Kvalitetsforbedring ØNH doseplanlegging

Af Else-Gunn Fjell, Tone Aarberg og Kirsten Bolstad, Haukeland Universitetssjukehus / Kilde: Hold Pusten 1. udgivelse 2020

Bildekvalitet på CT er komplisert, og uendelig mye mer enn å justere på kV og mAs. Innen stråleterapi er det flere tilleggsfaktorer vi må ta hensyn til ved doseplan-CT. For eksempel må pasienten fikseres slik at behandlingsleiet kan reproduseres opptil 35 ganger inne på behandlingsmaskinen. Stor nok rekonstruksjonsdiameter med alle ytterkonturer inkludert i CT-serien er nødvendig for at doseberegningen i doseplansystemet blir riktig (1). Når det gjelder optimalisering og anvendelse av ALARA-prinsippet innen stråleterapi, er målet å ha gode CT-bilder slik at målvolumet og omkringliggende strukturer kan tegnes inn og avgrenses nøyaktig. Stråledosen på doseplan-CT utgjør en brøkdel av strålebehandlingsdosen. Utstyret vi har tilgjengelig ved Avdeling for kreftbehandling og medisinsk fysikk ved Haukeland universitetssjukehus, er dedikert til stråleterapi og har sine muligheter og sine begrensninger. Ved å optimalisere hvert ledd i bildekjeden og etablere en felles forståelse for hvilke behov og muligheter vi har i de ulike leddene, får vi det beste ut av det utstyret vi har, til det beste for pasienten.

Ved Avdeling for kreftbehandling og medisinsk fysikk ved Haukeland universitetssjukehus fikk vi installert ny CT dedikert til stråleterapi i mai 2018 (Philips CT Big Bore). Vi hadde en Philips CT Big Bore fra før som ble installert i 2006. Den nye CT Big Bore hadde mulighet for iterativ rekonstruksjon (IR), en avansert matematisk måte å redusere støy i bildene på (2-4). Støyreduksjonen kan brukes til å enten forbedre bildekvaliteten eller redusere stråledose til pasient, eller en mellomting (5, 6). Den iterative algoritmen til Philips, iDose4, reduserer støy sammenlignet med filtrert tilbakeprojeksjon (filtered back projection, FBP) ved samme dosenivå (6). Men for høy grad av IR kan ha en utsmurt effekt på bildene som kan redusere synligheten av små strukturer og dermed redusere den subjektive bildekvaliteten (6). Stor gantryåpning på CT Big Bore (85 cm) er nødvendig med tanke på fiksering av pasient, men har sine ulemper. Økt gantryåpning øker spredt stråling til detektorene, noe som reduserer avgrensning av lavkontrastobjekter og detaljoppløsningen i bildet (1). Forskjell mellom bildekvalitet på en diagnostisk og en onkologisk CT er illustrert i figur 1.

Ved etablering av protokoller på den nye CT Big Bore overførte vi dagens protokoller fra gammel skanner uten å redusere mAs selv om vi, etter anbefaling fra applikasjonsspesialist, brukte iDose4 nivå 3 på alle protokoller på ny CT Big Bore. Dette skulle i teorien gi oss mindre støy i bildene enn på gammel CT Big Bore uten IR (1, 3, 4, 6).

Doseplanleggingssystemet ved avdelingen er Varian Eclipse (Eclipse Treatment Planning System, Varian Medical Systems, USA), som vi har hatt siden 2004, og som primært er utviklet for å optimalisere og beregne dose. Bildekvalitet er viktig i doseplanlegging, spesielt med tanke på inntegning av målvolumet og omkringliggende strukturer. Gråtoneskalaen blir brukt på en annen måte i doseplansystemet enn på CT-konsollet og i PACS, noe som gir en tydelig forskjell mellom bildekvaliteten på CT-konsollet, PACS og i Eclipse. Eksempler på ulike gamma-korreksjoner er vist i figur 2. Figur 3 viser et pasienteksempel med samme window width (WW) og window level (WL) i Eclipse og PACS, men med helt ulike gråtoner.

I løpet av 2018 skjedde det en oppgaveforskyvning fra lege til doseplanlegger for inntegning av risikoorganer (organ at risk, OAR). I forbindelse med opplæring opplevde vi problemer med å se og avgrense OAR. Spesielt utfordrende var inntegning i øre-nese-hals-regionen (ØNH) ved avgrensning av parotis og omkringliggende strukturer.

En tverrfaglig gruppe på tre fagpersoner (stråleterapeut fra CT, stråleterapeut fra doseplan og røntgenfysiker) ble etablert og fikk mandat til å gå i gang med et systematisk kvalitetsforbedringsarbeid med tanke på optimalisering av CT-protokoller på ny CT Big Bore. Målet var å oppnå visuelt bedre lavkontrastoppløsning og forbedre avgrensning av parotis og andre strukturer i ØNH. Siden vi ikke hadde mulighet til å påvirke doseplansystemets gammakorreksjon, var målet forbedring av visuell bildekvalitet i Eclipse.

