AGFA. duże potrzeby małych pacjentów s Z troską o dzieci

Transkrypt

1 Radiologia w studiu projektowym Maksymalizacja skuteczności dawki w obrazowaniu u dzieci Czy tak samo oceniamy to, co widzimy? Wirtualna symulacja krążenia wieńcowego Archiwizacja badań diagnostycznych Problemy z kontrolą jakości monitorów w szpitalu Porównanie systemów tomograficznych exakid unieruchomienie dzieci Wyznaczenie i stabilność położenia ogniska wiązki promieniowania X Technika SFAT w dynamicznej radioterapii nowotworów Radioterapia sterowana obrazem Nowa metoda wykonywania bolusa Ray Station 7 nowa wersja systemu Fizyk medyczny/inżynier medyczny w obrazowaniu Termografia i planimetria w tlenoterapii hiperbarycznej Numeryczna analiza stabilizacji złamania kości Z troską o dzieci AGFA duże potrzeby małych pacjentów s. 138

2 CyberKnife System radochirurgii robotycznej. Automatycznie śledzi i z submilimetrową precyzją dopasowuje napromienianie do ruchu guza. Nowy system tomoterapii Radixact. Duży krok w ewolucji TomoTherapy. Szybki i intuicyjny. Wyjątkowa konstrukcja łączy w sobie spiralne obrazowanie i napromienianie, aby zwiększyć precyzję ułożenia i zaawansowaną modulację rozkładów dawki. Autoryzowany przedstawiciel firmy Accuray w Polsce TMS Sp. z o.o., ul. Wiertnicza 84, Warszawa, tel. +48 (22) /20 fax +48 (22) , tms@tms.com.pl, website: Accuray Incorporated. All Rights Reserved. Important Safety Information Most side effects of radiotherapy, including radiotherapy delivered with Accuray systems, are mild and temporary, often involving fatigue, nausea, and skin irritation. Side effects can be severe, however, leading to pain, alterations in normal body functions (for example, urinary or salivary function), deterioration of quality of life, permanent injury, and even death. Side effects can occur during or shortly after radiation treatment or in the months and years following radiation. The nature and severity of side effects depend on many factors, including the size and location of the treated tumor, the treatment technique (for example, the radiation dose), and the patient s general medical condition, to name a few. For more details about the side effects of your radiation therapy, and to see if treatment with an Accuray product is right for you, ask your doctor. MKT-ARA (1)

3 spis treści / table of contents W numerze 3/ stopka redakcyjna Znajdź nas: Inżynier i Fizyk Medyczny Radiologia w studiu projektowym 146 Maksymalizacja skuteczności dawki w obrazowaniu u dzieci 149 Czy tak samo oceniamy to, co widzimy? Analiza porównawcza zdjęć stawu skokowego przez techników elektroradiologii i studentów kierunku elektroradiologia 155 Zobaczmy to, co niewidoczne, czyli wirtualna symulacja krążenia wieńcowego 161 Archiwizacja badań diagnostycznych w Elektronicznej Dokumentacji Medycznej 163 Uniwersalny, szwajcarski i niezawodny Jeśli nie scyzoryk, to co? 164 Problemy z kontrolą jakości monitorów w szpitalu rozwiąże RadiNET Pro 165 Porównanie systemów tomograficznych na podstawie danych podanych przez przedstawicieli firm do zapytania ofertowego. Część 5 Parametry dozymetryczne i bezpieczeństwa pacjenta, QA i fantomy, parametry stacji komputerowych/monitorów, parametry techniczne i warunki instalacji, urządzenia dodatkowe 192 exakid pierwsze kompleksowe unieruchomienie dzieci 193 Wyznaczenie i stabilność położenia ogniska wiązki promieniowania X z filtrem spłaszczającym generowanej przez akcelerator TrueBeam 199 Technika SFAT w dynamicznej radioterapii nowotworów okolicy głowy i szyi: weryfikacja dozymetryczna planów leczenia 203 Radioterapia sterowana obrazem powierzchni pacjenta AlignRT pierwsze doświadczenia 211 Nowa metoda wykonywania bolusa u pacjentów napromienianych w rejonie głowy i szyi 216 Ray Station 7 - nowa wersja systemu 218 Fizyk medyczny/inżynier medyczny w obrazowaniu niedaleka przyszłość 220 Fizyk/inżynier w obrazowaniu medycznym 221 Zastosowanie termografii i planimetrii w ocenie efektów tlenoterapii hiperbarycznej w leczeniu trudno gojących się ran podudzi 225 Numeryczna analiza stabilizacji złamania kości piszczelowej i strzałkowej KOMITET NAUKOWY / SCIENTIFIC COMMITTEE prof. dr hab. inż. lek. med. Grzegorz Pawlicki dr hab. inż. Ewa Zalewska dr hab. n. med. Paweł Kukołowicz dr inż. Dominika Oborska-Kumaszyńska RADA NAUKOWA / SCIENTIFIC COUNCIL mgr Bartosz Bąk, PTE, WCO, Poznań dr hab. inż. Maciej Budzanowski, IFJ PAN, Kraków dr hab. Wojciech Bulski, Centrum Onkologii, Warszawa dr n. fiz. Hab. n. med. Armand Cholewka, Uniwersytet Śląski, Chorzów dr hab. Arkadiusz Derkacz, UM, Wrocław dr n. med. Maciej Dobrzyński, UM Wrocław dr n. med. Wojciech Glinkowski, PTT, Warszawa prof. Natalia Golnik, PW, Warszawa dr n. med. Marzena Janiszewska, Dolnośląskie Centrum Onkologii we Wrocławiu mgr Monika Jędrzejewska, PTIK Poznań mgr Aleksandra Kaczmarek, PTE, WCO, Poznań dr inż. Jolanta Karpowicz, CIOP-PIB, Warszawa dr inż. Renata Kopeć, IFJ PAN, Kraków prof. Danuta Koradecka, CIOP-PIB, Warszawa mgr inż. Ryszard Kowski, PTIK, Łódź prof. Leszek Królicki, UM, Warszawa dr hab. n. med. Paweł Kukołowicz, PTFM Warszawa prof. Roman Maniewski, IBIB PAN, Warszawa prof. dr hab. Rafał Matkowski, UM, Wrocław dr n. fiz. Łukasz Matulewicz, Poznań dr hab. n. med. Robert Krzysztof Mlosek, WUM w Warszawie prof. dr hab. Andrzej Nowicki, IPPT, PAN dr inż. Dominika Oborska-Kumaszyńska, NCHospital, Wolverhampton Royal Hospitals, UK prof. Tadeusz Pałko, PW, Warszawa mgr Maria Paroń, NWSM Wrocław prof. Grzegorz Pawlicki, PW, Warszawa mgr Elżbieta Pater, Wrocław dr n. med. Tomasz Piotrowski, WCO, Poznań Czesław Pływacz, PSTE, Piekary Śląskie prof. Halina Podbielska, PWR Wrocław prof. Marek Sąsiadek, UM, Wrocław mgr Grzegorz Sieradzki TMS Polska dr. inż. Jakub Słowiński Politechnika Wrocławska prof. dr hab. n. fiz. Krzysztof Ślosarek, Centrum Onkologii, Gliwice prof. zw. dr hab. inż. Ryszard Tadeusiewicz, AGH Kraków prof. Andrzej Urbanik, CM UJ, Kraków prof. dr hab. med. Jerzy Walecki, CMKP Warszawa prof. dr hab. inż. Ewa Zalewska, IBIB PAN, Warszawa REDAKCJA / EDITORIAL BOARD Redaktor Naczelny / Editor-in-Chief prof. dr hab. inż. lek. med. Grzegorz Pawlicki Z-ca Redaktora Naczelnego / Editor prof. dr hab. inż. Ewa Zalewska Z-ca Redaktora Naczelnego / Editor mgr inż. Jacek Lewandowski j.lewandowski@zahir.pl Redaktor techniczny / Technical Editor mgr inż. Katarzyna Wilczyńska katarzynaw@zahir.pl ADRES REDAKCJI INDYGO Media ul. Mariana Haisiga 2/2, Wrocław tel./fax , mob j.lewandowski@zahir.pl PRENUMERATA / SUBSCRIPTION Cena egzemplarza 15,50 zł Prenumerata roczna 90 zł j.lewandowski@zahir.pl WYDAWNICTWO / PUBLISHING HOUSE INDYGO Media Dyrektor Wydawnictwa Jacek Lewandowski DTP Tomasz Brończyk Dwumiesięcznik Inżynier i Fizyk Medyczny jest czasopismem recenzowanym, indeksowanym w MNiSW (4), Index Copernicus (52,96), BazTech. Publikowane są prace w następujących kategoriach: prace naukowe, badawcze, studia przypadków, artykuły poglądowe, doniesienia, wywiady, polemiki, artykuły o tematyce społeczno-zawodowej i dotyczące specjalizacji zawodowych, raporty techniczne i sprawozdania. Zamieszcza również przeglądy literatury przedmiotu, recenzje książek oraz aktualności branżowe. Nadesłane do redakcji artykuły są recenzowane. Instrukcje dla autorów dostępne na Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

4 redakcja \ editorial board Fizyk i inżynier medyczny w ochronie zdrowia Redaktor Naczelny Grzegorz Pawlicki Prof. dr hab. inż. lek. med. ytuł inżynier medyczny to nazwa i pozycja Tzawodowa w systemie ochrony zdrowia. Wprowadzony został w 2002 roku rozporządzeniem Ministra Zdrowia na listę zawodów mających zastosowanie w ochronie zdrowia. Na tej samej liście umieszczono także zawód fizyka medycznego. Określono jednocześnie sposób i program kształcenia specjalistycznego (podyplomowego) oraz tryb uzyskiwania tytułu specjalisty (na wzór lekarza specjalisty). Przedstawiono także cele kształcenia specjalizacyjnego, oczekiwane kwalifikacje i uzyskane kompetencje zawodowe. Rozporządzenie ministra usankcjonowało jedynie formalnie zawód fizyka medycznego. W rzeczywistości fizyk medyczny funkcjonował w ochronie zdrowia za granicą od początku XIX wieku. W Polsce od 1946 roku, kiedy to staraniem prof. Cezarego Pawłowskiego (asystenta Marii Skłodowskiej-Curie w latach 1927 do 1931 w Paryżu, utworzono sekcję elektrotechniki medycznej elektromedycyny) na Oddziale Prądów Słabych Wydziału Elektrotechniki Politechniki Warszawskiej. Rzecz jasna, że studia te z fizyki medycznej kończono formalnie dyplomem inżyniera elektryka w specjalności elektrotechnika medyczna. Była to pierwsza na świecie uczelnia kształcąca fizyków medycznych na poziomie wyższym. Co ma wspólnego z medycyną fizyk, a zwłaszcza inżynier? Oczywiście przynależność do obszaru nauk przyrodniczych (w tym biologii). Fizyk medyczny to osoba łącząca wykształcenie fizyczne i medyczne. Burzliwy rozwój środków technicznych medycyny w drugiej połowie XX wieku podobnie jak odkrycie promieniowania jonizującego na początku tego wieku stanowił impuls do zajęcia się w Polsce badaniami i kształceniem kadry inżynierów mającej się zająć obsługą i nadzorem nad prawidłowym jej działaniem oraz współpracą z lekarzem personelem medycznym w obszarze obejmującym nowoczesne i liczne, skomplikowane środki techniczne (informatyka) w medycynie. W 1975 roku powstał Instytut Biocybernetyki i Inżynierii Biomedycznej PAN (prof. Maciej Nałęcz). Kilka lat później na Wydziale MP PW utworzono Zakład Inżynierii Biomedycznej, a następnie Instytut Inżynierii Biomedycznej (prof. T. Pałko). Z czasem uzyskano kierunek studiów o tej samej nazwie. Dzisiaj Wydział Mechatroniki (dawniej Mechaniki Precyzyjnej) PW jako pierwsza uczelnia w Polsce uzyskał prawo doktoryzowania i habilitowania w dyscyplinie biocybernetyka i inżynieria biomedyczna. Z tego Wydziału pochodzi konsultant krajowy Ministra Zdrowia w zakresie inżynierii medycznej prof. Tadeusz Pałko. Tytuł inżynier medyczny został wprowadzony rozporządzeniem ministra, o którym mowa na wstępnie. Tytuł ten jednoznacznie określa miejsce zatrudnienia absolwenta inżynierii biomedycznej w ochronie zdrowia. Oba tytuły fizyk medyczny oraz inżynier medyczny znalazły się na okładce czasopisma. Grzegorz Pawlicki reklama FANTOM RTG DO TESTÓW PODSTAWOWYCH Fantom pasuje do wszystkich aparatów punktowych. W przypadku aparatów z okrągłym tubusem można montować go bezpośrednio na tubus. cena brutto: 1100 PLN Spełnia wymagania normy PN-EN Zawiera elementy do wykonania testów: - powtarzalności zaczernienia obrazu (powtarzalności ekspozycji), - rozdzielczości nisko- i wysokokontrastowej od 4 do 12 pl/mm. Testy wykonywane są podczas tylko jednej ekspozycji. Istnieje możliwość wyboru koloru fantomu. Do fantomu dołączany jest uchwyt na kliszę/płytkę fosforową/sensor cyfrowy. Uchwyt jest wymienny, na życzenie może być dopasowany do sensora konkretnej marki. W przygotowaniu FANTOM DO PANTOMOGRAFU! Wykonujemy również NIETYPOWE FANTOMY NA ZAMÓWIENIE! STERN WEBER POLSKA ul. Kosmatki 26, Warszawa Kierownik Działu Radiologii: tel jacek.blotnicki@sternweber.pl 134 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

5 reklama / advertisement prezentacja / presentation Phillips Ingenia Elition 3.0T MR o 50% szybsze obrazowanie klasy premium System Ingenia Elition zapewnia najwyższą jakość obrazowania przy jednoczesnym skróceniu czasu badania nawet o 50%, oferując szybszy i łatwiejszy dostęp do pewnej diagnostyki, poprawiając komfort pacjentów i usprawniając opiekę nad pacjentami. Szereg unikalnych i innowacyjnych rozwiązań, takich jak dstream, Comressed SENSE, 3D APT, VitalEye, SmartExam, pozwala na automatyczne planowanie, wykonywanie i analizę badań, dając odpowiedź na najtrudniejsze pytania i poszerzając możliwości diagnostyczne w codziennej pracy oraz w badaniach naukowych. Ingenia Elition 3.0T MR powiększa portfolio cyfrowych rezonansów magnetycznych Philips, po niedawno zaprezentowanym systemie Ingenia Prodiva 1.5T MR. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

6 prezentacja \ presentation reklama \ advertisement Mistrzowskie kursy dla lekarzy, diagnostów laboratoryjnych, fizyków medycznych i techników elektroradiologii Akademia Siemens Healthineers to jedyny w Polsce tak szeroki program edukacyjny, obejmujący obszary diagnostyki medycznej. Zajęcia prowadzone są przez wybitnych ekspertów z Polski i zagranicy, pragnących dzielić się swoją cenną wiedzą i doświadczeniem. Wejdź na: healthcare.siemens.pl/akademia i dowiedz się więcej. Sprawdź program na 2018 rok 136 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

7 streszczenia / abstracts wydarzenia / events Program 12 Śląskiego Seminarium Fizyki Medycznej , Brenna Streszczenia wystąpień str. 181 Piątek, :00-17:00 O edukacji od nowa. Prezentacja wybranych koncepcji i projektów edukacyjnych Centrum Kształcenia Ustawicznego UŚ Marcela Gruszczyk Dominika Hoffman-Kozłowska Centrum Kształcenia Ustawicznego UŚ Sesja posterowa 17:15-18:00 Cyfrowe laboratorium - zastosowanie w fizjologii człowieka Jacek Francikowski Sobota, :00-10:15 10:15-11:00 Słowo wstępne na 12 SSFM Armand Cholewka, Prezes PTFM o. śląski Optimal reconstruction matrix and PET image filtration for point-spread function and time-of-flight reconstruction A phantom study Jaroslav Ptáček President of Czech Association of Medical Physicists HOL 11:30-13:30 SESJA 1 SESJA 2 SESJA 3 Sposób realizacji zapisów DYREKTYWY 2013/59/EURATOM w projekcie nowelizacji ustawy Prawo Atomowe Andrzej Orlef Dozymetria małych pól stereotaksja Marek Szewczuk Dozymetria wiązek FFF Joanna Prażmowska Tomasz Iwanicki Elekta Sp. z o.o. Poziomy referencyjne badań diagnostycznych w polskim prawie Rola promieniowania podczerwonego w diagnostyce i terapii Mariusz Kaczmarek Oddziaływanie telefonii komórkowej na organizm Joanna Bauer Cały dzień: POKAZY ROZWIĄZANIA DLA RT MOTION CAPTURE + GATING + DAWKA ONLINE Łukasz Matulewicz Varian Medical Systems Dose Watch, optymalizacja dawki TK Michał Kolanowski GE Healthcare Wyzwania ortopedii Ryszard Tomaszewski 14:45-15:30 Zebranie członków o. śląskiego PTFM: - sprawy organizacyjne - przyjęcie nowych członków - wybór Delegatów na Walne Zgromadzenie PTFM w listopadzie br. Sponsorzy: Patronat medialny: Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

8 prezentacja \ presentation reklama \ advertisement Zaawansowane technologie Agfa odpowiadają na duże potrzeby małych pacjentów. Wyniki najnowszych badań opublikowane w czasopiśmie Pediatric Radiology, wskazują, że opracowany przez firmę Agfa system przetwarzania obrazów MUSICA Neonatal zapewnia, w porównaniu z rozwiązaniami innych firm, większą wartość diagnostyczną zdjęć w szerokim zakresie dawek promieniowania. Dzieci są znacznie wrażliwsze na naświetlanie, dlatego tak ważne jest zarządzanie poziomem dawek i wykorzystywanie technologii pozwalających ograniczać negatywne skutki badań. Dzięki rozwiązaniom AGFA możliwe jest zmniejszenie ilości powtórnych naświetleń koniecznych ze względu na niedostateczną jakość zdjęcia spowodowaną przez niedoświetlenie oraz zmniejszenie dawek. Podczas oceny metodą dopasowania radiolodzy stwierdzili, że w porównaniu do zdjęć przetwarzanych w systemie innego dostawcy, przetwarzanie oferowane przez MUSICA Neonatal zapewniało ekwiwalentną jakość zdjęć przy niższych dawkach promieniowania. Zdjęcia wykonane przy wartości ESAK Air Kerma o 58% niższej i dawce efektywnej niższej o 52% przetworzone przez MUSICA Neonatal zostały uznane za równoważne ze zdjęciami przetworzonymi przez system innego dostawcy wykonanymi z użyciem zdecydowane większych dawek promieniowania. MUSICA 3+ Rewolucyjne zmiany funkcjonalności algorytmu do przetwarzania obrazów MUSICA 3+, w tym w zakresie oprogramowania pediatrycznego umożliwiają: automatyczny wybór odpowiedniej grupy wiekowej (na podstawie daty urodzenia) predefiniowane parametry algorytmu do obróbki badań dla każdej grupy wiekowej (grupy wiekowe 0-1,5 roku (niemowlęta), 1,6 5 lat (dzieci raczkujące, w wieku przedszkolnym), 6-12 lat (dzieci w wieku szkolnym), lat (nastolatki) i w wieku 17+ dla osób dorosłych. Z troską o dzieci 138 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

9 reklama / advertisement prezentacja / presentation DR 800 Cyfrowy system DR 800 umożliwia wykonywanie niemal wszystkich ekspozycji i badań fluoroskopowych stosowanych we współczesnej diagnostyce radiologicznej. System pozycjonowania, zdalnego sterowania, kontroli oraz zaawansowany technologicznie płaski detektor, umożliwiają wykonywanie najbardziej skomplikowanych i nietypowych badań przy znacznie zredukowanych dawkach promieniowania. DX-D 100 Tych niewielkich rozmiarów mobilny i w pełni cyfrowy aparat rtg może być wykorzystywany do wykonywania większości typowych prześwietleń pacjentów z ograniczoną zdolnością poruszania oraz pacjentów leżących. Jest też nieoceniony do badań dzieci i noworodków w inkubatorach. AGFA z troską o dzieci: Detektory DR Detektory w technologii jodku cezu (Csl) w połączeniu z MUSICA oferują potencjał obniżenia dawki promieniowania nawet do 60%. DX-D 45 oraz DR 10s spełniają standard ISO, pasują do szuflady inkubatora dzięki czemu umożliwia badania noworodków w inkubatorach w technologii DR. Potencjał redukcji dawki promieniowania nawet do 60% Małe ognisko 0,6 mm Detektory w technologii jodku cezu (Csl) Wykonywanie badań typu FLFS (cała kończyna / cały kręgosłup) z możliwością diagnozowania wad postawy Wirtualna kratka badania bezkratkowe w jakości DICOM Kolimator z filtrami aluminiowo-miedziowymi Możliwość stosowania krótkich czasów ekspozycji MUSICA 3+ z funkcjonalnościami dedykowanymi pediatrii i neonatologii Dowiedz się więcej: , biuro.healthcare@agfa.com Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

