irregularities in the breathing cycle produce de-synchronization of the specific phases. As a consequence, tumor position may be shifted relative to the same phase in a regular breathing cycle, or the two may even not correlate at all. Thus, it is not possible to assign a correct phase to the data during intervals of irregular breathing, and consequently, the CT-to-PET matching according to phase is also deteriorated during those intervals. During gated PET acquisition, such breathing irregularities result in a spillover of data corresponding to one bin into other bins. Figure 4共b兲 shows a breathing cycle from patient 3, where the period has decreased by as much as 75% from its optimized value. That would yield a smearing effect in gated PET, and shorter scan time in 4D-CT, thus noisier images. Such irregularities are not that critical in gated PET, if they are not frequent, as they will be averaged over time. However, in cine-CT, because the acquisition time at each bed position is limited by the dose delivered to the patient, data will be restricted, on avMedical Physics, Vol. 31, No. 6, June 2004

1337

erage, to less than two cycles. In addition to the issues discussed earlier, such irregularities during cine-CT acquisition would yield a set of CT images that does not match the gated PET data on a phase-by-phase. Consequently, the quality of the attenuation correction in the PET will be degraded, as well as the PET-to-CT registration. In Fig. 5, the error bars in the cine CT data represent the minimum and the maximum respiratory periods at each bed position. This is significant because during the cine CT acquisition, just one and a partial respiratory cycles are acquired at each bed position. However, in gated PET, data are averaged over many 共at least 120兲 cycles. Therefore, the standard deviations are represented by the error bars. Figure 5 shows that the respiratory periods in the CT mode in all five patients’ studies have been well within the standard deviations of the gated PET studies. This constitutes the first condition to a successful match between CT and PET data. The consistency in the breathing period becomes useful just in case the amplitude of the breathing motion, within each phase bin, is regular. Otherwise, PET and CT data would match temporally, but not spatially. Fig. 6 shows an increased percent 共up to 18%兲 deviation in the phase bins ranging between 35% and 65%, for patients 2 and 3. This suggests that registration between the two modalities at all phases of the respiratory cycle may not be possible. V. CONCLUSION This study investigated the feasibility of 4D-PET/CT acquisition. It examined five lung cancer patients, who were given recorded breathing instruction to maintain a regular breathing period, and who were trained during a prior simulation session with visual prompting to maintain a regular breathing amplitude. Analysis of each patient’s breathing trace during CT and subsequent PET showed that, despite training, two of the five patients were not able to maintain regular breathing at end inspiration. This has resulted in an increased percent deviation in the breathing trace amplitude, within each of those bins, between PET and CT. Consequently, PET-to-CT correlation should not be performed for phases near end inspiration. However, for all the other bins during which the patient could maintain a regular breathing during both CT and PET sessions, this would allow one to accurately correlate PET and CT data in the bins during which the patient’s breathing was regular. Consequently, this should result in a more accurate registration of PET and CT images temporally and spatially, with improved phase-based attenuation correction. ACKNOWLEDGMENTS The authors would like to acknowledge the support that has been provided by Varian Medical Systems, and General Electric Medical Systems. a兲

Author to whom all correspondence should be addressed; electronic mail: [email protected] 1 D. Mah, J. Hanley, K. E. Rosenzweig, E. Yorke, L. Braban, C. C. Ling, S. A. Leibel, and G. Mageras, ‘‘Technical aspects of the deep inspiration