Prosjektet ble initiert på oppdrag fra ledelsen for å ivareta foretakets plikt til systematisk internkontroll og kvalitetssikring. Helsepersonell med behandlingsansvar for pasientene forespurte utlevering av anonymisert informasjon og bilder i medhold av helsepersonelloven §26 til bruk for dette formålet. Alle som jobbet med prosjektet, har vært autorisert av ansvarlig leder i Helse Bergen. Prosjektet ble ikke meldt til personvernombudet ved oppstart, men personvernombudet har blitt informert i forbindelse med publisering.

For å evaluere effekten av å endre ulike eksponeringsparametere og rekonstruksjonsmetoder på CT-en ble det brukt standard bildekvalitetsfantom (Catphan 600, The Phantom lab, USA) og menneskelignende fantomer (Whole body phantom PBU-50 og CT Abdomen Phantom, Kyoto Kagaku, Japan). I tillegg ble ulike rekonstruksjonsmetoder evaluert ved bruk av rådata fra eksisterende pasienter. Dette medførte ingen ekstra stråledose til pasientene. Alle pasientdata ble avidentifisert på CT og importert i Eclipse av en som var pasientens behandler.

I tett dialog med applikasjonsspesialist fra CT-leverandør prøvde vi flere ulike kombinasjoner av opptaksparametere og rekonstruksjonsmetoder på fantomer (8). En oversikt over parametere som ble testet og evaluert er vist i tabell 1. I tillegg ble 10 pasienter som var skannet på den nye CT-en etter dagens standard 2 fase hals CT-prosedyre med intravenøs kontrast, valgt ut fortløpende. Bildene til disse pasientene ble rekonstruert med både FBP og IR. Prosjektgruppen vurderte og diskuterte bildekvaliteten i Eclipse sammen med ØNH-onkologene. Kontrastmiddelmengde ble også diskutert.

Opprinnelig kontrastmiddelprotokoll var injeksjon av 70 ml kontrastmiddel for venøs oppladning, 90 sek pause og deretter 30 ml kontrast for arteriell oppladning før saltvannskyll. For å forbedre lavkontrast i vev ble kontrastmiddelmengde økt med 10 ml i både venøs og arteriell fase. For å unngå for kraftig arteriell kontrastoppladning ble kontrastmiddelmengden tynnet ut med saltvann (NaCl), se tabell 2. Flow på 3 ml/s ble ikke endret.

Skannretning for ØNH var opprinnelig kraniokaudalt til carina, uavhengig av timing av kontrastmiddel. Forskjellen mellom å skanne kraniokaudalt fra isse eller øvre orbitarand utgjør 10-15 cm forskjell, noe som påvirker kontrastoppladningen. Vi snudde derfor skannretning slik at alle ØNH-protokoller ble skannet kaudiokranialt fra carina for å oppnå en mer uniform kontrastoppladning på tvers av pasientene.

På ØNH-pasienter har vi i flere år rekonstruert CT-bildene med både stor og liten rekonstruksjonsdiameter (field of view, FOV). Stort FOV tilpasses etter hvor bred pasienten er over skuldrene, slik at alle ytterkonturer er inkludert. På denne serien gjøres doseberegningen. Lite FOV rekonstrueres for å få mindre pixler og dermed bedre detaljoppløsning. Ifølge nåværende CT-prosedyre skal lite FOV tilpasses slik at FOV dekker hele hodet på frontalt oversiktsbilde. Haken (og nese hvis den er målvolum) skal inkluderes på lateralt oversiktsbilde, se figur 4. Alle organer og strukturer skal tegnes i lite FOV. De to seriene er basert på samme rådata og ko-registreres automatisk i Eclipse basert på DICOM-koordinater.

Prosjektgruppen vurderte og diskuterte bildekvaliteten på de 10 pasientene i Eclipse med ØNH-onkologene. Det var enighet om at ulike kombinasjoner av eksponeringsparametere og rekonstruksjoner som vist i tabell 1 ga lite visuell forbedring i bildekvalitet i Eclipse. Ved bruk av samme WW og WL i PACS og Eclipse så vi tydelig forskjell i fremstilling av bløtvev, som illustrert i figur 3. Det var ingen vesentlig visuell forskjell i fremstilling av parotis i FBP og IR seriene, se figur 5.

Økning av kontrastmiddelmengde ga en visuell forbedring av lavkontrasten i Eclipse. Legene ønsket en mindre skarp oppladning i arteriell fase. En uttynning av kontrastmiddel i arteriell fase ble foretrukket av legene. Endring av skannretning ga en mer uniform kontrastoppladning på tvers av pasientene.

Størrelsen på lite FOV ble testet og viste seg å ha betydning for bildekvaliteten. Dess mindre lite FOV kunne være, jo bedre ble detaljoppløsningen. Se Figur 5 for pasienteksempel som viser forskjell i lite og stort FOV.

Opplevelsen av hva som er god og dårlig bildekvalitet er subjektiv og varierer fra person til person. Det ble lettere å identifisere utfordringene med bildekvaliteten i Eclipse når stråleterapeutene på doseplan overtok OAR-inntegningen og de fikk mer kontinuitet og erfaring med inntegning av ulike strukturer. Om man foretrekker bilder med FBP eller IR, er personavhengig. Prosjektgruppen valgte IR pga. redusert støy i CT-bildene.