10 prezentacja \ presentation reklama \ advertisement NEC INFINITYBOARD NowoCzEsNa komunikacja w placówce medycznej NEC Display Solutions to japoński producent monitorów i projektorów, który od lat szczyci się opinią innowatora rynku. Chcemy być Twoim partnerem w procesie digitalizacji szpitala. Marka NEC oferuje najszerszy wybór produktów do wyświetlania obrazu dla wszystkich oddziałów szpitalnych. NEC InfinityBoard to otwarta, interaktywna platforma do komunikacji i współpracy pomiędzy lekarzami nawet z odległych lokalizacji vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

11 artykuł naukowy / scientific paper radiologia / radiology Radiologia w studiu projektowym Radiology in a design studio Anna Nawara 1, Agnieszka Kamisińska-Bosiak 2, Małgorzata Tomera 3, Andrzej Urbanik 3 1 Studio projektowe Blurbstudio, Jana Zamoyskiego 61/4, Kraków 2 Zakład Diagnostyki Obrazowej Szpitala Uniwersyteckiego w Krakowie, ul. Mikołaja Kopernika 19, Kraków 3 Katedra Radiologii Collegium Medicum UJ, ul. Kopernika 19, Kraków, radiologia@su.krakow.pl Radiologia znajduje zastosowanie nie tylko w medycynie. Jest bowiem bardzo użyteczna w fizyce (dzięki niej ustalono, że atom nie jest najmniejszym elementem materii), w przemyśle, w naukach przyrodniczych, w archeologii, a nawet w sztuce. W dziedzinie sztuki najbardziej popularne są zdjęcia rentgenowskie kwiatów i muszli. Okazuje się jednak, że diagnostyka obrazowa może znaleźć zastosowanie nawet w tak nieoczekiwanym obszarze działania jak reklama. W branży projektowej spektrum środków wykorzystywanych w projektach komercyjnych stale się poszerza. Rynek warunkuje rosnące zapotrzebowanie na sięganie do nowych, oryginalnych rozwiązań. Możliwością, która wciąż wydaje się być rzadko eksplorowana, jest współpraca projektantów z naukowcami. Zarówno projektanci, jak i naukowcy skupieni są Fot. 1 Pietruszka 142 Streszczenie Artykuł przedstawia przykład współpracy pomiędzy zakładem radiologii a studiem projektowym przy opracowaniu projektu opakowań serii The article presents an example of cooperation between a radiology department and a design studio when developing a cosmetics series packag- kosmetyków. Zrealizowano pomysł, aby dla marki, ing project. The idea was realized that for a brand która oferuje produkty pielęgnacyjne o wysokiej that offers beauty products with a high content of zawartości składników pochodzenia naturalnego, natural ingredients, illustrations or photographs on ilustracje lub fotografie na opakowaniach zastąpić packaging, replace with X-Ray images of the plants. rentenogramami roślin. Słowa kluczowe: radiografia, studio projektowe Abstract Key words: radiography, design studio otrzymano / received: poprawiono / corrected: zaakceptowano / accepted: Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

12 radiologia \ radiology artykuł naukowy \ scientific paper Fot. 3 Bawełna. Fot. 4 Kamelia Fot. 2 Liść laurowy Fot. 5 Mikołajek Fot. 6 Papaja 142 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

13 artykuł naukowy / scientific paper radiologia / radiology na własnych specjalizacjach, tymczasem efekty ich współpracy mogą zaskakiwać. Obserwując rynek reklamy, pozyskiwanie uwagi kupujących staje się coraz trudniejsze. Odbiorca dokonuje wyborów zakupowych w coraz bardziej świadomy sposób. Wie, że zabiegi marketingowe a faktyczna jakość produktu często bywają rozłączne, dlatego istotna część pracy projektanta skupiona jest na poszukiwaniu środków, które pomogą marce w budowaniu szczerego i adekwatnego wizerunku, tak aby przez transparentność zyskać zaufanie odbiorców. Opierając się na takich założeniach, powstał pomysł, aby dla marki, która oferuje produkty pielęgnacyjne o wysokiej zawartości składników pochodzenia naturalnego, ilustracje lub fotografie na opakowaniach zastąpić rentenogramami roślin. Uznano bowiem, że będzie to wizualne przełożenie uwagi, jaka przykładana jest do opracowywania receptur kosmetyków. Zdjęcie ukazujące wewnętrzną strukturę rośliny, a nie tylko jej zewnętrze, symbolicznie odwołuje się do procesu badawczego, który jest warunkowany wyłącznie naukową obserwacją. Zdjęcia rentgenowskie bywają tematem projektów artystycznych, natomiast w projektach komercyjnych tego typu eksperymentalne rozwiązania nie są częstą praktyką. Projekt opakowań serii kosmetyków dla marki VisPlantis jest przykładem współpracy projektantów studia projektowego Blurbstudio z Zakładem Diagnostyki Obrazowej Szpitala Uniwersyteckiego w Krakowie. Na zlecenie Studia wykonano zdjęcia rentgenowskie 30 roślin, które są składnikami serii kosmetyków. Do wykonania zadania wykorzystano mammograf cyfrowy Amulet Innovality (Fujifilm). W zależności od rodzaju elementu, który miał być zobrazowany, stosowano następujące parametry: kv oraz mas. Przy tym niższe wartości obu parametrów Fot. 7 Goździk dotyczyły liści roślin, natomiast wyższe (szczególnie kv) stosowane były w przypadku elementów litych, np. owoców. Uzyskane dane obrazowe zostały opracowane przez projektanta graficznego. Rezultaty przedstawiono na fotografiach 1-7. Efekt końcowy, czyli przykładowe opakowanie, przedstawia fotografia 8. W oparciu o doświadczenia, przy realizacji przedstawionego projektu, można stwierdzić, że współpraca pomiędzy zespołem radiologicznym oraz ekipą studia projektowego okazała się bardzo udana. Można ją zarekomendować na przyszłość. Fot. 8 Przykładowe opakowanie Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

14 prezentacja \ presentation SPECJALNY NACISK NA OBRAZOWANIE PEDIATRYCZNE. Radiografia pediatryczna wiąże się z pewnymi wyjątkowymi problemami. Systemy obrazowania dla dorosłych narażają dzieci na promieniowanie większe niż niezbędne do uzyskania wysokiej jakości obrazów, podczas gdy dzieci są bardziej podatne na rozwój nowotworów wywołanych promieniowaniem. Poza tym młodzi pacjenci mają przed sobą więcej lat życia, kiedy mogą rozwinąć się nowotwory złośliwe. W związku z tym agencje i organizacje rządowe na całym świecie wydały wytyczne, aby pomóc placówkom obrazowania opracować protokoły z bezpieczną dawką. Spełnienie tych wytycznych przy jednoczesnym szybkim uzyskiwaniu wysokiej jakości obrazów stanowi duże wyzwanie. Aby sprostać temu wyzwaniu niezbędne jest holistyczne, ą skoncentrowane rozwiązanie dla owan nia pediatrycznego. n pe ediatry e yczne y ego. e g obrazowania reklama \ advertisement UZYSKUJEMY ZDROWĄ RÓWNOWAGĘ. Zawsze potrzebujesz najlepszych obrazów diagnostycznych przy jak najniższej dawce, szczególnie kiedy pacjentem jest dziecko. Pediatryczne rozwiązania RTG firmy Carestream integrują sprzęt i oprogramowanie dopasowane do specyficznych wymagań obrazowania pediatrycznego. Rozwiązania te pozwalają uzyskać wydajność i jakość jakich potrzebujesz, pomagając Ci spełnić zalecenia agencji rządowych, stowarzyszenia Image Gently Alliance for Radiation Safety in Pediatric Imaging i ograniczyć dawkę otrzymywaną przez pacjenta do jak najniższego poziomu (według zasady As Low As Reasonably Achievable ALARA). PEWNOŚĆ NA KAŻDYM ETAPIE. Rozwiązania te wpływają na optymalne rezultaty obrazowania pediatrycznego w każdym miejscu łańcucha obrazowania akwizycji obrazu, obróbki i przeglądania. Akwizycja obrazu Elastyczna rozwiązania do obrazowania pediatrycznego firmy Carestream dają możliwość wykonywania każdego badania zgodnie z charakterystyką danego pacjenta. Na przykład detektor DRX 2530C. Jest specjalnie skonstruowany i zatwierdzony do zastosowań pediatrycznych; jego mniejszy format łatwo mieści się w łóżeczkach inkubatorów dla noworodków, a scyntylator cezowo-jodowy (Csl) jest doskonały dla dzieci, u których stosuje się precyzyjne dawki. Parametry ekspozycji są automatycznie dostosowywane dla każdego pacjenta na podstawie siedmiu kategorii wieku/wagi od noworodków z bardzo niską urodzeniową masą ciała do nastolatków. Czas ekspozycji jest określany automatycznie, aby zastosować jak najkrótszy czas pozwalający uzyskać użyteczne wyniki. Szybka im krótszy czas badania, tym mniejszy stres dla młodych Szyb pacjentów. Lekkie i bezprzewodowe detektory ułatwiają szybkie pacje pozycjonowanie i manipulację. Całkowity czas akwizycji jest pozy zredukowany do minimum, a dziecku można poświęcić więcej uwagi. zred Przyjazna pracownie obrazowania firmy Carestream są Przy przystosowane do badań najmniejszych pacjentów. Gabinety DR przys DRX-Evolution i DRX-Ascend posiadają wyjmowane siatki, stoły DRX niskiej absorpcji i osłony ściennych kratek Bucky'ego, aby dostarczać o nis najniższą dawkę. Krążki filtrujące w głowicy lampy zapewniają jak n dodatkową filtrację promieni RTG u pacjentów, u których stosuje się doda precyzyjne dawki. Opcje obrazowania pełnej długości CR i DR firmy precy Carestream dostarczają funkcji obrazowania cyfrowego do badań Care skoliozy. Rozwiązania te są także skonstruowane tak, aby dostarczać skoli maluchom radości. Przyjazna dla dziecka grafika DRX-Revolution malu sprawia, że pacjenci pediatryczni są spokojni w trakcie procedur spraw zastosowaniem przenośnego RTG. z zas 144 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

15 reklama / advertisement prezentacja / presentation Obróbka obrazów Po uzyskaniu wysokiej jakości obrazu przy jak najmniejszej ekspozycji, kluczowe znaczenie ma odpowiednia obróbka, która pozwoli dostarczyć radiologowi czytelnych informacji diagnostycznych. Będące własnością firmy Carestream oprogramowanie Pediatric Image Optimization & Enhancement zostało skonstruowane z myślą o najmniejszych pacjentach. Podobnie jak nasz proces akwizycji, oprogramowanie to automatycznie reguluje i dostosowuje parametry obróbki obrazu Carestream EVP Plus dla jednej z siedmiu pediatrycznych kategorii rozmiaru ciała. Poprawiona supresja szumu i wzmocnienie detali pomaga dostarczyć radiologom obrazów o optymalnej jakości. Przegląd obrazu Funkcje przeglądania obrazu umożliwiają pomiar i porównania ekspozycji oraz innych kluczowych parametrów dla każdego z wykonanych badań. Funkcji tych można używać w ramach programu jakości placówek do celów edukacyjnych i ciągłego podnoszenia jakości: IEC Exposure Index (wskaźnik ekspozycji IEC) umożliwia szybką ocenę ilości promieniowania zastosowanego w trakcie badania. Deviation Index (wskaźnik odchylenia) niezwłocznie porównuje zastosowaną ekspozycję z wartością docelową dla danej placówki. Dose Reporting przesyła dane dotyczące dawki całkowitej do RIS, w tym także z badań odrzuconych. CR/DR Total Quality Tool wykorzystuje fantom i oprogramowanie do kontroli jakości, aby upewnić się, że detektor i kasety odpowiadają specyfikacjom zgodnie ze standardami stowarzyszenia Image Gently i rządowymi wytycznymi dotyczącymi obrazowania pediatrycznego. Oprogramowanie Administrative Analysis & Reporting przeszukuje wszystkie systemy firmy Carestream w placówce i wyświetla poziomy ekspozycji według badania i technika, odsetki powtórzeń, przyczyny powtórzeń, wykorzystane techniki i jeszcze więcej. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

16 diagnostyka \ diagnostics artykuł \ article Maksymalizacja skuteczności dawki w obrazowaniu u dzieci Carestream Health Wprowadzenie W porównaniu z obrazowaniem u osób dorosłych obrazowaniu radiograficznemu u dzieci towarzyszy szereg wyjątkowych wyzwań. Podwyższona wrażliwość rosnących narządów i kości na promieniowanie, dłuższe przewidywane czasy życia u dzieci i szeroki zakres budowy ciała w tej grupie demograficznej oznaczają, że nie można używać tych samych technik akwizycji i parametrów obróbki obrazu, co w przypadku obrazowania u osób dorosłych. Inicjatywa Back to Basics kampanii Image Gently zachęca do korzystania z praktyk dotyczących obrazowania specyficznych dla pediatrii i jest ona spójna z zasadami w podejściu firmy Carestream do tych ważnych problemów [1-3]. Aby zapewnić jak najwyższą jakość obrazu przy najbardziej wydajnym wykorzystaniu ekspozycji na promieniowanie, ważne jest, aby traktować każdy etap łańcucha tworzenia obrazu jako część kompletnego systemu. Proces tworzenia obrazu można naturalnie podzielić na trzy odrębne etapy: akwizycja obrazu, obróbka obrazu w celu wyświetlenia oraz przeglądanie i ocena obrazu. Etapy te przedstawiono na rysunku 1. Na tym rysunku zaznaczono także proces oceny jakości obrazu i jego kluczową rolę w uzyskaniu pozytywnego wpływu na etapy akwizycji i obróbki obrazu. Akwizycja Obróbka obrazu Przeglądanie i ocena Zatwierdzenie obrazu Rys. 1 Schemat procesu tworzenia obrazu. Przeglądanie i ocena obrazu pozwalają wpływać na etapy akwizycji i obróbki obrazów, które mogą umożliwiać ciągłe ulepszenia W duchu inicjatywy Image Gently firma Carestream Heath opracowała i wdrożyła wiele funkcji przeznaczonych specjalnie do zapewnienia optymalnej akwizycji obrazu i wyświetlania informacji diagnostycznych u wszystkich pacjentów pediatrycznych. Poniżej opisano niektóre z tych funkcji. Akwizycja obrazu Pierwszy etap tworzenia obrazu to przechwycenie obrazu rentgenowskiego RTG przez odbiornik. Niedawne wprowadzenie innowacyjnego bezprzewodowego detektora DRX firmy Carestream było wielkim krokiem naprzód poprzez zapewnienie wysokiej jakości detektora RTG, który płynnie wpasowuje się w organizację pracy na noworodkowych i pediatrycznych oddziałach OIOM. Ponadto zastosowanie warstwy przetwarzającej promieniowanie rentgenowskie z CsI(Tl) pomaga zapewnić jak najwyższą jakość obrazu. Bezprzewodowa konstrukcja praktycznie eliminuje problemy, jakie można napotkać w trakcie pozycjonowania pacjenta w środowisku klinicznym w przypadku zastosowania systemu przewodowego. Wymienna bateria gwarantuje także szybką gotowość detektora do pracy. Poza bardzo wydajnym detektorem, istotne jest także zastosowanie właściwych parametrów ekspozycji (np. kvp, mas i filtracja) dla szerokiego zakresu budowy ciała u dzieci. Szeroki zakres rozmiarów ciała od najmniejszych noworodków do największych nastolatków wymaga dostosowania technik akwizycji dla pacjentów o różnej wielkości ciała i w różnym wieku. Aby sprostać temu wyzwaniu, firma Carestream oferuje możliwość wyboru wielkości ciała pacjenta pediatrycznego spośród siedmiu kategorii, na podstawie ostatnich zaleceń FDA [4, 5]. Ten nowo skategoryzowany wybór pozwala systemowi wybrać domyślne parametry akwizycji i konfiguracje obróbki obrazu właściwe dla różnych typów pacjentów i różnych rodzajów 146 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

17 artykuł / article diagnostyka / diagnostics detektorów (oprogramowanie do optymalizacji i wzmacniania akwizycji obrazu u dzieci). Ta funkcja umożliwia bardziej jednorodną akwizycję i wyświetlanie obrazów w przypadku pacjentów o określonej wielkości ciała należących do określonej grupy wiekowej. Firma Carestream jest także zaangażowana w opracowanie ulepszonych technik akwizycji dla pacjentów pediatrycznych. Praca ta opiera się na uświadomieniu sobie, że zastosowanie cyfrowego receptora daje możliwość celowania w określony stosunek sygnału do szumu na obrazie oraz zachowania określonej gęstości optycznej na obrazie ostatecznym. Nieodłączna separacja akwizycji i wyświetlania obrazu w środowisku cyfrowym daje nowe możliwości opracowania specyficznego dla zadania dopasowania w zakresie ilości i rodzaju promieniowania stosowanego do uzyskania obrazów cyfrowych. Aby zilustrować możliwość optymalizacji techniki, rysunek 2 przedstawia znormalizowaną miarę jakości obrazu (wskaźnik wykrywalności na jednostkę skutecznej dawki pochłoniętej) dla guzka w płucach o wielkości 5-10 mm jako funkcję masy ciała pacjenta. Wyniki wskazują, że w przypadku mniejszych pacjentów niższa wartość kvp może poprawić jakość obrazu przy danej dawce dla pacjenta, podczas gdy wyższe wartości kvp są bardziej korzystne w przypadku większych pacjentów. (Wyniki są normalizowane z wynikami uzyskanymi za pomocą techniki 70 kvp.) wyrostki kolczyste, umożliwiając precyzyjną ocenę kliniczną. W tym konkretnym przypadku poza badaniem strategii redukcji dawki, firma Carestream Health wprowadziła także funkcję obrazowania pełnej długości, która minimalizuje wielkość nałożenia pomiędzy kolejnymi obrazami. Redukuje to ekspozycję pacjenta i zapewnia maksymalne pokrycie pola widzenia części anatomicznej. Szybkie wyświetlenie podglądu obrazu po akwizycji pozwala technikowi szybko zdecydować, czy część anatomiczna pacjenta została uchwycona prawidłowo, czy badanie należy powtórzyć. Wpływa to korzystnie na szybkość i wydajność wykonywania badań, co jest szczególnie ważne u młodych pacjentów. Aby pomóc, firma Carestream wdrożyła nowy wskaźnik ekspozycji według normy IEC (EI) umożliwiający szybką ocenę ilości promieniowania zastosowanej do utworzenia obrazu [6, 7]. Powiązany wskaźnik odchylenia (DI) umożliwia natychmiastową ocenę techniki akwizycji w porównaniu z docelową ekspozycją dla danego badania obowiązującej w danej placówce. Ta natychmiastowa informacja zwrotna w połączeniu z innymi, wyżej opisanymi, usprawnieniami w wyborze techniki pomaga technikowi uzyskać bardziej jednorodną jakość obrazu z detektora dla kolejnego etapu łańcucha obrazowania, obróbki obrazu. Obróbka i wyświetlanie obrazu Rys. 2 Znormalizowana jakość obrazu (wskaźnik wykrywalności guzków) na jednostkę pochłoniętej dawki skutecznej dla różnych wartości kvp w funkcji masy ciała pacjenta w przypadku guzka w płucach o wielkości 5-10 mm. Dane zostały znormalizowane do wyniku jakości obrazu w przypadku 70 kvp W przypadku pewnych procedur, jak np. ocena skoliozy, możliwe jest zredukowanie poziomów ekspozycji dla obrazów kontrolnych. Redukcja ekspozycji sprawdza się, jeśli obrazowanie można w sposób satysfakcjonujący osiągnąć w przypadku obrazu o większym szumie niż wysokiej jakości badanie pierwotne, który jednak nadal w wystarczającym stopniu wskazuje Po uzyskaniu wysokiej jakości obrazu przy jak najmniejszej ekspozycji pacjenta, kluczowe znaczenie ma odpowiednia obróbka obrazu, która pozwoli czytelnie i wydajnie dostarczyć radiologowi informacji diagnostycznych. Oprogramowanie EVP Plus firmy Carestream można dostosować w celu dopasowania parametrów obróbki obrazu do preferencji danej placówki. Przy pomocy informacji o wielkości i wieku pacjenta, parametry obróbki obrazu można także dostosować do wyświetlania informacji klinicznej w bardziej obszernej postaci w porównaniu z zastosowaniem konfiguracji obróbki obrazów dla pacjentów dorosłych. Rozkład częstotliwości na osiem pasm, redukcja szumu w wielu częstotliwościach i funkcje kontrolowanego odtwarzania krawędzi oznaczają, że dostępna kliniczna zawartość struktur kostnych u najmniejszych pacjentów noworodkowych oddziałów OIOM może być traktowana na równi ze szczegółami dotyczącymi beleczek u starszych, lepiej rozwiniętych pacjentów. Drobne szczegóły i mniejszy kontrast części ciała najmniejszych pacjentów noworodkowych oddziałów OIOM wymagają osłabienia innych elementów częstotliwości niż w przypadku większych nastolatków. Rysunki 3 i 4 przedstawiają te różnice i poprawione wyświetlanie dzięki dokładnemu wyborowi właściwych parametrów obróbki obrazu. Akceptacja i kontrola jakości Po zainstalowaniu i dostosowaniu systemu obrazowania do preferencji danej placówki dotyczących ekspozycji pacjenta Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