1338


breath-hold technique in the treatment of thoracic cancer,’’ Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 48, 175–185 共2000兲. 2 J. Hanley et al., ‘‘Deep inspiration breath-hold technique for lung tumors: The potential value of target immobilization and reduced lung density in dose escalation,’’ Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 45, 603– 611 共2000兲. 3 J. W. Wong et al., ‘‘The use of active breathing control 共ABC兲 to reduce margin for breathing motion,’’ Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 44, 911–919 共1999兲. 4 L. A. Dawson, K. K. Brock, S. Kazanjian, D. Fitch, C. J. McGinn, T. S. Lawrence, R. K. Ten Haken, and J. Balter, ‘‘The reproducibility of organ position using active breathing control 共ABC兲 during liver radiotherapy,’’ Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 51, 1410–1421 共2001兲. 5 H. D. Kubo and B. C. Hill, ‘‘Respiration gated radiotherapy treatment: A technical study,’’ Phys. Med. Biol. 41, 83–91 共1996兲. 6 G. S. Mageras, E. Yorke, K. E. Rosenzweig, L. Braban, E. Keatley, E. Ford, S. A. Leibel, and C. C. Ling, ‘‘Fluoroscopic evaluation of diaphragmatic motion reduction with a respiratory gated radiotherapy system,’’ J. Appl. Clin. Med. Phys. 2, 191–200 共2001兲. 7 E. Ford, G. S. Mageras, E. Yorke, K. E. Rosenzweig, R. Wagman, and C. C. Ling, ‘‘Evaluation of respiratory movement during gated radiotherapy using film and electronic portal imaging,’’ Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 52, 522–531 共2002兲. 8 R. Wagman, E. Yorke, P. Giraud, E. Ford, K. Sidhu, G. Mageras, B. Minsky, and K. Rosenzweig, ‘‘Reproducibility of organ position with respiratory gating for liver tumors: Use in dose-escalation,’’ Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 55, 659– 668 共2003兲. 9 S. S. Vedam, V. R. Kini, P. J. Keall, V. Ramakrishnan, H. Mostafavi, and R. Mohan, ‘‘Quantifying the predictability of diaphragm motion during respiration with a noninvasive external marker,’’ Med. Phys. 30, 505–513 共2003兲. 10 E. C. Ford, G. S. Mageras, E. Yorke, and C. C. Ling, ‘‘Respirationcorrelated spiral CT: A method of measuring respiratory-induced anatomic motion for radiation treatment planning,’’ Med. Phys. 30, 88 –97 共2003兲.

Medical Physics, Vol. 31, No. 6, June 2004

1338 11

S. S. Vedam, P. J. Keall, V. R. Kini, H. Mostafavi, H. P. Shukla, and R. Mohan, ‘‘Acquiring a four-dimensional computed tomography dataset using an external respiratory signal,’’ Phys. Med. Biol. 48, 45– 62 共2003兲. 12 T. Pan, T. Y. Lee, E. Rietzel, and G. T. Y. Chen, ‘‘4D-CT imaging of a volume influenced by respiratory motion on multi-slice CT,’’ Med. Phys. 共in press兲. 13 S. A. Nehmeh, Y. E. Erdi, K. E. Rosenzweig, H. Schoder, S. M. Larson, O. D. Squire, and J. L. Humm, ‘‘Reduction of respiratory motion artifacts in PET imaging of lung cancer by respiratory correlated dynamic PET: Methodology and comparison with respiratory gated PET,’’ J. Nucl. Med. 44, 1644 –1648 共2003兲. 14 S. A. Nehmeh, Y. E. Erdi, C. C. Ling, K. E. Rosenzweig, H. Schoder, S. M. Larson, H. A. Macapinlac, O. D. Squire, and J. L. Humm, ‘‘Effect of respiratory gating on quantifying PET images of lung cancer,’’ J. Nucl. Med. 43, 876 – 881 共2002兲. 15 S. A. Nehmeh, Y. E. Erdi, C. C. Ling, K. E. Rosenzweig, O. D. Squire, L. E. Braban, E. Ford, K. Sidhu, G. S. Mageras, S. M. Larson, and J. L. Humm, ‘‘Effect of respiratory gating on reducing lung motion artifacts in PET imaging of lung cancer,’’ Med. Phys. 29, 366 –371 共2002兲. 16 I. Sarikaya, H. W. D. Yeung, Y. Erdi, and S. M. Larson, ‘‘Respiratory artefact causing malpositioning of liver dome lesion in right lower lung,’’ Clin. Nucl. Med. 28, 943–944 共2003兲. 17 I. F. Ciernik, E. Dizendorf, B. G. Baumert, B. Reiner, C. Burger, J. B. Davis, U. M. Lu¨tolf, H. C. Steinert, and G. K. Von Schulthess, ‘‘Radiation treatment planning with an integrated positron emission and computer tomography 共PET/CT兲: A feasibility study,’’ Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 57, 853– 863 共2003兲. 18 S. A. Nehmeh, Y. E. Erdi, G. Mageras, T. Pan, E. Yorke, H. Mostafavi, D. Hurley, O. Squire, J. L. Humm, H. Schoder, S. M. Larson, and K. E. Rosenzweig, ‘‘Improved accuracy in image co-registration and tumor quantitation of pulmonary lesions of NSCL patients by respiratory correlated acquisition on PET/CT,’’ J. Nucl. Med. 44, No. 124 共2003兲. 19 H. D. Kubo and Lili Wang, ‘‘Introduction of audio gating to further reduce organ motion in breathing synchronized radiotherapy,’’ Med. Phys. 29, 345–350 共2002兲.