Prosjektet viste oss at størrelsen på lite FOV var betydningsfullt og at CT-personell må være mer bevisst i valg av størrelse av denne rekonstruksjonen. En ulempe med stort og lite FOV er at Philips og Varian tolker DICOM-standarden ulikt. DICOM-standarden er ikke nøyaktig definert for DICOM tag «(0020, 0032) Image Position». Philips, GE og kanskje flere CT-leverandører tolker Image position som koordinatene i øverste venstre hjørne av øverste venstre voksel i et snitt. Varian tolker image position som senter i øverste venstre voxel i et snitt. Med våre ulike FOV har vi sett en systematisk forskyvning mellom de to FOV, vanligvis på under 1 mm. Ved svært store pasienter med stor forskjell mellom stort og lite FOV kan det være opp til 2 mm forskyvning mellom seriene. Vi har valgt å godta forskyvning som er under 1 mm fordi bildekvaliteten på lite FOV er betydelig bedre enn stort FOV, og 1 mm bildeusikkerhet inngår i våre behandlingsmarginer. Dersom forskyvningen er over 1 mm, har vi egne prosedyrer for å redusere forskyvningen.

Konklusjonen på vårt kvalitetsforbedringsprosjekt var at vi i utgangspunktet hadde en god 2 fase hals-protokoll med IR, 120 kV og et tilleggs-FOV med liten diameter for inntegning av strukturer. Økt kontrastmiddelmengde i både venøs og arteriell fase, samt endring til kaudiokraniell skannretning gjorde fremstillingen av lavkontraststrukturer i Eclipse noe bedre. De fleste justeringene som ble gjort basert på tabell 1, ga liten eller ingen forbedring av visuell bildekvalitet i Eclipse. Hovedårsaken til dette er ulik gammakorreksjon ved overføring av bilder til Eclipse, som illustrert i figur 2 og figur 3. Denne utfordringen og ønske om forbedring diskuteres med leverandør og andre brukere av Eclipse.

Alle involverte parter i kvalitetsforbedringsprosjektet fikk et utvidet perspektiv for hele prosessen fra CT-opptak og rekonstruksjon, til inntegning og definering av OAR i Eclipse. Det systematiske og tverrfaglige kvalitetsforbedringsprosjektet førte også til at det ble etablert en felles forståelse for styrkene og svakhetene i de ulike ledd i arbeidsflyten. I tillegg har vi opprettet faste møtepunkter mellom stråleterapeuter på CT, doseplanleggere, terapifysikere, røntgenfysikere og onkologer. Hensikten er blant annet å sørge for bedre informasjonsflyt og riktig håndtering av bilder for doseplanlegging, og rydde opp i rutiner som skaper
unødig merarbeid.

Vi mener at dette prosjektet har ført til at vi får det beste ut av de program- og utstyrspakker som finnes i vår stråleterapiavdeling med endepunktet: Best mulig strålebehandling for hver enkelt pasient.

post@holdpusten.no

Forfatterne ønsker å takke kolleger for konstruktive bidrag underveis i prosjektet og revisjon av artikkeltekst, og takk til Radforum for veiledning av artikkeltekst.

1. Tomic N, Papaconstadopoulos P, Aldelaijan S, Rajala J, Seuntjens J, Devic S. Image quality for radiotherapy CT simulators with different scanner bore size. Physica medica : PM : an international journal devoted to the applications of physics to medicine and biology : official journal of the Italian Association of Biomedical Physics. 2018;45:65-71.

2. Li H, Dolly S, Chen HC, Anastasio MA, Low DA, Li HH, et al. A comparative study based on image quality and clinical task performance for CT reconstruction algorithms in radiotherapy. J Appl Clin Med Phys. 2016;17(4):377-90.

3. Love A, Olsson ML, Siemund R, Stalhammar F, Bjorkman-Burtscher IM, Soderberg M. Six iterative reconstruction algorithms in brain CT: a phantom study on image quality at different radiation dose levels. Br J Radiol. 2013;86(1031):20130388.

4. PhilipsHealthcare. iDose4 iterative reconstruction technique [Available from: incenter.medical.philips.com/doclib/enc/fetch/2000/4504/577242/577249/586938/587315/iDose4_-_Whitepaper_-_Technical_-Low_Res.pdf%3fnodeid%3d8432599%26vernum%3d-2.

5. Shuman WP. Iterative Reconstruction in CT: What Does It Do? How Can I Use It? 2010 [Available from: www.imagewisely.org/-/media/Image-Wisely/Files/CT/IW-Shuman-ASIR.pdf.

6. Qiu D, Seeram E. Does Iterative Reconstruction Improve Image Quality and Reduce Dose in Computed Tomography? Radiol Open J. 2016;1(2):42-54.

7. Giassa M. Gamma Correction [Available from: www.giassa.net.

8. McNitt-Gray MF. Tradeoffs in CT Image Quality and Dose San Diego: AAPM; 2003 [Available from: www.aapm.org/meetings/03AM/pdf/9794-13379.pdf.