18 diagnostyka \ diagnostics artykuł \ article poziomy ekspozycji, dużą liczbę powtórzeń i potencjalne inne problemy z jakością obrazu, oraz umożliwia podjęcie bardziej proaktywnych działań w celu rozwiązania potencjalnych problemów. Razem te funkcje systemowe pomagają technikom zachować wysoki poziom jakości i jednorodności obrazów. Wniosek Rys. 3 Obraz klatki piersiowej niemowlęcia poddany obróbce właściwej dla dorosłych (strona lewa) i niemowląt (strona prawa). Należy zwrócić uwagę, że w przypadku obróbki właściwej dla pacjentów dorosłych nie widać wielu szczegółów klatki piersiowej niemowlęcia Wyjątkowe wymagania obrazowania u dzieci wymagają podejścia systemowego w celu zagwarantowania obrazowania wysokiej jakości przy jak najmniejszej ekspozycji pacjenta. Firma Carestream Health oferuje szereg funkcji, które zapewniają, że nasze systemy mogą dostarczyć najlepszego i najbezpieczniejszego obrazowania RTG w pełnym zakresie badań klinicznych u wszystkich pacjentów pediatrycznych. Literatura Rys. 4 Obraz klatki piersiowej nastolatka poddany obróbce właściwej dla dorosłych (strona lewa) i niemowląt (strona prawa). Należy zwrócić uwagę, że drobne szczegóły klatki piersiowej nastolatka są nadmiernie podkreślone w przypadku obróbki obrazu właściwej dla niemowląt i wyglądu obrazu, ważne jest wprowadzenie stałego programu kontroli jakości (QC), który pozwala zapewnić ciągłą wysoką jakość obrazów dostarczanych odczytującemu je radiologowi. Istnieje wiele aspektów tego typu programu QC, a firma Carestream Health wdrożyła wiele funkcji systemowych umożliwiających placówce łatwe śledzenie wielu ważnych parametrów. Po stronie użytkownika program DR Total Quality Tool (DR TQT) umożliwia skuteczną ocenę bieżącego poziomu wydajności cyfrowego detektora RTG. Ponadto IEC EI umożliwia szybką ocenę poziomów ekspozycji stosowanych do akwizycji obrazów. Na poziomie oddziału oprogramowanie do analizy administracyjnej i raportowania umożliwia technikowi zajmującego się kontrolą jakości QC lub inżynierowi medycznemu przesłanie zapytania do wszystkich systemów firmy Carestream w sieci firmowej z jednej lokalizacji centralnej. Pozwala to szybko wykryć nieprawidłowe 1. D.I. Bulas et al.: Image Gently: Why We Should Talk to Parents about CT in Children, AJR Am J Roentgenol., 192(5), 2009, K.J. Strauss et al.: Image Gently Vendor Summit: Working Together for Better Estimates of Pediatric Radiation Dose from CT, AJR Am J Roentgenol., 192(5), 2009, Image Gently : The Alliance for Radiation Safety in Pediatric Imaging, (odczytano 27 września 2012) Wytyczne FDA: Premarket Assessment of Pediatric Medical Devices, , Devices/DeviceRegulationandGuidance/GuidanceDocuments/ UCM pdf. 5. Robocze wytyczne FDA: Draft Guidance for Industry and Food and Drug Administration Staff: Pediatric Information for X-ray Imaging Device Premarket Notifications, , M pdf. 6. Międzynarodowa norma IEC : Medyczne urządzenia elektryczne Wskaźnik ekspozycji w cyfrowych systemach obrazowania rentgenowskiego Część 1: Definicje i wymagania dotyczące radiografii ogólnej. Międzynarodowa Komisja Elektrotechniczna, 2008, ISBN J.A. Seibert, R.L. Morin: The standardized exposure index for digital radiography; an opportunity for optimization of radiation dose to the pediatric population, Pediatric. Radiol., 41(5), 2011, vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

19 artykuł naukowy / scientific paper diagnostyka / diagnostics Czy tak samo oceniamy to, co widzimy? Analiza porównawcza zdjęć stawu skokowego przez techników elektroradiologii i studentów kierunku elektroradiologia Do we evaluate what we see in the same way? Comparative analysis of ankle joint images by radiology technicians and radiography students Magdalena Żelechowicz 1, Piotr Nowak 2, 3, Patrycja Tomaszewska 3, Elwira Wyczółkowska 3, Ewa Pasieka 4, Jan Chwieśko 5 1 Zakład Radiologii, Uniwersytet Medyczny w Białymstoku, ul. M. Skłodowskiej-Curie 24a, Białystok, tel , magzel1@o2.pl 2 Studenckie Koło Naukowe przy Zakładzie Statystyki i Informatyki Medycznej, Uniwersytet Medyczny w Białymstoku, Wydział Nauk o Zdrowiu, ul. Szpitalna 37, Białystok 3 Student kierunku elektroradiologia, I rok II stopnia, Uniwersytet Medyczny w Białymstoku 4 Uniwersytecki Szpital Kliniczny w Białymstoku, ul. M. Skłodowskiej-Curie 24a, Białystok 5 Zakład Radiologii Uniwersytecki Szpital Kliniczny w Białymstoku, ul. M. Skłodowskiej-Curie 24a, Białystok Streszczenie Wprowadzenie: Co łączy ze sobą światowe sławy: piłkarza Roberta Lewandowskiego, kolarkę górską Maję Włoszczowską, tenisistkę Urszulę Radwańską, skoczka narciarskiego Kamila Stocha i lekkoatletkę Anitę Włodarczyk? Cała wyżej wymieniona grupa sportowców ma na swoim koncie urazy stawu skokowego, bo urazy tej okolicy dotykają przede wszystkim ludzi aktywnych fizycznie. Cel: Celem pracy była weryfikacja prawidłowości wykonywania zdjęć rentgenowskich stawu skokowego oraz analiza danych zawartych w skierowaniach przez dwie grupy badaczy: techników elektroradiologii i studentów kierunku elektroradiologia. Materiał i metody: Analizie retrospektywnej poddano skierowania i zdjęcia rentgenowskie stawu skokowego wykonane 105 pacjentom w dwóch projekcjach: przednio-tylnej (AP) i bocznej (LAT) w Zakładzie Radiologii Uniwersyteckiego Szpitala Klinicznego w Białymstoku. Ocena została dokonana przez trzech techników elektroradiologii oraz trzech studentów kierunku elektroradiologia. Analizie poddano również wiek i płeć pacjentów oraz rozpoznania. Dane poddano analizie statystycznej przy użyciu programu Statistica 13.1 oraz MS Excel Wyniki: Spośród 105 radiogramów objętych analizą 58 (55,24%) wykonano kobietom. Wśród radiogramów wykonanych w projekcji bocznej brak było określenia strony badanej pacjenta w 47 (44,76%) przypadkach. W sposób istotny statystycznie różniły się od siebie oceny zakresu (p = 0,01) i poprawności pozycjonowania (p = 0,01) radiogramów wykonanych w projekcji AP. Istnieje istotny statystycznie związek pomiędzy zastosowaniem u pacjenta opatrunku gipsowego a oceną przez techników poprawności projekcji przednio-tylnej stawu skokowego (p = 0,01). W grupie studentów wykazano związek pomiędzy opatrunkiem gipsowym a oceną zakresu radiogramów w projekcji bocznej (p = 0,04) oraz zgodnością projekcji bocznej (p = 0,01). Wnioski: 1. Wykazano różnice w ocenie radiogramów pod kątem zakresu oraz pozycjonowania pomiędzy grupą techników elektroradiologii i studentów. 2. Studenci rzadziej akceptowali zakres w ocenianych zdjęciach szczególnie w projekcji przednio-tylnej. 3. Technicy częściej akceptowali poprawność projekcji przednio-tylnej u pacjentów z opatrunkiem gipsowym. Słowa kluczowe: rentgenodiagnostyka konwencjonalna, zdjęcie rentgenowskie, staw skokowy, uraz, skierowanie, technik elektroradiologii Abstract Introduction: What units the most famous sportsmen in the world? They were all subjected to ankle joint injuries, because this trauma is common among physically active people. Purpose: The main goal of this study was the analysis data in referrals and verification of the correctness of making ankle x-rays, performed by 2 groups of researchers: radiographers and radiography students. Materials and methods: Referrals and ankle x-rays in 2 projections: anterior-posterior (AP) and lateral (LAT) were retrospectively analysed. Radiograms of 105 patients from Radiology Department in Uniwersytecki Szpital Kliniczny in Białystok were used. Evaluation was performed by 3 radiographers and 3 radiology students. Age and sex of the patients and diagnosis were analysed too. Data were statistically analysed with Statistica 13.1 and MS Excel Results: 58 from 105 analysed x-rays (55,24%) were made among women. The anatomical side was not indicated on lateral radiographs in 47 cases (44,76%). Statistically significant differences were shown in evaluations of anatomical coverage assessment (p = 0,01) and correctness of positioning (p = 0,01) in AP x-rays. A statistically significant association between having a plaster cast and evaluation of correctness making anterior-posterior projection on ankle x-ray was observed (p = 0,01). In students group statistically significant association between having a plaster cast and evaluation of anatomical coverage assessment in lateral x-rays (p = 0,04) and compatibility of lateral projection with the guidelines (p = 0,01) was observed. Conclusions: 1. Statistically significant differences in the assessment of radiographs with regard to anatomical coverage and positioning between a group of radiology technicians and students were shown. 2. Students less frequently accepted range in evaluated images, especially in the anterior-posterior projection. 3. Technicians more often accepted the correctness of anterior-posterior projections in patients with a plaster cast. Key words: conventional radiography, X-ray image, ankle joint, trauma, referral, radiology technician otrzymano / received: poprawiono / corrected: zaakceptowano / accepted: Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

20 diagnostyka \ diagnostics Wprowadzenie Epidemiologia Staw skokowy ze względu na swoją lokalizację i złożoną budowę anatomiczną jest narażony na uszkodzenia. Główną przyczyną złamań w obrębie stawu skokowego są wypadki drogowe oraz upadki w trakcie wzmożonej aktywności fizycznej. Najbardziej predysponowaną grupą do urazów w obrębie stawu skokowego są sportowcy, m.in. piłkarze, siatkarze, koszykarze. Czynnikami zwiększającymi prawdopodobieństwo wystąpienia urazu w obrębie stawu skokowego poza wzmożoną aktywnością fizyczną są m.in.: cukrzyca, osteoporoza oraz otyłość. Jak podaje Goost i wsp., częstość występowania złamań w obrębie stawu skokowego wynosi 174 przypadków na dorosłych osób rocznie [1, 2]. Anatomia Staw skokowy jest stawem bardzo złożonym pod względem anatomicznym i funkcjonalnym. W jego skład wchodzą trzy stawy: staw skokowo-goleniowy, staw skokowo-piętowo-łódkowy i staw skokowo-piętowy. Główną częścią stawu skokowego jest staw skokowo-goleniowy tworzony przez trzy kości: dalsze części kości strzałkowej i piszczelowej oraz kość skokową. Staw skokowy dolny anatomicznie tworzą dwa stawy: skokowo-piętowy i staw skokowo-piętowo-łódkowy, funkcjonalnie całość stanowi jeden staw skokowy dolny. Zakres ruchów stawu skokowo-goleniowego obejmuje dwa rodzaje zgięcia: grzbietowe i podeszwowe, staw skokowy dolny umożliwia wykonywanie ruchów bocznych. Więzadła oraz więzozrosty zapewniają stabilność bierną stawu skokowego [3, 4]. Diagnostyka Diagnostyka w obrębie stawu skokowego powinna rozpoczynać się od wywiadu i badania fizykalnego. Kolejnym etapem zazwyczaj jest wykonanie radiogramów. Klasyczne zdjęcia rentgenowskie stanowią badanie pierwszego rzutu przy podejrzeniu urazu stawu skokowego. Standardowo badanie wykonywane jest w dwóch projekcjach: przednio-tylnej (AP) i bocznej (LAT). Niekiedy w diagnostyce przydatne jest zdjęcie rtg celowane na widełki piszczelowo-strzałkowe przy rotacji wewnętrznej stopy o kąt ok. 20 (tzw. Mortise view). Badania obrazowe, takie jak tomografia komputerowa, rezonans magnetyczny czy ultrasonografia, wykonywane są w celu pogłębienia diagnostyki [3, 4, 5]. Zdjęcie rentgenowskie jest odpowiedzią na postawione przez lekarza klinicystę pytanie, dlatego ważna jest jego wartość diagnostyczna. Na jakość zdjęcia poza odpowiednio dobranymi parametrami technicznymi składa się wiele czynników, m.in. współpraca z pacjentem, stan kliniczny pacjenta, staranność przy pozycjonowaniu w celu wykonania badania w ściśle artykuł naukowy \ scientific paper określonej pozycji, obecność stabilizatorów wewnętrznych oraz zewnętrznych, np. opatrunku gipsowego, zastosowanie lateralizacji. Technik elektroradiologii jest pierwszą osobą, która ocenia wykonany przez siebie radiogram pod kątem swoich kompetencji zawodowych i doświadczenia zdobytego m.in na podstawie analizy zdjęć odrzuconych. Bardzo istotna jest rzetelna samoocena, ponieważ często skraca czas diagnozowania pacjenta szczególnie w przypadku, kiedy zdjęcie należy powtórzyć np. z powodu nieodpowiedniego zakresu anatomicznego, niezachowania odpowiedniej projekcji czy przy pomyleniu strony badanej [6, 7]. Cel Celem pracy jest weryfikacja prawidłowości wykonywania zdjęć rentgenowskich stawu skokowego oraz analiza danych zawartych w skierowaniach, wykonana przez dwie grupy badaczy: techników elektroradiologii i studentów kierunku elektroradiologia. Materiał i metody Analizie retrospektywnej poddano skierowania i zdjęcia rentgenowskie stawu skokowego wykonane 105 pacjentom w dwóch projekcjach (przednio-tylnej i bocznej). Wszystkie radiogramy wykonane zostały w Zakładzie Radiologii Uniwersyteckiego Szpitala Klinicznego w Białymstoku. Ocena została dokonana przez trzech techników elektroradiologii (TE), pracowników Uniwersyteckiego Szpitala Klinicznego i Uniwersytetu Medycznego w Białymstoku oraz trzech studentów kierunku elektroradiologia (SE) Uniwersytetu Medycznego w Białymstoku. Analizie poddano również wiek i płeć pacjentów oraz rozpoznania. Oceniono poprawność wypełnienia skierowania przez lekarza kierującego na badanie (strona badana, zakres badania, projekcje) oraz poprawność wykonania radiogramu (lateralizacja, zakres badania, pozycjonowanie). Do oceny zakresu anatomicznego radiografii stawu skokowego przyjęto zapisy zgodnie z procedurą wzorcową [6]: projekcja przednio-tylna: dystalna 1/3 kości strzałkowej i piszczelowej, kostka boczna i przyśrodkowa, staw skokowo-goleniowy oraz kość skokowa; projekcja boczna: dystalna 1/3 kości strzałkowej i piszczelowej, częściowo nakładające się na siebie kostka boczna i przyśrodkowa, kość skokowa, zatoka stępu, kość piętowa, staw piętowo-sześcienny, staw skokowo-łódkowaty oraz kość łódkowata. Dane poddano analizie statystycznej przy użyciu programu Statistica 13.1 oraz MS Excel Analiza zmiennej ilościowej, jaką jest wiek, opierała się o wyznaczenie miar rozkładu oraz sprawdzenie normalności rozkładu zmiennej przy pomocy testu Shapiro-Wilka. Dla zmiennych porządkowych i nominalnych wyznaczono częstości ich występowania, wyznaczono wartości średnie i odchylenia standardowe. Następnie wykonano test U Manna- Whitneya celem ustalenia zależności między zmienną ilościową wiek a zmiennymi wyrażonymi na skali 150 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

21 artykuł naukowy / scientific paper diagnostyka / diagnostics dychotomicznej lub nominalnej. W celu określenia związku między zmienną ilościową a porządkową wykonano test Kruskala- -Wallisa. W celu ustalenia, czy istnieje zależność między obiema grupami (zmienna dychotomiczna) z ocenami poszczególnych parametrów (skala porządkowa), z racji, że zmienna zależna wyrażona jest na skali porządkowej, zastosowano test U Manna- -Whitneya. Przy wykonywaniu testów przyjęto poziom istotności równy p < 0,05. Tabela 1 Częstość występowania poszczególnych rozpoznań w skierowaniach opisanych kodem ICD-10 Wyniki Spośród 105 radiogramów objętych analizą 58 (55,24%) wykonano kobietom. Średnia wieku kobiet wyniosła 50,50 lat, przy odchyleniu standardowym równym 16,42 lat, natomiast średnia wieku mężczyzn 42,38 lat, a odchylenie standardowe 17,64 lat. Wiek w badanej populacji charakteryzował się rozkładem innym niż normalny (p = 0,01). Szczegółową analizę wieku osób, których radiogramy objęto badaniem z uwzględnieniem podziału kohorty pod względem płci przedstawiono na rysunku 1. Rys. 1 Wykres ramka wąsy wiek a płeć Źródło: Opracowanie własne. Kodu ICD-10 pozbawionych było 36 (34,29%) skierowań. Wśród 69 (65,715) zleceń posiadających kod, najczęstszym wskazaniem było S82 złamanie podudzia łącznie ze stawem skokowym. Szczegółową analizę częstości stosowanych kodów przedstawiono w tabeli 1. Spośród skierowań bez kodu 7 (6,67%) nie posiadało rozpoznania określonego w żaden sposób. W pozostałych skierowaniach rozpoznanie było określone poprzez podanie nazwy schorzenia. Najczęściej podawanym rozpoznaniem był uraz stawu skokowego (n = 18; 17,14%). Innymi wskazaniami w tej grupie skierowań były: złamanie (n = 5; 4,76%) skręcenie (n = 2; 1,90%) oraz w pojedynczych przypadkach (0,95%): ocena stawu skokowego, ocena pooperacyjna i endoprotezoplastyka. W grupie analizowanych radiogramów 60 (57,14%) obrazowało staw skokowy prawy, natomiast 45 (42,86%) staw skokowy lewy. W dwóch (1,90%) skierowaniach brak było określenia, która z kończyn ma być badana. W jednym ze skierowań (0,95%) wskazana była kończyna przeciwna do tej, która została zbadana. Źródło: Opracowanie własne. Wszystkie zdjęcia rentgenowskie wykonane w projekcji AP posiadały lateralizację. Wśród radiogramów wykonanych w projekcji bocznej brak było określenia strony badanej pacjenta w 47 (44,76%) przypadkach. Wyniki oceny poprawności stosowania lateralizacji zdjęć rentgenowskich w obu projekcjach w grupie techników i studentów nie różniły się w istotny statystycznie sposób (p > 0,05). W sposób istotny statystycznie różniły się od siebie oceny zakresu (p = 0,01) i poprawności pozycjonowania (p = 0,01) radiogramów wykonanych w projekcji AP. Szczegółową analizę wartości ocen poszczególnych parametrów w obydwu grupach przedstawiono w tabeli 2. Analizę uśrednionych częstości wystawiania poszczególnych ocen zakresu radiogramów w projekcji przednio-tylnej i bocznej przedstawiono na rysunku 2, analizę uśrednionych częstości przyznawania poszczególnych ocen odwzorowania projekcji radiogramów w projekcji AP i bocznej przedstawiono na rysunku 3. Ocena zgodności zakresu objętego obrazowaniem z normą określoną w procedurze wzorcowej, poprawności odwzorowania projekcji, lateralizacji oraz danych zawartych w skierowaniach nie różniły się w sposób istotny statystycznie w obu porównywanych grupach (p > 0,05). Tabela 2 Średnie wartości ocen przyznawanych przez studentów i techników i jej odchylenia standardowe. Zakresu obrazowania: 0 obszar objęty obrazowaniem jest mniejszy niż referencyjny, 1 obszar zgodny z procedurą wzorcową, 2 obszar większy od określonego w procedurze wzorcowej. Ocena poprawności projekcji: 0 nieprawidłowa, 1 prawidłowa, 2 poza możliwością oceny/nie dotyczy Źródło: Opracowanie własne. U 34 (32,38%) osób, którym wykonano radiogramy objęte analizą, zastosowano zespolenie chirurgiczne, u 5 (14,71%) z nich zastosowano jednoczasowo opatrunek gipsowy. Występowanie samego opatrunku gipsowego stwierdzono u 15 (14,29%) pacjentów, natomiast stabilizację przy pomocy szyny Kramera zastosowano u jednej (0,95%) osoby. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