Bijlage XX Artikel 5 Samenvatting

‘Quantitation of respiratory motion during 4D-PET/CT acquisition’

In dit artikel is onderzoek gedaan naar de variabiliteit van ademhalingsbeweging gedurende 4D-PET/CT acquisitie. De ademhalingsbeweging van 5 longkanker patiënten werd geregistreerd door het volgen van externe markers op het abdomen. CT-data werd verkregen over een gehele ademhalingscyclus bij iedere bedpositie. De status van de röntgenbuis werd opgenomen door het trackingsysteem, voor retrospectieve sortering van de CT data als een functie van de ademhalingsfase. Iedere ademhalingscyclus is gesampled in tien gelijke bins. 4D-PET data werden verkregen in de gated mode, waarbij iedere ademhalingscyclus werd verdeeld in tien bins van 500ms. Voor zowel de PET als CT acquisitie kregen de patiënten een koptelefoon met audio om de ademhaling te reguleren. De 4D-CT en 4D-PET data werden vervolgens gecorreleerd aan de hand van de ademhalingsfases. De ademhalingsperiodes en gemiddelde amplitude in iedere fase bin, werden verkregen in beide modaliteiten en vervolgens geanalyseerd. De gemiddelde ademhalingsbeweging gedurende 4D-CT viel binnen de 18% van de 4D-PET sessies. Dit betekent een fluctuatie van 1,8% gedurende iedere 4D-CT bin. Deze kleine onnauwkeurigheid geeft op een phase-to-phase basis een goede correlatie tussen de CT en de PET data. Wanneer men de gemiddelde amplitude van de 4DCT en de 4D-PET binnen een ademhalingscyclus vergelijkt op een bin-by-bin basis, laat deze een maximum deviatie zien van ~15%. Deze studie laat de uitvoerbaarheid van een 4DPET/CT acquisitie zien. Ademhalingsbeweging was in de meeste gevallen gelijk tussen de PET en de CT sessies en ondersteunt hiermee zowel de verzwakkingscorrectie van de PET afbeeldingen als de co-registratie van de PET en de CT afbeeldingen. Aan de andere kant was er bij twee patiënten een toegenomen irregulariteit in hun ademhalingsbeweging, die een nauwkeurige samenhang tussen de overeenkomende PET en CT plaatjes minder betrouwbaar maakt.

108

Bijlage XX Artikel 5 Beoordeling ‘Quantitation of respiratory motion during 4D-PET/CT acquisition’ Hoe betrouwbaar is het artikel? Dit artikel is ontvangen in december 2003 en gereviseerd op 16 februari 2004. Uiteindelijk is dit artikel op 25 maart 2004 geaccepteerd voor publicatie en dit is gebeurd op 12 mei 2004. Het artikel is afkomstig van het Memorial Sloan-Kettering Cancer Center in New York. Het is gepubliceerd in het tijdschrift Medical Physics. Beoordeling/ Analyse Dit artikel is een complete publicatie van een onderzoek naar de haalbaarheid van 4DPET/CT. Het begint met een volledige samenvatting van het artikel, vervolgd door de inleiding waarin beschreven staat hoe men tot het uitvoeren van dit onderzoek is gekomen. Het focuspunt van dit onderzoek was het onderscheiden van variabiliteit in de ademhalingsbeweging gedurende PET en CT, en het evalueren van de correlatie tussen deze twee soorten data. Onder het kopje Materials and methods is per onderdeel uitgebreid beschreven hoe het onderzoek is uitgevoerd. Zowel het gebruikte materiaal, de parameters en de uitvoering staan uitgebreid beschreven. Dit is dan ook prima te reproduceren. Ook is duidelijk beschreven dat er 5 patiënten zijn gebruikt voor dit onderzoek en wat de uitkomsten bij deze patiënten waren. Het is een te kleine populatie om een betrouwbaar resultaat te geven, vooral ook omdat er twee patiënten uit zijn gesloten van het onderzoek. De bevindingen van het onderzoek zijn uitgebreid en overzichtelijk beschreven. Zowel in letterlijk als door middel van grafieken. Aan het eind van het artikel staat een korte en bondige conclusie beschreven. Daarvoor is een discussie beschreven waarin enkele onnauwkeurigheden met betrekking tot het onderzoek naar voren komen. Een voorbeeld hiervan is de medewerking van de patiënt. Voor een dergelijk onderzoek heb je niet alleen te maken met apparatuur en de onnauwkeurigheden hiervan. Ook de patiënt speelt hierbij een grote rol. In het artikel worden verschillende literatuurverwijzingen toegepast. Deze zijn correct en adequaat. Aan het eind van het artikel zijn de referenties te vinden waarmee de conclusie gecontroleerd kan worden. Het onderzoek uitgebreid en duidelijk beschreven. Verder is het een degelijk onderzoek, al is de populatie erg klein.