22 diagnostyka \ diagnostics artykuł naukowy \ scientific paper Rys. 2 Uśrednione wartości oceny zakresu zdjęć w projekcji przednio-tylnej i bocznej w stosunku do procedury wzorcowej Źródło: Opracowanie własne. Rys. 3 Uśrednione wartości oceny odwzorowania projekcji radiogramów w projekcji przednio- -tylnej i bocznej Źródło: Opracowanie własne. Wykazano zależność między obrazowaniem opatrunku gipsowego a oceną poprawności projekcji przednio-tylnej (p = 0,01) oraz bocznej (p = 0,01) i obecnością opatrunku gipsowego a zgodnością z procedurą wzorcową zakresu objętego obrazowaniem w projekcji bocznej (p = 0,02). Istnieje istotny statystycznie związek pomiędzy zastosowaniem u pacjenta opatrunku gipsowego a oceną przez techników poprawności projekcji przednio-tylnej stawu skokowego (p = 0,01). W grupie studentów wykazano związek pomiędzy opatrunkiem gipsowym a oceną zakresu radiogramów w projekcji bocznej (p = 0,04) oraz zgodnością projekcji bocznej (p = 0,01). Dyskusja Decoster i wsp. porównali akceptowalność kliniczną radiogramów pomiędzy elektroradiologami o małym stażu pracy a kolegami z dłuższym doświadczeniem zawodowym. Stwierdzono, że młodsi odrzucili 55,3% radiogramów, natomiast starsi 37,9% [8]. Podobnie i w naszym badaniu studenci częściej wskazywali odpowiedź obszar badany jest większy od określonego w procedurze wzorcowej niż potwierdzali jego zgodność. Natomiast podobnie jak technicy elektroradiologii, akceptowali poprawność projekcji. Wright i Reeves wykazali, że umiejętności interpretacji obrazu w zakresie identyfikowalności prawidłowości i złamań wzrastają w ciągu kolejnych lat studiów przyszłych elektroradiologów. Autorzy zwracają uwagę, że analizy radiogramów w toku kształcenia powinny obejmować dwa podstawowe zagadnienia uświadomienie punktów kluczowych wykonania radiografii i ciągłe monitorowanie wyników [9]. Systematyczna analiza radiografii w fazie przygotowania do pracy zawodowej jest szansą na stworzenie solidnej podstawy codziennego wykonywania obowiązków i nawyku samooceny [10]. Spencer zwraca uwagę na potrzebę kształtowania u przyszłych techników krytycznego myślenia. Umiejętnego wykorzystania informacji w celu zdefiniowania problemów i refleksji nad ich oceną w danym kontekście klinicznym [11]. Znajduje to potwierdzenie w badaniu Pieterse i wsp., gdzie wykazano wśród studentów minimalną zdolność rozpoznania kluczowych danych w określonym scenariuszu klinicznym. Stąd istnieje konieczność takiej konstrukcji programu kształcenia, aby te kompetencje mogły być kształtowane [12]. Nisbet i Matthews wykazali, że nauczanie radiografii często odbywa się poprzez obserwację, a zaangażowanie może być na tyle niskie, że studenci biorą udział w badaniu bez myślenia o jego powodach i nie skupiają się na warunkach przeprowadzenia procedury [13]. Ciekawy wniosek, poparty badaniem sondażowym, na temat edukacji stawiają Botwe i wsp. W nauczaniu radiografii istnieje zjawisko braku spójności pomiędzy wiedzą teoretyczną a praktyką, co stanowi poważny problem w przygotowaniu studentów do przyszłej pracy zawodowej [14]. Baxter za podstawową przyczynę rozbieżności uznaje doświadczenie i kompetencje nauczycieli akademickich i opiekunów praktyk zawodowych [15]. Inni autorzy wskazują także na brak świadomości celów edukacyjnych zajęć praktycznych oraz brak bezpośredniego nadzoru nad wykonywaniem czynności przez studentów i nieprzekazywanie informacji zwrotnej na temat poprawności realizowanych zadań [14]. Umiejętność interpretacji wzrasta wraz z realizacją ciągłej edukacji [16]. Samo doświadczenie rozpatrywane tylko jako staż pracy nie jest gwarancją prawidłowego wykonania lub oceny radiografii. Wynika to z faktu, że procedury mogą nie być realizowane w oparciu o najnowsze doniesienia naukowe lub są opracowywane zgodnie z przestarzałymi przepisami. Inną przyczyną dysproporcji pomiędzy doświadczeniem a wiedzą i umiejętnościami jest brak motywacji do uczenia się i doskonalenia oraz brak regularnego nadzoru nad poprawnością wykonywania radiografii, np. informacje zwrotne z analizy zdjęć odrzuconych [17]. W naszej analizie studenci rzadziej akceptowali zakres radiogramu stawu skokowego w obu projekcjach niż technicy elektroradiolodzy. Wykazane różnice mogą wynikać z faktu oceny subiektywnej. Pojęcie 1/3 dalsza goleni jest nieco abstrakcyjne, biorąc pod uwagę tylko analizę radiogramu, bez odniesienia do rzeczywistego wymiaru ciała człowieka. Oczywiście rutynowo 152 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

23 artykuł naukowy / scientific paper diagnostyka / diagnostics nie jest wykonywany pomiar podudzi, tym samym przy pozycjonowaniu i określeniu pola symulacji świetlnej technicy także dokonują subiektywnego wyboru zakresu badania. Modyfikatorem mogą być zapisy w skierowaniu określające rodzaj instrumentarium, np. płytka do osteosyntezy kości, całkowita bezcementowa endoproteza stawu skokowego. W przypadku ich braku, w określeniu zakresu klinicznego zainteresowania można sugerować się długością blizny pooperacyjnej. Zazwyczaj radiografia w projekcji przednio-tylnej pozwala na ocenę, czy zastosowane pole kolimacji jest adekwatne do potrzeb klinicznych. Khosa i wsp. wskazują na istotność umieszczania znaczników przy wykonywaniu radiografii. Brak markera lub nieprawidłowe oznaczenie strony badanej może mieć poważne konsekwencje zarówno medyczne, jak i prawne. Z pracy jednoznacznie wynika, że lepiej jest umieszczać marker przed ekspozycją, a nie post- -processingowo po wykonaniu radiografii, w ten sposób zmniejsza się ryzyko wystąpienia błędu. Elektroniczna lateralizacja powinna być stosowana tylko wtedy, gdy znacznik został nieprawidłowo umieszczony i należy go skorygować [18]. Z naszych badań wynika, że wszystkie poddane analizie zdjęcia stawu skokowego wykonane w projekcji AP posiadały lateralizację. W prawie 45% zdjęć w projekcji bocznej brak było oznaczenia strony badanej. Przyczyną braku oznaczenia strony badanej zdjęć wykonywanych w projekcji bocznej może być założenie przez osoby wykonujące, że wystarczy oznaczenie pierwszego wykonywanego radiogramu w projekcji AP, a drugie zdjęcie w projekcji bocznej jest uzupełnieniem, w związku z tym strona badana pozostaje ta sama. Nawyk ten być może został przeniesiony z techniki analogowej, w której rzadko stosowano marker w przypadku zdjęcia w projekcji bocznej z uwagi na wykonywanie dwóch ekspozycji na jednej błonie. Umieszczano wtedy znacznik tylko przy wykonywaniu jednej ekspozycji i film był oznaczony. W technice cyfrowej bardzo często musimy weryfikować, czy stare nawyki nie utrudniają nam realizacji nowych wyzwań [19, 20, 21, 22]. Ogólnodiagnostyczne zdjęcia rentgenowskie wykonywane są na podstawie skierowania. Dobrze wystawione zlecenie zawierające wszelkie niezbędne i wymagane informacje o pacjencie znacznie ułatwia prawidłowe wykonanie badania, jak i jego późniejszą interpretację. W analizowanej przez nas grupie skierowań najczęściej brakowało rozpoznania lub jednoznacznej informacji o tym, która z kończyn ma zostać zbadana. Braki informacyjne być może wynikają z pośpiechu, który towarzyszy lekarzom podczas przyjmowania pacjentów, niemniej jednak mogą być poważne w skutkach. Należy pamiętać, że skierowanie jest formą komunikacji pomiędzy lekarzem klinicystą, technikiem elektroradiologii oraz lekarzem radiologiem. Zlecenie na badanie powinno zawierać wszelkie istotne informacje, które pomogą zarówno osobie wykonującej badanie w jego prawidłowym wykonaniu, jak i lekarzowi w postawieniu trafnej diagnozy, tym samym zmniejszając ryzyko wystąpienia pomyłki. Pitman zwraca uwagę na fakt, że informacja zawarta w skierowaniu jest potężnym czynnikiem zarówno w zmniejszeniu częstości błędów interpretacyjnych, jak i ich powodowaniu. Stwierdza jednak, że logicznie i sensownie sformułowane pytanie diagnostyczne minimalizuje ryzyko wystąpienia błędów interpretacyjnych. Pitam w swoim artykule bardzo dobitnie pokazuje, jak istotne są informacje zawarte w skierowaniu na badanie obrazowe. Warto zauważyć, że brak rozpoznania w skierowaniu może negatywnie wpłynąć nie tylko na opis zdjęcia, ale również na jego wykonanie oraz stan kliniczny pacjenta. Podejrzenie urazów wymusza na osobie wykonującej badanie, np. modyfikację ułożenia pacjenta. Wykonanie badania zgodnie ze standardem w tym wypadku może spowodować większą traumatyzację w obrębie badanej struktury [23]. Pope i wsp. zwracają uwagę na fakt, że subtelne złamania i dyslokacje szczególnie występujące w obszarach o złożonej anatomii, brak informacji klinicznych i zmęczenia radiologa mogą stanowić pułapkę diagnostyczną. Do oceny radiogramów u pacjentów urazowych potrzebna jest zwiększona czujność, aby prawidłowo zinterpretować nawet te niewidoczne na pierwszy rzut oka uszkodzenia. Naukowcy w swoim artykule wskazują jednocześnie, że wprowadzenie odpowiedniej strategii dotyczącej opisów zdjęć urazowych może pomóc w diagnozowaniu np. nietypowych złamań [24]. Wnioski 1. Wykazano różnice w ocenie radiogramów pod kątem zakresu oraz pozycjonowania pomiędzy grupą techników elektroradiologii i studentów. 2. Studenci rzadziej akceptowali zakres w ocenianych zdjęciach, szczególnie w projekcji przednio-tylnej. 3. Technicy częściej akceptowali poprawność projekcji przednio-tylnej u pacjentów z opatrunkiem gipsowym. 4. Blisko połowa radiogramów w projekcji bocznej nie posiadała oznaczenia strony badanej. 5. Niewielki odsetek skierowań nie zawierał informacji o rozpoznaniu. Literatura 1. H. Goost, M.D. Wimmer, A. Barg, K. Kabir, V. Valderrabano, Ch. Burger: Fractures of the ankle joint investigation and treatment options, Dtsch Arztebl Int, 111(21), 2014, , doi: /arztebl S.L. Jensen, B.K. Andresen, S. Mencke, P.T. Nielsen: Epidemiology of ankle fractures. A prospective population-based study of 212 cases in Aalborg, Denmark, Acta Orthop Scand, 69(1), 1998, M.E. Halstead: Pediatric ankle sprains and their imitators, Pediatric Annals, 43(12), 2014, , doi: / A. Pedrycz, M. Frąckiewicz, B. Cichacz, P. Siermontowski: Urazy w obrębie stawu skokowego. Diagnostyka, profilaktyka, leczenie operacyjne, PolHypRes, 4(49), 2014, P. Pietzik, I. Qureshi, J. Langdon, S. Molloy, M. Solan: Cost benefit with early operative fixation of unstable ankle fracture, Ann R Coll Surg Engl, 88(4), 2006, , doi: / X Obwieszczenie Ministra Zdrowia z dnia 10 listopada 2015 r. w sprawie ogłoszenia wykazu wzorcowych procedur radiologicznych Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

24 diagnostyka \ diagnostics artykuł naukowy \ scientific paper reklama z zakresu radiologii diagnostyki obrazowej i radiologii zabiegowej (Dz. Urz. Min. Zdrow. z 2015 r., poz. 78). 7. Rozporządzenie Ministra Zdrowia z dnia 18 lutego 2011 r. w sprawie warunków bezpiecznego stosowania promieniowania jonizującego dla wszystkich rodzajów ekspozycji medycznej (t. jedn. Dz. U r., poz. 884). 8. R. Decoster, R. Toomey, H. Mol, M.L. Bulter: Radiography image quality assessment by radiographers: does experience play a role?, II RRT, 2016, Dublin. [online] Data pobrania: C. Wright, P. Reeves: Image interpretation performance: A longitudinal study from novice to professional, Radiography, 23(1), 2017, 1-7, D. Magid, D.W. Hudson, D.S. Feigin: Chest radiographic anatomy retention: the impact of preclinical groundwork on clinical recall in two schools, Acad Radiol, 16, 2009, S. Spencer: Critical thinking in nursing: Teaching to diverse groups, Teaching and Learning in Nursing, 3, 2008, T. Pieterse, H. Lawrence, H. Friedrich-Nel: Problem-solving abilities of radiography students at a South African University, AJH- PE, 6(1), 2014, H. Nisbet, S. Matthews: The educational theory underpinning a clinical workbook for VERT, Radiography, 17, 2011, B.O. Botwe, L. Arthur, M.K.K. Tenkorang, S. Anim-Sampong: Dichotomy between theory and practice in chest radiography and its impact on students, J Med Radiat Sci, 64(2), 2017, doi: /jmrs P. Baxter: The CCARE model of clinical supervision: Bridging the theory practice gap., Nurse Educ Pract, 7, 2007, T. Smith, P. Traise, A. Cook: The influence of a continuing education program on the image interpretation accuracy of rural radiographers, Rural Remote Health, 9, 2009, [online]: Data pobrania: A.R. Farajollahi, D.F. Fouladi, M. Ghojazadeh, A. Movafaghi: Radiographers professional knowledge regarding parameters and safety issues in plain radiography: a questionnaire survey, BJR, 87(1040), 2014, , doi: /bjr H. Khosa, C. Thomas, N. Ramesh: Revalidating the importance of anatomical side markers and annotations on radiographic images, ECR 2015/C-2464, doi: /ecr2015/C P. Sulmiński, K. Polak, P. Nowak, E. Pasieka: Czy zawsze stosuje się oznaczenie strony badanej w rentgenodiagnostyce klasycznej?, Inżynier i Fizyk Medyczny, 4(5), 2016, K. Barry, S. Kumar, R. Linke, E. Dawes: A clinical audit of anatomical side marker use in a paediatric medical imaging department, J Med Radiat Sci, 63, 2016, , doi: / jmrs A.G. Titley, P. Cosson: Radiographer use of anatomical side markers and the latent conditions affecting their use in practice, Radiography, 1, 2014, 42-47, doi: radi M. Fuller: Side marker creep: have radiographers changed their side marker habits?, J Med Radiat Sci, 63(3), 2016, , doi: /jmrs G. Pitman: A Quality of referral: What information should be included in a request for diagnostic imaging when a patient is referred to a clinical radiologist?, J Med Imaging Radiat Oncol, 61(3), 2017, , doi: / T.L. Pope, J.U.V. Monu, R.B. Uzor: Long bone trauma: radiographic pitfalls, Pitfalls in Musculoskeletal Radiology, chapter 12, 2017, , [online]: Data pobrania: vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

25 artykuł / article diagnostyka / diagnostics Zobaczmy to, co niewidoczne, czyli wirtualna symulacja krążenia wieńcowego dr inż. Ewa Grudzińska Future Processing, Gliwice, egrudzinska@future-processing.com Za początek rozwoju metod obrazowania przyjmuje się 1895 r., kiedy to Wilhelm Conrad Roentgen odkrył promieniowanie X i wykonał zdjęcia dłoni swojej żony. Od tego czasu następuje nieustanny rozwój obrazowana medycznego. Rozwijane są nowe metody, poprawie ulegają także parametry aparatury medycznej, które powodują, że możemy oglądać obrazy o coraz wyższej jakości. Dzięki temu uzyskujemy większą ilość danych o dużej wartości diagnostycznej. Ale czy poprawa parametrów sprzętu to jedyna droga rozwoju technologicznego obrazowania medycznego? Diagnostyka obrazowa czy czynnościowa Diagnostyka chorób sercowo-naczyniowych odbywa się obecnie na podstawie badań obrazowych lub badań czynnościowych, jednak ani jedne, ani drugie nie dają pełnej informacji o organie, który jest najważniejszą częścią układu krążenia. We współpracy ze specjalistami ze Śląskiego Centrum Chorób Serca w Zabrzu eksperci z Future Processing, z dziedziny fizyki i uczenia maszynowego, na podstawie danych obrazowych, starają się uzyskać informacje o funkcjonowaniu serca. Dokładniej mówiąc, analizują oni, jak kształtują się przepływy we wnętrzu naczyń wieńcowych. Aby osiągnąć ten cel, konieczne jest przeprowadzenie procesu obejmującego zaawansowane przetwarzanie danych obrazowych oraz specjalistycznych algorytmów fizyki obliczeniowej. A Uczenie maszynowe w tworzeniu trójwymiarowych modeli naczyń wieńcowych W procesie przetwarzania danych punkt wyjścia stanowią obrazy angio-tk, na których niejednokrotnie widoczne są artefakty wynikające z nieregularnej pracy serca tzw. slaby. Slaby, nieciągłość naczyń spowodowana występowaniem blaszek miażdżycowych, mała różnica poziomów szarości to podstawowe problemy, z którymi mierzymy się podczas tworzenia algorytmów do automatycznej segmentacji. W celu rozwiązania tych problemów i uzyskania optymalnego efektu specjaliści z Future Processing zaprojektowali wielowarstwową, konwolucyjną sieć neuronową. W tej sieci dane będące wynikiem operacji jednej warstwy stanowią dane wejściowe do warstwy następnej. Połączenie wielu warstw pozwala na ekstrakcję bardziej skomplikowanych cech z obrazów medycznych. Dodatkową zaletą stosowania sieci konwolucyjnych jest fakt, że sieć samodzielnie wybiera cechy obrazu (deskryptory), które uważa za najistotniejsze. W efekcie stworzone algorytmy sztucznej inteligencji do automatycznej segmentacji naczyń wieńcowych są odpowiedzią na rozwiązanie problemów występujących podczas zastosowania metod konwencjonalnych. Kolejnym wyzwaniem jest stosunkowo niska rozdzielczość obrazów medycznych, która bezpośrednio wpływa na jakość rekonstrukcji naczyń. Dla danych obecnie pozyskiwanych B Rys. 1 Trójwymiarowa rekonstrukcja tętnicy: A. Rozdzielczość oryginalna, B. Wynik zastosowania sieci neuronowej Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

26 diagnostyka \ diagnostics artykuł \ article w pracowniach diagnostycznych krawędź woksela wynosi około 0,5 mm. Przeprowadzona na danych o takiej rozdzielczości trójwymiarowa rekonstrukcja segmentacji daje jedynie przybliżone za pomocą prostopadłościanów odwzorowanie trójwymiarowej geometrii tętnicy. Przy standardowej rekonstrukcji tracona jest gładkość naczynia (Rys. 1), co staje się problemem, zwłaszcza w przypadku małych naczyń. Klasyczne algorytmy, stosowane do wygładzania trójwymiarowych obiektów, polegają na operacjach, które mogą wpływać m.in. na zmianę objętości obiektu. Aby tego uniknąć, zastosowano metody uczenia maszynowego wyspecjalizowane do operacji na naczyniach krwionośnych. Zaaplikowana metoda pozwala na uczenie sieci tworzenia gładszych modeli (o zwiększonej rozdzielczości) bez zmiany ich objętości. Wirtualna analiza przepływu Bazując na stworzonych trójwymiarowych modelach naczyń wieńcowych, można wykonywać symulacje analizy przepływu, pozwalające na obliczenie parametrów przepływowych łatwych w interpretacji klinicznej (naprężenia ścinające, indeksy oscylacyjne, czasy zalegania, etc.). W efekcie bez konieczności wykonywania inwazyjnych badań, możliwa jest ocena istotności zmian miażdżycowych oraz prognozowanie dalszego rozwoju choroby. Obliczenia potrzebne do analizy przepływów wykonywane są metodą Lattice a Boltzmanna (LBM). Dzięki przeprowadzonym analizom numerycznym możliwa jest wizualizacja parametrów przepływu cieczy w naczyniach. Metoda ta została starannie zweryfikowana poprzez porównanie wyników obliczeń z pomiarami wykonanymi za pomocą innych technik. Jednym z krytycznych testów tej metody była rekonstrukcja prawidłowej częstotliwości oscylacji w niestabilności von Karmana. Zastosowanie metody LBM i autorskie rozwiązanie pozwalające na ulokowanie obliczeń na układach GPU (Graphics Processing Unit) pozwala na znaczne skrócenie czasu symulacji CFD (Computed Fluid Dynamics) przy zachowaniu dokładności obliczeń. Przy parametrach obecnie dostępnych kart obliczeniowych końcowe wyniki symulacji uzyskiwane są w zaledwie kilkanaście minut, czyli kilkudziesięciokrotnie szybciej niż konkurencyjne rozwiązania. Wirtualna symulacja rzeczywista wskazówka diagnostyczna Od kilku lat na świecie prowadzone są badania odnośnie określania wirtualnej cząstkowej rezerwy przepływu ( V FFR, CT FFR). Niektóre z nich bazują na informacji o różnicy średnicy światła naczynia, inne na numerycznych symulacjach przepływu. Nieinwazyjna ocena istotności blaszek miażdżycowych jest Rys. 2 Wizualizacja przepływu krwi w aorcie uzyskana na podstawie symulacji numerycznej z pewnością jedną z największych zalet takiego podejścia. Bez konieczności wprowadzania sondy do tętnicy wieńcowej diagnosta otrzymuje możliwość sprawdzenia, w jakim stopniu zwężenie światła naczynia wpływa na wartości przepływu. Wirtualne symulacje umożliwiają jednak więcej niż wyznaczenie parametru FFR. Być może udzielą odpowiedzi na pytania często stawiane przez kardiologów interwencyjnych: gdzie i jak płynie krew oraz gdzie występują zaburzenia? Wizualizacja wyników w postaci barwnych linii przepływu (Rys. 2) znacznie ułatwia interpretację parametrów. Na ich podstawie diagnosta może prognozować lokalizacje powstawania nowych zmian miażdżycowych, a także ich charakter. Zwiększa to możliwości diagnostyki bazującej wyłącznie na obrazach medycznych. Diagnostyka przyszłości? Nowe technologie coraz szybciej wkraczają do medycyny. Kolejnym krokiem realizowanym przez Future Processing będzie potwierdzenie skuteczności zaproponowanej metody diagnostycznej. Być może zastosowanie uczenia maszynowego i algorytmów fizyki numerycznej pozwoli na szerszą i wcześniejszą diagnostykę miażdżycy, a w przyszłości także na przewidywanie zdarzeń sercowo-naczyniowych. 156 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

27 reklama / advertisement prezentacja / presentation OBRAZOWANIE MEDYCZNE Popraw wydajność i jakość diagnostyczną. Future Processing posiada ponad 10-letnie doświadczenie w opracowywaniu rozwiązań IT wspierających obrazowanie medyczne. MACHINE LEARNING ZESPÓŁ EKSPERTÓW u u u u Zespół doświadczonych specjalistów z zakresu Machine Learning. Łączymy kompetencje akademickie z umiejętnościami technologicznymi. Prowadzimy projekt R&D od fazy badań, poprzez wykonanie prototypu, aż do zakończonego sukcesem wdrożenia. Wspieramy projekt i dział R&D Klienta. ECONIB OBRAZOWANIE MEDYCZNE W ONKOLOGII u u u u u System do kompleksowej analizy DCE (ang. dynamic contrast enhanced imaging). Wspiera diagnozę zmian nowotworowych w mózgu. Przeprowadza bardzo szybką analizę i segmentację obrazów medycznych pochodzących z badania rezonansem magnetycznym po wzmocnieniu kontrastowym dla indywidualnego pacjenta. Automatycznie pobiera obrazy medyczne ze szpitalnego systemu do archiwizacji obrazów (PACS), wykonuje segmentację obrazu, analizę bazującą na stężeniu kontrastu w tkankach mózgu, generuje wyniki w postaci raportu. Eliminuje konieczność manualnego wykonywania segmentacji i analizy obrazów. CARDIO4D OBRAZOWANIE 4D W KARDIOLOGII u u u u u System poszerzający możliwości obrazowania medycznego w zakresie oceny chorób sercowo-naczyniowych. Umożliwia tworzenie trójwymiarowych, zindywidualizowanych modeli naczyń wieńcowych w oparciu o algorytmy do automatycznej segmentacji. Dodaje czwarty wymiar - symulację przepływu krwi w czasie. Umożliwia wykonywanie analizy przepływu krwi przez naczynia. Pozwala na przewidywanie lokalizacji miażdżycy i rozwoju choroby. Napisz do nas i sprawdź, jak nasi specjaliści mogą wesprzeć Twój projekt i Twoją pracę. SKONTAKTUJ SIĘ Z NAMI: medical.devices@future-processing.com Future Processing ul. Bojkowska 37A Gliwice Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

28 prezentacja \ presentation reklama \ advertisement 158 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

29 reklama / advertisement prezentacja / presentation Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

30 prezentacja \ presentation reklama \ advertisement Skierowania Zgody pacjenta Dokumentacja medyczna Diagnostyka obrazowa Skaner DICOM video / Fax PDF Interoperacyjność EHR / RSIM IHE medidok HL7 / WS Pliki Inne programy Zdjęcia EDM HIS / RIS medidok kompleksowe archiwum obrazów diagnostycznych i dokumentacji medycznej Im większa i bardziej złożona placówka medyczna, tym ważniejsze jest otwarte na integracje uniwersalne oprogramowanie do archiwizacji obrazów i dokumentów. Dlatego użytkownicy i decydenci w placówkach medycznych polegają na medidok od ponad 20 lat. Jesteśmy ekspertami w archiwizacji obrazów i dokumentacji medycznej. Wobec rosnących wymagań placówek w Polsce, medidok jest wyrobem medycznym klasy IIa, który oferuje już sprawdzone i potrzebne rozwiązania, na przykład: Interfejs DICOM, z przesyłaniem listy roboczej DICOM na urządzenia USG, CR, MR, CT, artroskopy, endoskopy, itp. Podłączenie analogowych źródeł obrazu, w tym wideo (non-dicom) Integracja innych urządzeń medycznych, np. EKG Dostęp do obrazów i dokumentacji pacjenta w całej placówce Przeglądarka diagnostyczna DICOM wbudowana w medidok Obsługa wielu lokalizacji i brak limitów na liczbę komputerów Aplikacja na urządzenia mobilne I wiele więcej medidok opiera się na interoperacyjności i otwartych interfejsach: HL7 / WebServices / REST do innych systemów placówki medycznej (HIS, RIS, LIS, e-usługi, itd.) DICOM do diagnostyki obrazowej IHE do zapewnienia interoperacyjności medidok - więcej niż PACS to kompleksowe archiwum medyczne potrzebne w każdej placówce wdrażającej EDM. Współpracujemy z polskimi producentami i dostawcami oprogramowania dla przychodni, szpitali, diagnostyki obrazowej, a system medidok działa już w ponad placówkach w Europie, także w Polsce. Chcesz poznać medidok? Skontaktuj się z nami biuro.polska@medidok.de lub odwiedź naszą stronę Certyfikowany zgodnie z DIN EN ISO archiwum obrazów i dokumentów medidok Software Entwicklungsgesellschaft mbh Handschuhsheimer Landstraße Dossenheim Tel vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

31 artykuł / article diagnostyka / diagnostics archiwum obrazów i dokumentów Archiwizacja badań diagnostycznych w Elektronicznej Dokumentacji Medycznej W Polsce dokumentacją medyczną są wszelkie dokumenty wchodzące w skład historii choroby, historii zdrowia i choroby, skierowania, wyniki badań, wyniki badań obrazowych, zgody pacjentów, które podmiot musi przechowywać przez wiele lat! Przykładowo skierowania na badania powinny być przechowywane przez 5 lat, a zdjęcia rentgenowskie 10 lat. Dokumentacja medyczna powinna być prowadzona w sposób umożliwiający udostępnianie pacjentom (np. w postaci odwzorowania cyfrowego skanu zgodnie z Ustawą o Prawach Pacjenta i Rzeczniku Praw Pacjenta) oraz innym podmiotom w ramach opisanego w przepisach Systemu Informacji Medycznej (np. HL7 CDA i DICOM). Co więcej, w zakresie kompletnego rozwiązania elektronicznej dokumentacji medycznej (EDM), dokumentację wytworzoną w postaci papierowej należy także zeskanować i dołączyć do EDM. PACS (ang. picture archiving and communication system) jest podstawowym systemem informatycznym do archiwizacji obrazów z urządzeń diagnostycznych w każdej placówce medycznej, która zamierza prowadzić EDM. Każdy system PACS obsługuje standard DICOM do transmisji i zapisu obrazów, który umożliwia współpracę systemów i urządzeń diagnostycznych pochodzących od różnych producentów. Na rynku dostępne są rozwiązania, które idą o krok dalej. Obsługują również inne otwarte standardy komunikacji w środowisku medycznym HL7, a także XML i WebServices oraz wspierają profile interoperacyjności IHE (ang. Integrating the Healthcare Enterprise, Umożliwia to pracę systemu archiwum obrazów i dokumentów w Zintegrowanym Systemie Informacji Medycznej oraz udostępnianie archiwizowanej dokumentacji. Zgodnie z badaniem poziomu informatyzacji przeprowadzonym przez CSIOZ w 2016 r. aż 89% placówek udzielających ambulatoryjnych świadczeń i aż 37% szpitali wcale nie posiada systemu do archiwizacji badań obrazowych klasy PACS. Częstym powodem może być m.in. zbyt wysoki koszt oprogramowania archiwum wobec ograniczonych budżetów wielu placówek ambulatoryjnych, brak ucyfrowienia starych urządzeń oraz kosztowne dodatkowe licencje na odblokowanie komunikacji DICOM w posiadanych aparatach. Kupując urządzenia diagnostyczne należy zatem pamiętać o licencji DICOM oraz DICOM WORKLIST, gdyż w praktyce wiele podmiotów zapomina o tym, a późniejsze dokupienie wiąże się zwykle z nieporównywalnie wyższymi kosztami niż zakup razem z urządzeniem. Warto również zwrócić uwagę na możliwość ucyfrowienia analogowych urządzeń. W przypadku aparatu rentgenowskiego będzie to zakup rozwiązania do ucyfrowienia, a dla USG i endoskopii może to być podłączenie do złącza wideo aparatu i zapisanie do formatu AVI/MPEG lub pojedynczych zdjęć. Placówkom medycznym chcącym wdrożyć EDM potrzebne są sprawdzone i kompleksowe rozwiązania, które zapewnią archiwizowanie badań obrazowych DICOM i innych formatów, zeskanowanych dokumentów, w sposób spójny w jednym rekordzie pacjenta. Ważne jest, aby personel medyczny miał do takiej dokumentacji dostęp z wykorzystaniem wbudowanych przeglądarek odczytujących dany format, np. PDF, DICOM, AVI, PNG itd. Jednym z rozwiązań łączących w sobie wszystkie niezbędne możliwości jest medidok. Producent medidok jest ekspertem od ponad 20 lat w archiwizacji dokumentów i obrazów diagnostycznych. Kompleksowe archiwum medidok jest wyrobem medycznym klasy IIa i zawiera wbudowaną profesjonalną przeglądarkę diagnostyczną DICOM. Możliwości medidok doceniło już ponad podmiotów w Europie, w tym również klienci w Polsce. Przykładowe wdrożenia medidok Centrum Medycyny i Rehabilitacji ARTKINEZIS, Żyrardów i Pruszków (Fot. 1) Diagnostyka: rentgen, ultrasonografia, artroskopia, EKG Cel: przygotowanie placówki do elektronicznej dokumentacji medycznej Właściciel Artkinezis, doktor Grzejszczak, oczekiwał dostępu do wszystkich dokumentów medycznych w systemie informatycznym. Dotyczyło to zarówno skanów dokumentów, wyników RTG/USG/EKG i filmów z endoskopu w obydwu lokalizacjach, jak również zdjęć przyniesionych przez pacjentów na płytach CD oraz nagrań dokonanych podczas operacji i skanów wyników badań. Program medidok PACS został także zintegrowany z funkcjonującym w ARTKINEZIS programem KS-SOMED. Zakład diagnostyki Christiane Vaitl i Matthias Bo heim, Monachium (Fot. 2) Diagnostyka: tomografia komputerowa, rezonans magnetyczny, mammografia, ultrasonografia, rentgen, badania medycyny nuklearnej Cel: centralizacja wszystkich badań w jednym archiwum Podłączono wiele urządzeń diagnostycznych, takich jak: Siemens Mammomat Inspiration; Siemens Magnetom Symphony 1.5 Tesla; Siemens Somatom Balance; LUNAR Bravo GE; RTG Siemens Multix Swing oraz Fuji Capsula; Toshiba nemio; Siemens Sonoline prima; Siemens Digitrac do scyntygrafii; Xerox Docu- Color 240 oraz drukarka DICOM. Gabinet USG dr. Grzegorza Guzika, Kielce (Fot. 3) Diagnostyka: ultrasonografia oraz biopsja aspiracyjna cienkoigłowa Cel: usprawnienie diagnostyki, ucyfrowienie i archiwizacja obrazowej dokumentacji medycznej Podłączono USG Samsung Accuvix A30, USG GE Logiq S7. Tylko jeden z aparatów dysponował interfejsem DICOM, drugie urządzenie zostało przyłączone przy pomocy karty video grabber licencja DICOM do aparatu USG oferowana przez producenta aparatu kosztowała więcej niż oprogramowanie medidok. Wszystkie badania są archiwizowane i w medidok istnieje możliwość porównania ze zdjęciami przyniesionymi przez pacjentki na płytach CD. Także wyniki badań w formie papierowej są łatwo skanowane, zapisywane i natychmiast widoczne w systemie. Fot. 1 medidok jest przyjazny w użytkowaniu i w polskiej wersji językowej" Fot. 2 Wszystkie dane są zawsze dostępne w medidok doktor Böheim Fot. 3 Inne programy oferowały jedynie część możliwości medidok Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

32 prezentacja \ presentation reklama \ advertisement 162 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

33 artykuł / article diagnostyka / diagnostics Uniwersalny, szwajcarski i niezawodny Jeśli nie scyzoryk, to co? mgr inż. Michał Sergot cyfrowyrentgen.pl W dobie globalnego wolnego rynku, otwiera się przed nami bardzo szeroki wybór sprzętu do rentgenodiagnostyki. Oprócz czołowych producentów, będących częściami światowych koncernów, istnieją też producenci aparatury rentgenowskiej o mniejszym zasięgu działania. Jednym z nich jest szwajcarska firma Josef Betschart. Początki działalności tego wytwórcy to transformatory. W dalszym ciągu zapewnia on dostawę szerokiej gamy rozwiązań dla energetyki. Jednak już przeszło od dwudziestu lat, wytwarza również aparaty rentgenowskie. Kluczową zaletą tej firmy o charakterze rodzinnym jest jej elastyczność i otwartość na zmiany. I właśnie te czynniki sprawiły, że aparat rentgenowski jako całość jest o wiele bardziej uniwersalny, niż dostępne alternatywy. Zalety aparatu rtg Unimat ujawniają się właśnie dzisiaj, gdy coraz częściej poszukujemy również niestandardowych rozwiązań. Kompaktowe wymiary w żaden sposób nie ograniczają możliwości diagnostycznych, a pozwalają na montaż zestawu w mobilnym ambulansie rentgenowskim. Długi już okres eksploatacji tego systemu w takim środowisku jedynie potwierdził jego wytrzymałość i aplikacyjność. Jeśli może stabilnie pracować w narażeniu na ciągłe wstrząsy i zmiany temperatur, to o ile bardziej upewnia nas o swej niezawodności w warunkach stacjonarnych. Elektryczny napęd kolumny nie tylko zmniejszył masę zestawu, ale również obciążenie personelu medycznego. Na sprawność codziennej obsługi składa się również generator rentgenowski. Musi utrzymywać moc minimum 50kW i gwarantować powtarzalność wyników niezależnie od warunków zasilania. W sytuacji, gdy pracownia rtg nie potrafi spełnić tych warunków, wówczas istotna jest funkcja pracy przy zasilaniu z jednej fazy. Dzisiaj jest to możliwe, dając pełną moc przy minimalnych wymogach instalacyjnych. Kolejną zaletą jest to, że nie musimy obawiać się zawężonego wyboru wśród dostawców lamp rentgenowskich. Jest to możliwe dzięki temu, że generator współpracuje z lampami z wielu wytwórni z całego świata, dając szeroki wybór również dostosowany do natężenia ruchu pacjentów. Efektem końcowym każdej ekspozycji promieniowania musi być obraz diagnostyczny. Spośród oferowanej techniki analogowej, pośredniej i bezpośredniej, ostatnia niesie za sobą najwyższą jakość i największą wydajność pracy. Detektor XRPAD, który jest kluczowy dla procesu przetwarzania obrazu jest już znany na naszym rynku. Scyntylator oparty o jodek cezu, oraz matryca o wielkości piksela 100 mikronów dają rzeczywistą (nie interpolowaną!) rozdzielczość 5,0 pl/mm, przy czułości na poziomie 2,5 μgy. Zatem jego przewaga odczuwalna jest nie tylko dla radiologa, ale również dla pacjenta. Pełny rozmiar obrazu diagnostycznego (kwadrat o boku 43cm), oraz instalacja detektora wewnątrz stanowiska aparatu rtg, eliminują ryzyko upadku i zniszczenia tego jakże cennego komponentu. Kolejny raz pada pytanie o uniwersalność tego elementu w kontekście badań diagnostycznych. Szerszy zakres temperatury pracy. Jeśli taki detektor może pracować w poszerzonym zakresie temperatury otoczenia, to na myśl przychodzi pewnie tylko praca w ambulansie rentgenowskim. Słusznie, ale wniosek z tej cechy nasuwa się jeszcze jeden mniejsza emisja ciepła. Współcześnie produkowane elementy elektroniczne - procesory sygnałowe, mają wspólną cechę wzrasta poziom szumów wraz ze wzrostem ich temperatury. Zatem poziom szumów odgrywa coraz większą rolę wobec zwiększającej się głębi szarości wytworzonego obrazu. Przy tak wielu rozróżnialnych stopniach nasycenia pikseli, poziom szumów musi być najniższy z możliwych, by prawidłowo odczytać i przetworzyć informację pochodzącą ze scyntylatora dzięki temu sygnał z matrycy zostanie przetworzony prawidłowo na obraz widziany na monitorze diagnostycznym. Sam przetwornik bez oprogramowania, byłby podobnie, jak każde urządzenie komputerowe zbiorem elementów elektronicznych. W poprzednim artykule o cyfrowym detektorze Xrpad 4343F, zwracaliśmy uwagę na wysoką wydajność pracy dzięki dekodowaniu numeru PESEL, transmisji danych, a więc ustawianiu parametrów przed ekspozycją i odczycie parametrów po jej zakończeniu. Ułatwia to bardzo codzienną pracę, ale należy również zwrócić uwagę na uniwersalność zastosowania detektora. Od samego początku, tj. od rejestracji pacjenta, możemy dostosować środowisko oprogramowania digipax do własnych potrzeb i przyzwyczajeń. Wybór określonych pól, pozwala na katalogowanie większej liczby danych pacjenta, lub ich ograniczenie, co usprawnia codzienną obsługę. Zakres danych do wprowadzania zlecenia daje również możliwość dopasowania do własnych preferencji. Ponadto, technik elektroradiologii, lekarz radiolog i rejestrator może dopasować do swoich przyzwyczajeń lub wygody pracy zachowanie myszy, pozycję i wielkość ikon czy umieszczenie pasków narzędziowych. Potocznie znane określenie, mówi, że gdy coś jest do wszystkiego, to.... Inaczej ma się sprawa, gdy zamiast wielofunkcyjnego narzędzia rozpatrujemy przypadek wielomodułowego narzędzia. Nie ma mowy o przeładowaniu funkcjami, czy pogorszeniu stabilności. Każda z trzech wyżej wymienionych osób może korzystać ze swoich modułów, ale zasada działania jest zawsze ta sama. Znacząco usprawnia to pracę administratora systemu, ale też ułatwia wymianę opinii i porad pomiędzy personelem medycznym, a nawet dodatkowo pacjentem. Różne generatory, różne systemy przetwarzania (CR, DR, Fluoroskopia, Tomografia Komputerowa, USG), różna paleta funkcji (nawet dla weterynarii!), wydawanie wyników na płycie, wydruku DICOM, publikacja na CD z nadrukiem potwierdzają jedynie wszechstronność i użyteczność aplikacji digipax. Przywołana na początku rodzinna struktura organizacyjna firmy oznacza lepszy kontakt na linii użytkownik-programista. Wiele z opcji i rozwiązań w oprogramowaniu digipax powstało wskutek sugestii klientów. Trudno wyobrazić sobie lepszą diagnostykę, niż opartą o zindywidualizowane środowisko, ale jeszcze trudniej wyobrazić sobie taką otwartość i swobodę działania u producenta działającego na znacznie szerszą skalę. Czy rynek urządzeń medycznych jest otwarty tylko dla kilku wielkich koncernów? Rosnąca ilość instalacji szwajcarskich aparatów rentgenowskich Unimat w Europie odpowiada przecząco na to pytanie. Czy jak coś jest do wszystkiego, to jest do niczego? Wcale nie, jeśli stoi za tym szwajcarska precyzja. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