109

Bronvermelding Artikelen - Boucher, L., e.a., (2004), ‘Respiratory Gating for 3- Dimensional PET of the Thorax: Feasibility and Initial Results’. In: The Journal of Nuclear Medicine, jaargang 45, nr. 2, Reston, (p. 214- 219). - Franssen, E.J.F., e.a., ( 2000), ‘Radiofarmaca voor positronemissietomografie’. In: Pharmaceutisch Weekblad, jaargang 135, nr. 46, Amsterdam, (1704-1710). - Larson, S.M., e.a., (2005), ‘PET/CT in Non-Small-Cell Lung Cancer: Value of RespiratoryGated PET’. In: Chang Gung Medical Journal, jaargang 28, nr. 5, Gueishan Shiang, (p. 306314). - Nehmeh, S.A., e.a., (2002), ‘Effect of Respiratory Gating on Quantifying PET Images of Lung Cancer’. In: The Journal of Nuclear Medicine, jaargang 43, nr. 7, Reston, (p. 876-881). - Nehmeh, S.A., e.a. (2004), ‘Four-dimensional (4D) PET/CT imaging of the thorax’. In: Medical Physics, jaargang 31, nr. 12, Melville, (p. 3179- 3186). - Nehmeh, S.A., e.a., (2004), ‘Quantitation of respiratory motion during 4D-PET/CT acquisition’. In: Medical Physics, jaargang 31, nr. 6, Melville, (p. 1333- 1338) Boeken - Dassen, Th.W.N., F.M. Keuning, Lezen en beoordelen van onderzoekspublicaties: een handleiding voor studenten hbo en wo-gezondsheidszorg, geneeskunde en gezondheidswetenschappen, HB-uitgevers, Baarn, 20016. - Grit, R., Projectmanagement, Wolters-Noordhoff, Groningen, 2005. - Hogeweg, R., Een goed rapport; Aanwijzingen voor de verzorging van rapporten, scripties en verslagen, ThiemeMeulenhoff, Utrecht/Zutphen, 2002². - Jadvar, H., J.A. Parker, Clinical PET and PET/CT, Springer, Londen, 2005 - Migchelbrink, F., Praktijkgericht onderzoek in zorg en welzijn, SWP, Amsterdam, 20016. - Valk, P.E., e.a., Positron emission tomography: basic science and clinical practice, Springer, Londen, 2003 Internet - http://www.oncoline.nl/index.php?pagina=/richtlijn/item/pagina.php&richtlijn_id=374 (28-03-2007) - http://www.longkanker.info/longkanker/nietkleincellig.asp (28-03-2007) - http://www.kwfkankerbestrijding.nl/content/documents/Longkanker.pdf (28-03-2007) - http://www.diagnose-kanker.nl/soorten/longkanker.htm (28-03-2007) - http://www.kankerwiehelpt.nl/default.asp?V_ITEM_ID=138 (28-03-2007) - http://en.wikipedia.org/wiki/FDG (09-05-2007) - http://www.gecare.com (10-05-2007) - http://longziekte.web-log.nl/longziekte/2004/06/de_longen_.html (23-05-2007) - http://www.fontysmediatheek.nl/wiki/images/9/95/THEORETISCHEVERANTWOOR DING- suv-fdg-pet.doc (04-06-2007) Readers - General Electric Company, Volume Viewer 2: PET-CT Quick Step Guide, General Electric Company, 20062 - Schreuder, N., [F18]FDG-toedieningsysteem, Kodde engineering v.o.f., 2006


Breathgated scannen bij PET: adembenemend of niet?

Recommend Documents