34 Jan Siwek diagnostyka \ diagnostics artykuł \ article Problemy z kontrolą jakości monitorów w szpitalu rozwiąże RadiNET Pro ALSTOR Sp.j., ul. Wenecka 12, Warszawa, tel , Oprogramowanie RadiNET Pro pozwala na spójne zarządzanie kontrolą jakości monitorów używanych w systemach PACS, HIS i RIS szpitala. Odciąża to administratorów i fizyków medycznych, obniżając koszty związane z kontrolą jakości i utrzymaniem monitorów w ciągłej pracy. RadiNET Pro informuje o każdej zmianie ustawień monitorów, wysyłając natychmiastowe powiadomienie em do osoby odpowiedzialnej za kontrolę jakości w szpitalu tak, aby jak najszybciej mogła zareagować. Zarządzanie oprogramowaniem RadiNET Pro odbywa się przez przeglądarkę WEB z dowolnego miejsca w wewnętrznej sieci szpitalnej. Dzięki niemu można centralnie zarządzać wszystkimi monitorami podłączonymi do komputerów z zainstalowanym oprogramowaniem RadiCS w danej sieci. Dzięki hierarchizacji użytkowników można przydzielić każdemu odpowiedni zestaw uprawnień. Zadania kontroli jakości, takie jak testy akceptacyjne i kalibracja, przy użyciu wbudowanego czujnika w monitor można wykonywać zdalnie. Tego typu rozwiązanie pozwala na zdalny audyt, wgląd do historii ustawień monitora lub nawet zmienić ustawienia kilku tysięcy monitorów zarówno medycznych, jak i niemedycznych. Generowanie raportów, prognoza konieczności wymiany monitorów czy kompatybilność z innymi monitorami medycznymi niż serii RadiForce czynią to narzędzie pomocnym i ekonomicznie uzasadnionym w działach kontroli jakości sprzętu medycznego. reklama RadiNET Pro oprogramowanie do sieciowego zarządzania kontrolą jakości EIZO RadiForce RX560 Mammo Duo Natychmiastowe powiadomienia Kontrola na odległość Prosta w użyciu aplikacja internetowa Zdalna kalibracja Generowanie zbiorczego raportu Prognoza wymiany monitorów Zdalna aktualizacja oprogramowania RadiCS Gwarancja bezpieczeństwa Kompatybilność z monitorami innymi niż RadiForce Alstor Sp. J., Warszawa, ul. Wenecka 12 tel. (22) , medical@alstor.com.pl Certyfikaty serwisu: ISO9001 i ISO MEDICAL 164 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

35 artykuł naukowy / scientific paper diagnostyka / diagnostics Porównanie systemów tomograficznych na podstawie danych podanych przez przedstawicieli firm do zapytania ofertowego Część 5 Parametry dozymetryczne i bezpieczeństwa pacjenta, QA i fantomy, parametry stacji komputerowych/monitorów, parametry techniczne i warunki instalacji, urządzenia dodatkowe Comparison of the tomographic systems based on data provided by the company s representatives for the inquiry Part 5 Dosimetry and patient safety parameters, QA and phantoms, parameters of computer stations/monitors, technical parameters and installation conditions, optional functionalities Dominika Oborska-Kumaszyńska The Royal Wolverhampton NHS Trust New Cross hospital Wednesfield, Wolverhampton WV10 0QP, United Kingdom, dominika.oborska@nhs.net Wprowadzenie W artykule przedstawiono porównanie onkologicznych systemów tomograficznych czterech producentów, które przeprowadzono w ramach realizacji zakupu na rzecz zakładu radioterapii. W tabeli zachowano zapisy/dane podane przez dostawców w oryginalnej formie. Jest to część czwarta, poświęcona parametrom dozymetrycznym i bezpieczeństwa pacjenta, QA i fantomom, parametrom stacji komputerowych/monitorów, parametrom technicznym i warunkom instalacji, jak również urządzeniom dostarczanym opcjonalnie, np. systemy bramkowania, systemy unieruchamiające. Zestawienie tych danych pokazało, jak różnie rozumiane/zdefiniowane przez poszczególnych producentów mogą być zapisy/pytania o detale techniczne/parametry oraz jak różna jest metodologia prezentacji/wyrażania tych parametrów. Ostatecznie porównanie dla wielu parametrów z punktu widzenia oceny systemów TK na potrzeby zapytania ofertowego okazało się bardzo trudne. Porównanie przeprowadzono w 2014 roku. 166 Streszczenie artykule zostało przedstawione porównanie onkologicznych systemów tomograficznych czterech producentów, W które przeprowadzono w ramach realizacji zakupu na rzecz zakładu radioterapii. W tabeli zachowano zapisy/dane podane przez dostawców w oryginalnej formie. Jest to część piąta, poświęcona parametrom dozymetrycznym i bezpieczeństwa pacjenta, QA i fantomom, parametrom stacji komputerowych/ monitorów, parametrom technicznym i warunkom instalacji, jak również urządzeniom dostarczanym opcjonalnie, np. systemy bramkowania, systemy unieruchamiające. Zestawienie tych danych pokazało, jak różnie rozumiane/zdefiniowane przez poszczególnych producentów mogą być zapisy/pytania o detale techniczne/parametry oraz jak różna jest metodologia prezentacji/wyrażania tych parametrów. Ostatecznie porównanie dla wielu parametrów z punktu widzenia oceny systemów TK na potrzeby zapytania ofertowego okazało się bardzo trudne. Porównanie przeprowadzono w 2014 roku. Słowa kluczowe: systemy tomograficzne, radioterapia Abstract The article will present a comparison of oncological CT systems of four manufacturers that were carried out for a business case of a purchasing procedure. The records/parameters/ data in the table provided by the suppliers have been retained in an original form. This is the fifth part of the comparison of CT systems in terms of dosimetric parameters and patient safety, QA and phantoms, parameters of computer stations/monitors, technical parameters and installation conditions, as well as optional devices/units such as gating systems, immobilization systems. The comparison of these parameters/data shows how the technical data/specification/records may be differently understood/defined by the particular manufacturers and how a methodology for presenting/expressing these parameters can be deferent. Finally, the comparison for many parameters from a CT systems evaluation point of view of was very difficult for the purpose of inquiry. The comparison was made in Key words: CT systems, radiotherapy otrzymano / received: poprawiono / corrected: zaakceptowano / accepted: Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

36 diagnostyka \ diagnostics artykuł naukowy \ scientific paper ZESTAWIENIE PARAMETRÓW SYSTEMÓW TK (WIDE BORE) CZĘŚĆ 5 No Parametr Philips GE Siemens Toshiba BEZPIECZEŃSTWO PACJENTA I PARAMETRY DOZYMETRII 1 Protokoły niskodawkowe Nasi specjaliści w zakresie aplikacji mają wiele sprawdzonych brytyjskich protokołów z niską dawką, które zostały zoptymalizowane do użytku z idose. Są one w pełni kompatybilne ze wszystkimi zainstalowanymi skanerami CT firmy Philips i są implementowane do systemu przed uruchomieniem, aby stanowiły podstawę do indywidualnych zmian preferencji w zakresie potrzeb klienta. zgodny Tak Wszystkie protokoły firmy Siemens są zoptymalizowane pod kątem dawki i jakości obrazu. Specyficzne protokoły o niskiej dawce (na przykład kolonografia) są również dostępne. Tak Tak 2 Optymalizacja systemu pod kątem jakości obrazu (parametry rekonstrukcji, filtry, algorytmy korekcji artefaktów) Jest to standardowy element procesu szkolenia aplikacyjnego. W zakresie tego szkolenia użytkownik jest zapoznawany z tą modalnością/funkcjonalnością, również specjaliści ds. aplikacji na bieżąco zapewniają pomoc w optymalizacji systemu. zgodny Jak wyżej, wszystkie protokoły firmy Siemens zostały zoptymalizowane pod kątem dawki i jakości obrazu. Podczas szkolenia aplikacyjnego użytkownicy są uczeni, jak zarządzać jakością obrazu, używając parametrów skanowania i parametrów przetwarzania końcowego. Tak 3 Pełny zestaw protokołów skanowania dla wszystkich obszarów ciała z możliwością ustawienia i zapisu protokołów użytkownika Interfejs system tomograficznego (Brilliance Workspace) jest dostarczany z obszarem do implementacji 500 protokołów skanowania. Jest to dostarczane z ustawieniami producenta (default), które mogą być zoptymalizowane do preferencji klienta. Szkoleniowcy dostarczają liczne propozycje ustawień protokołów skanowania (zgodne z praktyką obowiązującą w Wielkiej Brytanii), które mogą być traktowane jako wartości odniesienia, jeżeli jest to wymagane. zgodny Tak Każdy system tomograficzny Siemensa jest dostarczany z pełnym zestawem protokołów, jak również użytkownik może ustawić/zapisać własne protokoły. Tak 4 Software do modulacji dawki podczas akwizycji w 3 osiach (X, Y, Z) Którekolwiek DDOM lub ZDOM może być używane (patrz w poprzednich tabelach). Aktualnie symultaniczne zastosowanie jest niemożliwe (funkcjonalność w fazie rozwoju projektowego - spodziewane w następnych wersjach software i powinna być to funkcjonalność podstawowa). Zgodny Tak CARE Dose 4D patrz w poprzednich tabelach. Tak 5 Software do modulacji dawki dla badanych obszarów ciała/ organów/części ciała, powodujący obniżenie dawki np. dla wątroby, piersi itp. DoseRight ACS (Automatic Current Selection), które ocenia gęstość ciała pacjenta, kształt, rozmiar i porównuje obrazy SurView do wartości referencyjnych dla fantomu (zależne od typu ciała i wieku pacjenta). System ustawia właściwe wartości mas dla badania. ACS działa w połączeniu z systemem dwumodulatorowym; DDOM modulator kątowy, który zmienia prąd dla wiązki podczas rotacji wokół pacjenta i obszaru zainteresowania. Stopień modulacji jest zależny od różnicy w grubości pacjenta między kierunkiem AP/PA i poprzecznym. ZDOM modulator wzdłużny, który determinuje pre-scan, wymaganą dawkę na każdą warstwę, aby zapewnić stały poziom szumu dla każdej z warstw w planie Z. Modulacja dawki 3D (standard) Tak X-CARE (opcjonalne): częściowe skanowanie, aby zredukować bezpośrednią ekspozycję na promieniowanie dla najbardziej radioczułych organów/obszarów ciała, np. pierś, tarczyca lub soczewki. Tak 166 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

37 artykuł naukowy / scientific paper diagnostyka / diagnostics No Parametr Philips GE Siemens Toshiba 6 Iteracyjny algorytm rekonstrukcji, z obróbką wielokrotną danych surowych, pozwalający na poprawienie jakości obrazu przy jednoczesnej redukcji dawki (typ SAFIRE/AIDR3/iDose4/ASIR lub ekwiwalentny) idose 4 jest dostarczany jako standardowy dla wszystkich systemów tomograficznych Philips. Algorytm powtarza proces w domenie projekcyjnej, jak również w domenie obrazowej, aż osiągnie porównywalną/wzmocnioną jakość obrazu do FBP z utrzymaniem dawki niższej o 80%. Patrz na opis szczegółowy w poprzednich tabelach. ASiR w standardzie TAK Sinogram Affirmed Iterative Reconstruction (SAFIRE): jest to następna generacja iteracyjnego algorytmu rekonstrukcji, stworzona przez Siemensa, zapewniająca znaczącą poprawę jakości surowych danych obrazowych przy znaczącej redukcji dawki. W standardzie. AIDR3D 7 Wagowane CTDI (CTDIvol lub CTDIw) wyświetlane na konsoli użytkownika Obliczane CTDI & DLP jest dostarczane w standardzie. Przewidywana wartość dawki jest wyświetlana dla pierwotnych ustawień protokołu skanowania, przez rozpoczęciem akwizycji. Pozwala to na wybór techniki i ustawień. Podczas akwizycji jest wyświetlane DLP sumacyjne. Wartości dawek są zapisywane w nagłówku DICOM dla obrazów oraz są przesyłane do PACS. Ponadto wartości dawek mogą być pozyskane z bazy danych dla pacjentów. Również całościowa dawka pojawia się po zakończeniu badania dla pacjenta, która przesyłana jest do PACS, tak jak w przypadku danych obrazowych. Tak Tak Tak 8 DLP wyświetlane na konsoli użytkownika Obliczane CTDI & DLP jest dostarczane w standardzie. Przewidywana wartość dawki jest wyświetlana dla pierwotnych ustawień protokołu skanowania, przed rozpoczęciem akwizycji. Pozwala to na wybór techniki i ustawień. Podczas akwizycji jest wyświetlane DLP sumacyjne. Wartości dawek są zapisywane w nagłówku DICOM dla obrazów oraz są przesyłane do PACS. Ponadto wartości dawek mogą być pozyskane z bazy danych dla pacjentów. Również całościowa dawka pojawia się po zakończeniu badania dla pacjenta, która przesyłana jest do PACS, tak jak w przypadku danych obrazowych. Tak Tak Tak 9 Szacowane CTDIw i/lub DLP na podstawie ustawionych parametrów dla wybranych akwizycji/protokołów Obliczane CTDI & DLP jest dostarczane w standardzie. Przewidywana wartość dawki jest wyświetlana dla pierwotnych ustawień protokołu skanowania, przed rozpoczęciem akwizycji. Pozwala to na wybór techniki i ustawień. Podczas akwizycji jest wyświetlane DLP sumacyjne. Wartości dawek są zapisywane w nagłówku DICOM dla obrazów oraz są przesyłane do PACS. Ponadto wartości dawek mogą być pozyskane z bazy danych dla pacjentów. Również całościowa dawka pojawia się po zakończeniu badania dla pacjenta, która przesyłana jest do PACS, tak jak w przypadku danych obrazowych. Tak Tak Tak 10 Software do zarzadzania dawka w stosunku do DRLs ustalonych wewnętrznie przez użytkownika (ostrzeżenia o przekroczeniu dawek, raporty) Dose Check jest standardową funkcjonalnością systemu Brilliance Big Bore. Tak Dosecheck w standardzie TAK Dose alert i Dose notification Tak 11 Software do monitorowania zmian protokołów skanowania (raporty, pliki log) Raportowanie Log jest dostarczane w standardzie. Ochrona HIPPA do ochrony zmian w otwartych/ używanych protokołach skanowania. Ochrona protokołów przez ustawienie hasła w standardzie. Tak Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

38 diagnostyka \ diagnostics artykuł naukowy \ scientific paper No Parametr Philips GE Siemens Toshiba 12 Dawka dla rozdzielczości niskokontrastowej 5 mm (specyfikowana statystycznie) mierzona dla fantomu CATPHAN, warstwa 10 mm [mgy] 5 0,3% kontrast mgy (120 KVp, 200 mas, warstwa 10 mm) OPEN 20/64 Technika spiralna: 13 Technika sekwencyjna: 11 Wartości podane na arkuszu danych produktu 13 Dawka dla rozdzielczości niskokontrastowej 3 mm (specyfikowana statystycznie) mierzona dla fantomu CATPHAN, warstwa 10 mm [mgy] 4 0,3% kontrast mgy (120 KVp, 250 mas, warstwa 10 mm) 3 mm nie było mierzone u producenta. Patrz powyżej Dane niedostępne Wartości podane na arkuszu danych produktu 14 Dawka dla rozdzielczości niskokontrastowej 2 mm (specyfikowana statystycznie) mierzona dla fantomu CATPHAN, warstwa 10 mm [mgy] 2 0,3% kontrast mgy (120 KVp, 350 mas, warstwa 10 mm) Niemierzone Dane niedostępne Wartości podane na arkuszu danych produktu 15 Ustawienia CTDI dla protokołu std head mgy Definition AS Open 20: 60.1 (36.1 z SAFIRE) Definition AS Open 64: 60.5 (42.4 z SAFIRE) 15.8 mgy 16 CTDI (mgy/100mas), mierzone w centrum fantomu hed mgy 3.2 (70 kv), 4.6 (80 kv), 9.3 (100 kv), 15.2 (120 kv), 22.3 (140 kv) Wartości dostępne w dokumentacji technicznej 17 CTDI (mgy/100 mas), mierzone peryferyjnie dla fantomu head mgy 3.5 (70 kv), 4.9 (80 kv), 9.6 (100 kv), 15.7 (120 kv), 22.9 (140 kv) Wartości dostępne w dokumentacji technicznej 18 Ustawienia CTDI dla protokołu std body Definition AS Open 20: 15.3 (10.9 with SAFIRE) Definition AS Open 64: 15.2 (11.4 with SAFIRE) 6.9 mgy 19 CTDI (mgy/100 mas), mierzone w centrum fantomu body (70 kv), 1.2 (80 kv), 2.7 (100 kv), 4.7 (120 kv), 7.2 (140 kv) Wartości dostępne w dokumentacji technicznej 20 CTDI (mgy/100 mas), mierzone peryferyjnie dla fantomu body (70 kv), 2.5 (80 kv), 5.1 (100 kv), 8.6 (120 kv), 12.8 (140 kv) Wartości dostępne w dokumentacji technicznej 21 Profil dawki FWHM [mm] (wielkość ogniska w nawiasie) /- 20% for 10 mm (duże ognisko) Wartości dostępne w dokumentacji technicznej URUCHAMIANIE SYSTEMU I KALIBRACJA 1 Włączenie, rozgrzanie i uruchomienie czas od pełnego wyłączenia do ostatecznego uruchomienia systemu [min] 7 min 2 min 53 sec 5 min 15 min 2 Rozgrzanie lampy rtg od zimnej do temperatury obsługi [min] < 2 min 53 sec 2 min (wraz z kalibracją detektora i codziennym rozgrzewaniem) 5 min 3 Czas potrzebny do kalibracji detektora podczas rozgrzewania systemu [min] Kalibracja detektora podczas rozgrzewania nie jest wymagana. Philips zaleca kalibracje detektora raz na tydzień i trwa to max 20 min min Patrz powyżej min 168 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

39 artykuł naukowy / scientific paper diagnostyka / diagnostics No Parametr Philips GE Siemens Toshiba 4 Zalecana częstość dodatkowych kalibracji wykonywanych przez techników/obsługę systemu [min] Jeden raz w tygodniu kalibracja detektora Dziennie Kalibracja w powietrzu, jeżeli system jest nieużywany przez więcej niż jedną godzinę (2 min) Kalibracja w powietrzu wykonywana raz w tygodniu w zależności od stabilności temperatury pomieszczenia 5 Czas wymagany do wykonania dodatkowych kalibracji [min] < 20 min min Patrz powyżej 30 min 6 Cały czas wymagany do uzyskania system gotowego do pracy po pełnym wyłączeniu (sytuacje nagłe) [min] 7 min 53 sec 3.5 min 10 min SYSTEM KONTROLI ODDECHU/BRAMKOWANIA 1 Integracja z interfejsem systemu kontroli oddechu/bramkowania na akceleratorze System Brilliance Big Bore jest w pełni kompatybilny i oznaczony CE w zakresie integracji z systemem Varian RPM System Varian RPM jest używany do tworzenia serii 4D. Sygnał wyjściowy z tego systemu może być przesłany do RPM zainstalowanym w pomieszczeniu terapeutycznym. Poziom integracji jest zależny od producenta akceleratora, np. system Varian RPM i Anzai mogą generować dane potrzebne dla planowania systemu w zależności od producenta. Potrzebne dane mogą być dostarczone i wyspecyfikowane przez producenta akceleratora, jeżeli jest to wymagane. Tak 2 System śledzenia i do monitorowania pozycjonowania pacjenta w czasie rzeczywistym Brilliance Big Bore jest standardowo wyposażony w możliwość wykonywania zarówno prospektywnych, jak i retrospektywnych akwizycji bramkowanych sygnałem. Jest on dostarczany z urządzeniem, bazującym na przetworniku ciśnienia, nakładanym wokół brzucha pacjenta w celu uzyskania kształtu fali oddechowej, który jest następnie używany do wyzwalania ekspozycji (w trybie prospektywnym) lub do określania lokalizacji amplitudy/fazy (w trybie 4D korelacji oddechowej). Użytkownik ma możliwość edycji kształtu uzyskanej fali w celu zmniejszenia artefaktów ruchowych w obrazach. System tomograficzny i dostarczone oprogramowanie są również kompatybilne z rozwiązaniami innych producentów, takimi jak urządzenie Varian RPM. Po uzyskaniu zestawu danych 4D można je przetransferować do oprogramowania TUMOR LOC dostarczonego w systemie i przekształcić w koordynowane czasowo MIP (projekcje o maksymalnej intensywności), koordynowane czasowo MinIps i uśredniane czasowo zbiory danych. Te zrekonstruowane zbiory danych można następnie wyeksportować do systemu planowania w celu konturowania i obliczenia dawki. W wyjątkowych przypadkach Philips Brilliance Big Bore obsługuje dane 4D próbkowane i grupowane fazowo (czasowo) i amplitudowo. Ponieważ system Varian RPM jest oparty na analizie amplitudowej, zapewnia to maksymalną dokładność przy dostarczaniu leczenia 4D. 3 Perspektywa i retrospektywna akwizycja obrazu 4D System Brilliance Big Bore jest w pełni kompatybilny i oznaczony CE w zakresie integracji z systemem Varian RPM Tak Obie funkcjonalności dostępne Bramkowanie oddechowe i wyzwalanie (opcjonalne patrz powyżej) Tak Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

40 diagnostyka \ diagnostics artykuł naukowy \ scientific paper No Parametr Philips GE Siemens Toshiba GŁÓWNY KOMPUTER 1 Producent i model DELL Precision T7400; Intel based workstation Quad Core Xeon 2.4 Ghz 12 GBRam 2 System operacyjny Windows XP Pro 32 bit Linux windows XP 3 Typ i szybkość CPU 1 Quad Core CPU Xeon X GHz Jak powyżej Quad Core 2.66 GHz 64-bit CPU 4 RAM 4 GB 12 GB 8 GB Zapis/przechowywanie danych dysk magnetyczny dane surowe: Max. 3,600 obrotów (0.5-s skan spiralny) dane obrazowe: Max. 100,000 DVD-RAM: 9.4 GB (podwójny) obrazy DICOM: 16,000 DVD-R: 4.7 GB obrazy DICOM: 7,500 5 Max RAM 4 GB 12GB Jak powyżej Zapis/przechowywanie danych dysk magnetyczny dane surowe: Max. 3,600 obrotów (0.5-s skan spiralny) dane obrazowe: Max. 100,000 DVD-RAM: 9.4 GB (podwójny) obrazy DICOM: 16,000 DVD-R: 4.7 GB obrazy DICOM: 7, vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

41 artykuł naukowy / scientific paper diagnostyka / diagnostics No Parametr Philips GE Siemens Toshiba 6 Karta graficzna (typ, liczba bitów) nvidea Quadro FX580 NVIDIA Quadro FX 1700 (dla szybkiej prezentacji 3D po obróbce) NVidia NIEZALEŻNA STACJA ROBOCZA 1 Czy niezależna stacja robocza jest dostarczana? IntelliSpace Portal IX jest możliwa opcjonalnie Opcjonalnie Nie W zależności od wymagań klienta możemy dostarczyć dodatkową stację roboczą, która dzieli akwizycyjną bazę danych na konsoli, MMWP (dla dedykowanej aplikacji RTP) lub stacja robocza syngo. via (dla zaawansowanej multimodalności aplikacji diagnostycznych). Vitrea dostępna opcjonalnie 2 Producent komputera i typ DELL Precision T7400; bazująca na Intel Z800 6 core/1x Six Core Intel Xeon X5650 CPU W zależności od powyższych wymagań HP z System operacyjny Windows XP Pro 32 bit Linux W zależności od powyższych wymagań Microsoft Windows 7 Professional 64-bit Edition z SP1 4 Typ i szybkość [Hz] Two Quad Core CPU Xeon X Ghz z Turbo boost W zależności od powyższych wymagań Quad-Core Intel Xeon Processor E GHz 5 RAM 8GB DDR2 667 Quad channel 24 GB W zależności od powyższych wymagań (min 8 GB) 16 GB DDR ECC RAM 6 Max RAM 8 GB 24 GB W zależności od powyższych wymagań 16 GB DDR ECC RAM Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

42 diagnostyka \ diagnostics artykuł naukowy \ scientific paper No Parametr Philips GE Siemens Toshiba 7 Całkowita pojemność twardego dysku (GB) 292 GB 305 GB W zależności od powyższych wymagań (min 147,000 GB) (2) x 500 GB 7200 RPM SATA Hard Drives in RAID 1 8 Max pojemność twardego dysku (GB) 292 GB 305 GB W zależności od powyższych wymagań (Syngo.via oferuje 4.9 TB) (2) x 500 GB 7200 RPM SATA Hard Drives in RAID 1 9 Opcje archiwizacji System jest dostarczany z napędami CD/RW i DVD/RW i ma możliwość przesyłania danych na dysk USB. Wszystkie te zewnętrzne urządzenia multimedialne mogą zapisywać w formacie DICOM lub JPEG/WMF itp. USB/CD/DVD/PACS Dla każdego typu tomografu CD/DVD, zewnętrzny twardy dysk i USB Data Manager: zapisuje migawki i filmy na pulpicie. Możliwości drukowania DICOM 10 Pojemność jednego dysku do zapisu danych CD = 700 MB, DVD = 4.7 GB DVD DICOM drive: 4.7 GB DVD media 8,000 images Write-RW/+RW/-DL/Read CD-R: 700 MB 1,100 images Two (2) x 500GB 7200 RPM SATA Hard Drives in RAID 1 11 Liczba monitorów 2 2 CTWP i MMWP 1 monitor Syngo.via 1 lub 2 monitory 1 12 Parametry monitorów: kontrast, jasność, kąt widoczności, warstwa antyrefleksyjna, liczba bitów Philips LCD Monitor kolorowy, Model: Q19-S Jasność cd/m² (typ.) Kontrast - 800:1 (typ.) Prostopadły, kąt widzenia: >= 178 górny/dolny/ prawy/lewy antyrefleksyjny, 24 bit (16.7 millionów kolorów) D-Sub (analog) I DVI-D W pełni kompatybilny ze standardami w tym DICOM. Kontrast 500:1 Jasność (typowo) 200 cd/m 2 Kąt widzenia (typowo) 176 stopni wertykalnie 176 stopni horyzontalnie Zależy od powyższych wymagań Syngo.via może być wykorzystany jako rozwiązanie, gdzie użytkownik używa istniejący sprzęt. Dostępne są tylko informacje w karcie produktu 13 Wymagania środowiskowe 10 do 35 stopni C (50 do 95 stopni F) 20% - 80% wilgotność 5-35 stopni C 30-80% wilgotność 3658 m/12,001 ft wysokość stopni C temperatury przechowywania 10-85% wilgotność przechowywania m wysokość przechowywania Zależy od powyższych wymagań Normalne warunki pracy WYPOSAŻENIE OPCJONALNE 1 Pompa infuzyjna Philips Healthcare może dostarczyć wymaganą liczbę pomp za pośrednictwem dostawców zewnętrznych/ preferowanego dostawcy (zwykle w oparciu o koszty materiałów eksploatacyjnych i koszty konserwacji) Opcjonalne Siemens może zapewnić rodzaj pompy infuzyjnej, która jest wymagana przez klienta. Tak 2 Śledzenie kontrastu BolusPro Ultra is provided as standard. W standardzie W standardzie Tak 3 System unieruchamiający dla pacjentów do napromieniania piersi z włókna węglowego Philips Healthcare z przyjemnością dostarczy podstawę do napromieniania piersi z włókna węglowego do szpitala. Prosimy o poinformowanie nas o preferencjach, a my dostarczymy w ofercie. Możliwe od innego dostawcy Niedostępne Tak 4 Urządzenia unieruchamiające i rama stereotaktyczna Philips Healthcare z przyjemnością dostarczy urządzenia unieruchamiające i ramę stereotaktyczną do szpitala. Prosimy o poinformowanie nas o preferencjach, a my dostarczymy w ofercie. Możliwe od innego dostawcy Tak 172 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

43 artykuł naukowy / scientific paper diagnostyka / diagnostics No Parametr Philips GE Siemens Toshiba 5 Pełna dokumentacja techniczna Pełne wersje papierowe instrukcji obsługi w języku angielskim, w tym instrukcje obsługi i przewodniki kontroli jakości, są dostarczane wraz z systemem. Są one wymieniane po każdej aktualizacji systemu. Ponadto wersje softwarowe są dostępne na pulpicie skanera. W standardzie W standardzie Tak 6 Fantom QA (producent i model) W celu kalibracji systemu i oceny następujących elementów dostarczono fantomy i pomocnicze urządzenia QA firmy Philips. Liczby Hounsfielda, rozdzielczość kontrastowa, rozdzielczość przestrzenna, szerokość warstwy, szum systemu/ odchylenie standardowe. GE QA fantom wodny i fantom QA dostarczany w standardzie Siemens QA Phantom dostarczany jest wraz z systemem, wykonany z 4 sekcji: Fantom wodny Fantom do pomiaru grubości warstwy Fantom do wysokiego kontrastu Fantom do PSF Fantom wodny jest akrylowym cylindrem wypełniony wodą o średnicy 20 cm, używany do pomiaru HU wody i szumu pikseli Fantom do pomiaru grubości warstwy to cylinder akrylowy o średnicy 26 cm. Fantom do pomiaru wysokiego kontrastu to akrylowy cylinder o średnicy 10 cm z pięcioma grupami obiektów paskowych, ułożonymi promieniście z 4, 6, 8, 10 i 12 pl/cm. Fantom do oceny PSF to wypełniony powietrzem akrylowy cylinder o średnicy 20 cm, w obrębie którego jest drut wolframowy 0,2 mm. Służy do pomiaru PSF. Tak Zgodny z oczekiwaniem klienta Testy stałości (składające się ze wskaźnika płaszczyzny, grubości warstwy, jednorodność, skala kontrastu, rozdzielczość przestrzenna, MTF, pozycjonowanie stołu pacjenta i codzienny test oceny systemu) są dostępne przez platformę serwisową i są rutynowo wykonywane przez inżynierów podczas konfiguracji i serwisu. Jeśli wymagane jest dalsze QA/testowanie, klient może używać własne fantomy. 7 Parametry fantomu QA: rozdzielczość przestrzenna, rozdzielczość kontrastowa, grubość warstwy, jednorodność, SNR, CNR W celu kalibracji systemu i oceny następujących elementów dostarczane są fantomy i pomocnicze urządzenia QA firmy Philips. Liczby Hounsfielda, rozdzielczość kontrastowa, rozdzielczość przestrzenna, szerokość warstwy, szum systemu/ odchylenie standardowe. Siemens QA Phantom dostarczany jest wraz z systemem, wykonany z 4 sekcji: Fantom wodny Fantom do pomiaru grubości warstwy Fantom do wysokiego kontrastu Fantom do PSF Fantom wodny jest akrylowym cylindrem wypełniony wodą o średnicy 20 cm, używany do pomiaru HU wody i szumu pikseli Fantom do pomiaru grubości warstwy to cylinder akrylowy o średnicy 26 cm. Fantom do pomiaru wysokiego kontrastu to akrylowy cylinder o średnicy 10 cm z pięcioma grupami obiektów paskowych, ułożonymi promieniście z 4, 6, 8, 10 i 12 pl/cm. Fantom do oceny PSF to wypełniony powietrzem akrylowy cylinder o średnicy 20 cm, w obrębie którego jest drut wolframowy 0,2 mm. Służy do pomiaru PSF. CatPhan 410 Series Model używany prze Toshiba do testów akceptacyjnych. Nie jest to częścią konfiguracji systemu. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

44 diagnostyka \ diagnostics artykuł naukowy \ scientific paper No Parametr Philips GE Siemens Toshiba Testy stałości (składające się ze wskaźnika płaszczyzny, grubości warstwy, jednorodność, skala kontrastu, rozdzielczość przestrzenna, MTF, pozycjonowanie stołu pacjenta i codzienny test oceny systemu) są dostępne przez platformę serwisową i są rutynowo wykonywane przez inżynierów podczas konfiguracji i serwisu. Jeśli wymagane jest dalsze QA/testowanie, klient może używać własne fantomy. 8 Fantomy QA z dodatkowymi modalnościami, np. bramkowanie akwizycji 4D, efov Philips Healthcare z przyjemnością dostarczy fantomy do szpitala. Prosimy o poinformowanie nas o preferencjach, a my dostarczymy ofertę. Opcjonalnie od innego dostawcy The costed option of respiratory gating also includes a gating phantom. If further QA/phantom testing is required the customer is at liberty to purchase and use their own phantoms. Opcjonalna funkcja bramkowania oddechowego obejmuje również bramkowanie Fantom. Jeśli wymagane jest dalsze QA/phantom testing, klient jest na miejscu wolność kupowania i używania własnych fantomów. 4 Toshiba fantomy QA dla systemu 9 Fantom do kalibracji liczb tomograficznych Philips Healthcare z przyjemnością dostarczy fantomy do szpitala. Prosimy o poinformowanie nas o preferencjach, a my dostarczymy ofertę. Any other required QA measurements not covered by daily use of the supplied phantom are performed by the engineers during planned preventative maintenance visits. If further QA/phantom testing is required the customer is at liberty to purchase and use their own phantoms. Wszelkie inne wymagane pomiary QA nieobjęte codziennym użytkowaniem dostarczonego fantomu są wykonywane przez inżynierów podczas zaplanowanych wizyt konserwacyjnych zapobiegawczych. Jeśli wymagane jest dalsze QA/phantom testing, klient jest na miejscu wolność kupowania i używania własnych fantomów. Included for Water Calibration Włączone do kalibracji wody 10 System komputerowy do systemu laserowego (3 przesuwane lasery + system komputerowy) Philips Healthcare cieszy się dobrą współpracą z OIS, który działa jako dystrybutor produktów laserowych LAP. Brilliance Big Bore w standardzie jest w pełni kompatybilny z systemami LAP i może eksportować pliki laserowe bezpośrednio z programu TOC LOC. Z przyjemnością dołączymy wymagany interfejs w oferowanej konfiguracji, jeśli będzie to wymagane. Tak w standardzie Proszę zapoznać się z ofertą producenta/ dostawcy lasera Niedostarczane 11 Koincydencja między laserem zewnętrznym a laserem wewnętrznym a centrum skanowania 500 cm Tak W ramach pakietu instalacyjnego RT zapewniamy specjalne wyrównanie laserów gantry za pomocą fantomu dedykowanego do regulacji lasera: weryfikacja orientacji równoległej i ortogonalnej skanu płaszczyzny i lasera podczas instalacji i codziennej kontroli jakości 2. Samodzielna regulacja lasera w przypadku odchylenia. Zazwyczaj ustawiony na 500 mm. Można to zmienić, aby dopasować do preferencji klienta. 174 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

45 artykuł naukowy / scientific paper diagnostyka / diagnostics No Parametr Philips GE Siemens Toshiba 12 Warranty 1 rok (5 lara gwarancji na lampę rtg). 12 miesięcy Wszystkie skanery CT firmy Siemens są dostarczane w standardzie w wersji 12 miesięczną gwarancją. 12 miesięcy WYMAGANIA INSTALACYJNE 1 Wymagania środowiskowe (maksymalna/minimalna temperatura, wilgotność) w pomieszczeniu skanera +15 C to +24 C dla komfortu pacjenta: 20 to 22 C rekomendowane; max gradient temperatury 3 C/h (5 F/h) Wilgotność = 40% to 60% Zakres temperatury C Relatywna wilgotność bez uwzględnienia kondensacji 20-75% Warunki otoczenia Temperatura Wilgotność Generowane ogrzewanie Pomieszczenie skanera Gantry 20 C to 26 C Tolerancja: ±2 C 40% to 80% bez kondensacji około 14,400 kj/h *1 36,000 kj/h *2 Stół pacjenta około 1,080 kj/h *1 1,800 kj/h *3 Dystrybucja mocy około 6,400 kj/h *3 2,800 kj/h *1 2 Wymagania środowiskowe (maksymalna/minimalna temperatura, wilgotność) w pomieszczeniu sterowniczym +15 C to +24 C Wilgotność = 40% to 60% Jak wyżej Zakres temperatury C Relatywna wilgotność bez uwzględnienia kondensacji 20-75% Pomieszczenie sterownicze Konsola 16 C to 28 C 40% to 80% bez kondensacji około 10,800 kj/h *1 3 Maksymalne wytwarzanie ciepła z systemu podczas skanowania 20,000 BTU/h = 5.9 kw Rozpraszanie ciepła do środowiska chłodzącego (chłodzonego powietrzem), w tym suwnica, stół, zasilacz i peryferia komputerowe min. 6,5 kw maks. 12 kw Warunki otoczenia Warunki otoczenia Temperatura Wilgotność Generowane ogrzewanie Pomieszczenie skanera Gantry 20 C to 26 C Tolerancja: ±2 C 40% to 80% Bez kondensacji około 14,400 kj/h *1 36,000 kj/h *2 Stół pacjenta około 1,080 kj/h *1 1,800 kj/h *3 Dystrybucja mocy około 6,400 kj/h *3 2,800 kj/h *1 Control room Konsola 16 C to 28 C 40% to 80% bez kondensacji około 10,800 kj/h *1 Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

46 diagnostyka \ diagnostics artykuł naukowy \ scientific paper No Parametr Philips GE Siemens Toshiba 4 Metoda chłodzenia systemu Chłodzenie powietrzem Olej do powietrza. Wymagana klimatyzacja Skaner jest dostarczany jako model chłodzony powietrzem. Istnieje opcja modelu chłodzonego wodą (neutralny kosztowo) pamiętaj, że ta opcja wymaga zewnętrznego źródła schłodzonej wody lub systemu chłodzenia wody. Chłodzenie powietrzem 5 Wymagania klimatyzacyjne Klimatyzacja jest wymagana do utrzymania środowiska w określonych tolerancjach. Wymagane zgodnie ze specyfikacją chłodzenia podane powyżej Proszę odnieść się do planu technicznego. Pomieszczenie sterownicze Konsola 16 C to 28 C 40% to 80% bez kondensacji około 10,800 kj/h *1 Warunki otoczenia Warunki otoczenia Temperatura Wilgotność Generowane ogrzewanie Pomieszczenie skanera Gantry 20 C to 26 C Tolerancja: ±2 C 40% to 80% Bez kondensacji około 14,400 kj/h *1 36,000 kj/h *2 Stół pacjenta około 1,080 kj/h *1 1,800 kj/h *3 Dystrybucja mocy około 6,400 kj/h *3 2,800 kj/h *1 Control room Konsola 16 C to 28 C 40% to 80% Bez kondensacji około 10,800 kj/h *1 6 Min. powierzchnia podłogi 5665 mm x 3736 mm 18 m 2 Minimalna powierzchnia do zainstalowania Wersja dla wysokich pacjentów: 27 m 2 (29 m 2 ) * 1 powierzchnia pomieszczenia TK: 21 m 2 (23 m 2 ) * 1 powierzchnia pomieszczenia sterowni: 6 m 2 Wersja dla niskiego pacjenta: 25 m 2 powierzchnia pomieszczenia TK: 19 m 2 powierzchnia pomieszczenia sterowni: 6 m 2 7 Wymiary gantry (H x W x D) [mm] H = 2030 mm W = 2520 mm D = 970 mm 1980 mm x 2380 mm x 935 mm Wymiary urządzenia W L H masa mm (in) kg (lb) Gantry z obudowami 2,300 1,010 2,100 ( ) 1,900 (4,189) 176 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

47 artykuł naukowy / scientific paper diagnostyka / diagnostics No Parametr Philips GE Siemens Toshiba 8 Waga gantry [kg] Gantry = 2025 kg Patrz powyżej 2300 kg Wymiary urządzenia W L H masa mm (in) kg (lb) Gantry z obudowami 2,300 1,010 2,100 ( ) 1,900 (4,189) 9 Wymiary stołu (H x W x L) [mm] H = 1010 mm W = 690 mm L = 2490 mm Patrz powyżej Stół pacjenta: 1000 mm x 750 mm x 2445 mm Wersja stołu dla wysokiego pacjenta 660 2, ( ) 700 (1,543) Wersja stołu dla niskiego pacjenta 630 2, ( ) 455 (1,003) 300 kg (661 lb) Wersja stołu dla niskiego pacjenta 660 2, ( ) 655 (1,444) 10 Waga stołu [kg] Stół = 385 kg Patrz powyżej 500 kg 300 kg (661 lb) 11 Wymiary dodatkowych urządzeń (H x W x D) [mm] Szafa komputerowa = H = 760mm W = 580 mm D = 910 mm XFMR/Filter = H = 760 mm W = 610 mm D = 860 mm UPS = H = 510 mm W = 380 mm D = 560 mm Patrz powyżej Zapoznaj się z przewodnikiem planowania w celu uzyskania pełnych informacji. Konsola CPU-Box ( ) 100 (221) REC-Box ( ) 135 (298) Dystrybutor mocy 1,030* (40.6* ) 550* (1,213)* 12 Waga dodatkowych urządzeń [kg] Szafa komputera = 150 kg XFMR/Filter = 151 kg UPS = 34 kg Patrz powyżej Zapoznaj się z przewodnikiem planowania w celu uzyskania pełnych informacji. Konsola CPU-Box ( ) 100 kg (221)lbs REC-Box ( ) 135 kg (298)lbs Dystrybutor mocy 1,030* (40.6* ) 550*kg (1,213)*lbs Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

48 diagnostyka \ diagnostics artykuł naukowy \ scientific paper No Parametr Philips GE Siemens Toshiba 13 Wymagania zasilania Trójfazowe źródło dystrybucji plus zero plus ziemia 50 lub 60 Hz +/- 3 Hz 200/208/240/380/400/416/500 VAC Nominalna moc znamionowa = 100 kva Zapoznaj się z dokumentacją planu technicznego w celu uzyskania pełnych informacji. Wymagania dotyczące zasilania Faza: trójfazowa Napięcie linii: 380, 400, 420, 440, 460 lub 480 VAC * Częstotliwość: 50 Hz lub 60 Hz ± 1 Hz Wydajność linii: 100 kva Wahania napięcia ze względu na zmienność obciążenia: mniej niż 5% Fluktuacja napięcia: mniej niż 10% * *: Całkowite wahania napięcia spowodowane zmianą obciążenia i mocy TRANSFER OBRAZÓW I SIEĆ 1 Szybkość połączeń skanera/ stacji roboczej z lokalnymi sieciami [MB/s] Szybkość przesyłania obrazu jest kontrolowana przez sieć szpitalną. Brilliance Big Bore wykorzystuje interfejs sieciowy 1 Gb/s. Granice teoretyczne wynoszą ponad 100 obrazów/s. Typowe szybkości transferu wynoszą zwykle obrazów/s. 8 obrazów/s Karty sieciowe są zwykle 1 Gb ustawione na automatyczne wykrywanie. Rozszerzony protokół DICOM pozwala na szybkie przesyłanie danych z prędkością do 60 obrazów na sekundę. * 1 * 1: 2 Zdalny dostęp PC do obrazów na stacji roboczej Osiągalne tylko wtedy, gdy system jest podłączony do środowiska stacji roboczej klienta. Zgodny Tak Opcjonalne 3 Przesyłanie obrazów i struktur DICOM-RT DICOM RT i transfer zestawów struktur są dostarczane i włączane w standardzie. Zgodny Zgodny Przesyłanie obrazów/praca w sieci Skaner jest w pełni zgodny z DICOM (certyfikat dostępny na żądanie) i ma interfejs do przesyłania obrazów medycznych i informacji przy użyciu standardu DICOM. Tak 4 DICOM funkcje głównej konsoli: przechowywanie wydruk zapytanie/pobieranie lista robocza wykonany krok procedury zobowiązanie do przechowywania Brilliance Big Bore jest w pełni zgodny z DICOM i jest standardowo włączony. Z tą odpowiedzią dołączono pełną instrukcję zgodności DICOM. Zgodny Tak Przesyłanie zdjęć/praca w sieci Skaner jest w pełni zgodny z DICOM (certyfikat dostępny na żądanie) i ma interfejs do przesyłania obrazów medycznych i informacje przy użyciu standardu DICOM. Tak 5 Funkcje stacji roboczych DI- COM: przechowywanie wydruk zapytanie/ pobieranie zarządzanie listą zadań modalnych wykonany krok procedury zobowiązanie do przechowywania Portal IntelliSpace jest w pełni zgodny z DICOM i włączony w standardzie. Zgodny Tak Przesyłanie zdjęć/praca w sieci Skaner jest w pełni zgodny z DICOM (certyfikat dostępny na żądanie) i ma interfejs do przesyłania obrazów medycznych i informacje przy użyciu standardu DICOM. Tak 6 Integracja sprzętu i oprogramowania z siecią szpitalną i systemami IT Połączenie sieciowe jest standardowym elementem procesu instalacji Philipsa i nie są naliczane żadne dodatkowe opłaty. Dostawcy zewnętrzni mogą nakładać opłaty za łączność systemu z ich komputerami, na które firma Philips Healthcare nie ma wpływu. Zgodny z DICOM Tak Przesyłanie zdjęć/praca w sieci Skaner jest w pełni zgodny z DICOM (certyfikat dostępny na żądanie) i ma interfejs do przesyłania obrazów medycznych i informacje przy użyciu standardu DICOM. Tak 178 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

49 reklama / advertisement Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol. 7 prezentacja / presentation 179

50 prezentacja \ presentation reklama \ advertisement Automatyczne, bezwkładowe wstrzykiwacze środka kontrastowego Materiały zużywalne 24h, niezależenie od ilości wykonanych badań Wolne od DEHP i lateksu Praca ze wszystkimi rodzajami środków kontrastowych Oszczędność kosztów Do wszystkich rodzajów badań Unikalny system stabilizacji pacjenta Innowacyjna, opatentowana technologia Pearltec, to zastosowanie kombinacji miękkich, dopasowujących się do ciała kuleczek polistyrenowych oraz nadmuchiwanych komór powietrznych. Zapewnia to optymalną stabilizację pacjenta podczas badań MRI oraz TK, dzięki czemu między innymi znacząco zmniejsza się ryzyko występowania artefaktów, powodowanych ruchami badanego. Dystrybucja w Polsce: Bertz Medical Sp. z o.o. Sp.k., tel. 61/ , biuro@bertzmedical.pl 180 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

51 streszczenia / abstracts wydarzenia / events Śląskie seminarium fizyki medycznej 12 SSFM I Krajowa konferencja fizyki medycznej oddziału śląskiego PTFM Armand Cholewka 1, Aleksandra Klimas 2 1 Instytut Fizyki, Uniwersytet Śląski w Katowicach, Śląskie Międzyuczelniane Centrum Edukacji i Badań Interdyscyplinarnych w Chorzowie, ul. 75 Pułku Piechoty 1, Chorzów, armand.cholewka@gmail.com 2 Zakład Fizyki Medycznej, Zagłębiowskie Centrum Onkologii, Szpital Specjalistyczny im. Sz. Starkiewicza, ul. Szpitalna 13, Dąbrowa Górnicza, alex.klimas@gmail.com Organizacja 12. Śląskiego Seminarium Fizyki Medycznej w Brennej w dniach maja 2018 roku jest wspólnym przedsięwzięciem Polskiego Towarzystwa Fizyki Medycznej Oddziału Śląskiego oraz Instytutu Fizyki Uniwersytetu Śląskiego w Katowicach. Śląskie Seminaria Fizyki Medycznej od kilku lat przerodziły się w ogólnopolską konferencję oraz spotkania fizyków, fizyków medycznych i wielu osób związanych lub sympatyzujących z pracą fizyka medycznego. Liczba uczestników zjazdów stale rośnie, z czego cztery ostatnie spotkania cieszyły się już tak dużą popularnością, iż brało w nich udział ponad 100 osób. Na spotkania te przyjeżdżają uczestnicy z całej Polski, zarówno osoby związane z rentgenodiagnostyką, medycyną nuklearną, radioterapią i ośrodkami onkologicznymi (m.in. woj. śląskie, małopolskie, świętokrzyskie, wielkopolskie, mazowieckie, pomorskie, podlaskie). Podczas zjazdów prezentowane są różne tematy dotyczące obrazowania w medycynie, dozymetrii, metodologii testowania aparatury, planowania leczenia oraz wysublimowanych i nowatorskich technik diagnostyki i realizacji leczenia w radioterapii. Poruszane są również bieżące sprawy, tak bardzo istotne dla pracujących zawodowo fizyków medycznych, a dotyczące toczących się zmian legislacyjnych w obowiązujących i nowo powstających przepisach prawa. Toczy się wiele dyskusji na temat przyszłości zawodu fizyka w naszym kraju. Jest oczywiste, że fizyka medyczna jest dziedziną naukową i kierunkiem badawczym wysoce interdyscyplinarnym, co najlepiej widać po tym, że w każdym ośrodku realizującym procedury radioterapii w skład zespół klinicznego wchodzą: lekarz radioterapeuta, specjalista onkologii klinicznej, fizyk medyczny wykonujący plan leczenia oraz technik elektroradiologii. Warto tutaj zaznaczyć, iż kierunek fizyka medyczna realizowany w Instytucie Fizyki Uniwersytetu Śląskiego jest unikatowy pod tym względem w skali kraju, gdyż na kierunku tym kształceni są elektroradiolodzy, którzy po obronie pracy inżynierskiej mają prawo wykonywania tego zawodu w klinikach i placówkach diagnostyki obrazowej. Ich bezspornym atutem jest posiadanie szerokiej wiedzy z podstaw fizyki, a na to jest zapotrzebowanie w placówkach klinicznych poszukujących elektroradiologów. Poprzednie 11. Śląskie Seminarium Fizyki Medycznej, które odbyło się listopada 2017 roku, poświęcone było radioterapii, a temat wiodący brzmiał: Zaawansowane techniki w radioterapii. Kolejne 12. już Śląskie Seminarium Fizyki Medycznej przyjmuje nową formę. W pierwszym dniu konferencji postanowiono zaprosić przedstawicieli Centrum Kształcenia Ustawicznego Uniwersytetu Śląskiego wybitnych dydaktyków dr Marcelę Gruszczyk oraz dr Dominikę Hoffman-Kozłowską do przedstawienia wykładu pt. O edukacji od nowa. Prezentacja wybranych koncepcji i projektów edukacyjnych Centrum Kształcenia Ustawicznego UŚ oraz dra Jacka Francikowskiego, który zaprezentuje pokazy pt. Cyfrowe laboratorium zastosowanie w fizjologii człowieka. Wszystko to ma służyć nie tylko zaspokojeniu ciekawości uczestników, ale przede wszystkim pokazaniu, jak ważna jest dydaktyka oraz interdyscyplinarność w zawodzie fizyka medycznego, który z założenia, w momencie decyzji o takiej drodze kariery zawodowej, decyduje się na ciągłe i nieustające doskonalenie zawodowe, rozwój naukowy i dokształcanie, gdyż fizyka medyczna właśnie tego wymaga. Każdy fizyk medyczny pracujący obecnie w zawodzie zdaje sobie sprawę z tego, jak ważne jest, by być na bieżąco z wszelkimi nowościami technologicznymi w dziedzinie, w której spełnia się zawodowo. Nieustający i dynamiczny rozwój technologii, która coraz głębiej sięga w medycynę, wręcz żąda od fizyka poświęcenia czasu na dokształcanie się i stałe poszerzanie swojej wiedzy. Również pierwszego dnia organizatorzy wyszli naprzeciw bardzo dużemu zainteresowaniu Seminarium wśród fizyków z zacięciem naukowym, chcących zaprezentować i pokazać swoje projekty, prace badawcze i innowacyjne pomysły szerszemu gronu kolegów fizyków i specjalistów, dlatego właśnie wtedy ma miejsce sesja posterowa. Podczas drugiego dnia 12. Śląskich Seminariów Fizyki Medycznej swoją wiedzą i doświadczeniem podzieli się zaproszony gość zagraniczny Ing. Jaroslav Ptáček, Ph.D. (President of Czech Association of Medical Physicists, Secretary General of EFOMP) na temat Optimal reconstruction matrix and PET image filtration for point-spread function and time-of-flight reconstruction A phantom study. Następne wykłady zostały podzielone na 3 bloki tematyczne: 1. DIAGNOSTYKA OBRAZOWA tematyka dotycząca m.in. zmian w przepisach prawa, jakie niesie wdrożenie dyrektywy 2013/59/EURATOM, poziomy referencyjne dawek w badaniach diagnostycznych, monitorowanie narażenia pacjentów i optymalizacja dawki. 2. RADIOTERAPIA sesja skupiona wokół dozymetrii wiązek bezfiltrowych FFF, stereotaksji, przybliżająca problem małych pól. 3. Rola fizyka medycznego w zakresie wykorzystania TECH- NIK PROMIENIOWANIA NIEJONIZUJĄCEGO w medycynie gdzie główne zagadnienia dotyczą wykorzystania promieniowania podczerwonego w diagnostyce i terapii, oddziaływania telefonii komórkowej na organizm czy wyzwań ortopedii. Śląskie Seminaria Fizyki Medycznej będą pokazywały najnowsze trendy i kierunki rozwoju zastosowania nauk ścisłych w medycynie. Wynika to z faktu, iż fizyka medyczna to nie tylko radioterapia, czy też promieniowanie jonizujące, którego wykorzystanie dominuje w fizyce medycznej na całym świecie, ale również coraz szerzej rozumiane zastosowanie promieniowania niejonizującego w diagnostyce i terapii. Stąd właśnie pomysł, aby SSFM stanowiły szeroką platformę dyskusyjną, dydaktyczną i naukową dla przedstawicieli nie tylko medycyny czy fizyki medycznej, ale także chemii, inżynierii biomedycznej, elektroradiologii oraz dydaktyki, bez których fizyka medyczna nie rozwijałaby się tak dynamicznie jak obecnie. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

52 wydarzenia \ events streszczenia \ abstracts Rola mikroobrazowania MRI w polu 9.4T w ocenie efektu terapii przeciwnaczyniowej na mysim modelu glejaka Agnieszka Skorupa 1, Mateusz Ciszek 1, Łukasz Boguszewicz 1, Tomasz Cichoń 2, Ryszard Smolarczyk 2, Magdalena Jarosz- -Biej 2, Maria Sokół 1 1 Zakład Fizyki Medycznej, 2 Centrum Badań Translacyjnych Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej-Curie, Oddział Gliwice, ul. Wybrzeże Armii Krajowej 15, Gliwice, agnieszka.skorupa@io.gliwice.pl W związku z istotną rolą unaczynienia glejaków w przebiegu choroby nowotworowej, w ostatnich latach prowadzone są intensywne badania nad wykorzystaniem leków hamujących tworzenie nowych naczyń lub prowadzących do powstania martwicy w obrębie nowotworu przez niszczenie naczyń już istniejących. Celem pracy była analiza roli mikroobrazowania MRI w przyżyciowym monitoringu efektów terapii przeciwnaczyniowej w badaniach przedklinicznych. W pracy wykorzystano model glejaka mysiego GL261. Komórki nowotworowe zostały podane wprost do mózgu za pomocą stereotaksji. Po upływie ok. 2-3 tygodni od podania komórek nowotworowych przeprowadzona została terapia glejaków z użyciem DMXAA (25 mg/kg). Efekt terapii został oceniony na skanerze MRI Bruker 9.4T wyposażonym w system gradientowy Micro2.5 i w cewkę nadawczo-odbiorczą typu birdcage o średnicy 30 mm. W trakcie badania częstotliwość oddechu i temperatura były mierzone za pomocą czujników połączonych z systemem monitorowania EKG i oddechu. Protokół pomiarowy obejmował: standardowe sekwencje T1 i T2 zależne, dostarczające informacji o rozmiarach guza; pomiar serii obrazów T1 zależnych przed, w trakcie i po dożylnym podaniu niskocząsteczkowego środka kontrastowego (DCE MRI) dostarczających informacji na temat mikrokrążenia w guzie (przepływ krwi, przepuszczalność naczyń); sekwencje dyfuzyjne, na postawie których wyznaczono mapy współczynnika dyfuzji (ADC, apparent diffusion coefficient) parametru często wykorzystywanego do oceny efektu terapii przeciwnowotworowej. Badania MRI wykonano dla trzech punktów czasowych (przed terapią, po 24 h oraz po 72 h od podania DMXAA). Szersze wykorzystanie mikroobrazowania MRI w monitoringu efektów terapeutycznych może przyczynić się do lepszego zrozumienia mechanizmów działania leków oraz ułatwić planowanie badań przyklinicznych. Projekt realizowany w ramach grantu wewnętrznego przyznanego przez Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej-Curie w Warszawie, decyzja nr SN/GW22/2017. Dozymetria małych pól stereotaksja Marek Szewczuk Katowickie Centrum Onkologii, ul. Raciborska 27, Katowice Radioterapia stereotaktyczna (SRS, SBRT) jest metodą, która w ostatnich latach znajduje coraz powszechniejsze zastosowanie kliniczne. Względem konwencjonalnej radioterapii konformalnej wyróżnia ją potrzeba dostarczenia (w jednej lub kilku frakcjach) wysokiej dawki promieniowania do stosunkowo niewielkiej objętości tarczowej. Oznacza to wykorzystanie niewielkich geometrycznie wiązek fotonowych. Precyzyjne pomiary dozymetryczne w przypadku tzw. małych pól stanowią szczególne wyzwanie z powodu konieczności uwzględnienia zjawiska braku bocznej równowagi elektronowej w wiązce, efektów związanych z możliwością przesłonięcia części źródła promieniowania przez układ kolimujący oraz wpływu wielkości i budowy detektora na pomiar. Złożoność zagadnienia spowodowała, że opracowane zostały międzynarodowe standardy dedykowane dozymetrii małych pól (IAEA TRS 483). Wskazania miernika DAP/KAP użyteczność wyników w świetle polskich i międzynarodowych regulacji i rekomendacji prawnych Piotr Jankowski 1, Agnieszka Baic 1, 2, Błażej Baic 1, 3, Natalia Kisiel 1, Marcin Dybek 1 1 Katowickie Centrum Onkologii, Zakład Radioterapii, Raciborska 26, Katowice, pjankowski@kco.katowice.pl, abaic@kco.katowice.pl, bbaic@kco.katowice.pl, nkisiel@kco.katowice.pl, mdybek@kco.katowice.pl 2 Uniwersytet Śląski, Śląskie Międzyuczelniane Centrum Badań i Rozwoju, Instytut Fizyki, Zakład Fizyki Medycznej, 75 Pułku Piechoty 1A, Chorzów, agnieszkabaic@onet.pl 3 Uniwersytet Śląski, Śląskie Międzyuczelniane Centrum Badań i Rozwoju, Instytut Fizyki, Zakład Fizyki Jądrowej i jej Zastosowań, 75 Pułku Piechoty 1A, Chorzów, blazejbaic@gmail.com Mierniki dawki/kermy na powierzchnię promieniowania DAP/ KAP (Dose Area Product/ Kerma Area Product) są częścią integralną coraz większej liczby obecnych aparatów rentgenowskich zainstalowanych i użytkowanych w Polsce. W większości przypadków, użytkownik nie posiada możliwości odłączenia miernika celem przeprowadzenia wzorcowania w laboratorium wzorców wtórnych. Katowickie Centrum Onkologii (KCO) posiada dwa ogólnodiagnostyczne aparaty stacjonarne wyposażone w mierniki DAP/ KAP. Jako aparatura kontrolno-pomiarowa wykorzystywane są dwa dozymetry referencyjne: detektor Finger PEHAMED w filtrze ekwiwalentnym pacjentowi firmy ALPHA oraz detektor 182 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

53 streszczenia / abstracts Piranha Black firmy RTI. Dotychczas przeprowadzano kontrole wskazań mierników DAP/KAP w trakcie corocznych testów specjalistycznych, które obejmowały pomiar badanych parametrów dla napięć prądów anodowych na lampie RTG w zakresie kv oraz wewnętrznej okresowej kontroli w okresie pomiędzy testami specjalistycznymi. wydarzenia / events Mimo bogatej literatury specjalistycznej kwestia zgodności wskazań DAP/KAP względem dozymetru referencyjnego oraz kalibracja DAP/KAP nie znalazła swojego miejsca w krajowych regulacjach prawnych. W pracy autorzy chcą sprawdzić i ocenić, czy międzynarodowe normy i regulacje można zastosować dla aparatów ogólnodiagnostycznych stosowanych w Polsce. Rola promieniowania podczerwonego w diagnostyce i terapii Mariusz Kaczmarek Katedra Inżynierii Biomedycznej, Wydział Elektroniki, Telekomunikacji i Informatyki, Politechnika Gdańska, ul. Narutowicza 11/12, Gdańsk, mariusz.kaczmarek@eti.pg.gda.pl Termografia w podczerwieni (IR) jest metodą badawczą zajmującą się detekcją, rejestracją, przetwarzaniem, obrazowaniem oraz analizą promieniowania podczerwonego IR (infrared ) emitowanego przez badany obiekt. W metodzie tej za pomocą kamery termowizyjnej rejestrowany jest obraz stanowiący odwzorowanie rozkładu temperatury na powierzchni obiektu tzw. termogram [1]. Termografia w podczerwieni jest nieniszczącą techniką badawczą NDT (nondestructive testing) umożliwiającą badanie materiałów, powierzchni elementów, układów czy ciał bez wpływu na ich właściwości [1]. Głównymi zaletami wyróżniającymi tę technikę spośród innych, wykorzystywanych zarówno w medycynie, jak i technice, metod NDT, takich jak tomografia komputerowa, badanie ultradźwiękowe czy rentgenografia, jest to, że pozyskiwanie danych z wykorzystaniem termografii w podczerwieni jest bezpieczne, nieinwazyjne i bezkontaktowe, może być wielokrotnie powtarzane bez szkody dla badanego obiektu. Termografia w podczerwieni wykorzystuje fakt, że każde ciało o temperaturze większej niż temperatura zera bezwzględnego emituje elektromagnetyczne promieniowanie podczerwone. Tego rodzaju promieniowanie w widmie fal elektromagnetycznych odpowiada falom o długości z zakresu od ok. 0,74 μm do 1 mm. W obrazowaniu termicznym za pomocą detektora promieniowania podczerwonego kamery termowizyjnej dokonuje się rejestracji i pewnej transformacji energii termicznej wypromieniowywanej przez badany obiekt na elektroniczny sygnał wizyjny. Uzyskany w wyniku badania termogram dostarcza informacji o rozkładzie temperatur na powierzchni obszaru zainteresowania. Parametry ilościowe i jakościowe charakteryzujące energię emitowaną przez dany obiekt zależą silnie m.in. od jego cech strukturalnych oraz właściwości fizykochemicznych, zatem termografia może być wykorzystywana do określenia stanu cieplnego badanego obiektu, w tym temperatury, a także pośredniego wnioskowania o jego strukturze i zachodzących w nim procesach. Pierwsze próby zastosowania termografii w podczerwieni w medycynie sięgają lat sześćdziesiątych XX wieku. Początkowo dotyczyły one głównie diagnozowania nowotworów piersi oraz oceny ran [2]. Jednak niedostateczna jakość dostępnego wówczas sprzętu oraz brak określonych ustandaryzowanych procedur skutkowały małą skutecznością diagnostyczną badań oraz wpłynęły na powstanie negatywnej opinii o możliwościach wykorzystania termowizji w medycynie. Dopiero postępujący w późniejszym okresie rozwój technologii podczerwieni oraz poprawa jakości sprzętu (zastosowanie detektorów promieniowania IR o wysokiej rozdzielczości i czułości), rozwój komputerowych systemów przetwarzania obrazów, spadek cen urządzeń, opracowanie odpowiednich ustandaryzowanych procedur oraz rozwinięcie metod badań dynamicznych wpłynęły obecnie na znaczne zwiększenie zainteresowania termografią w środowiskach medycznych i naukowych. Aktualnie do celów medycznych wykorzystuje się nie tylko statyczną termografię IR, w której rejestruje się rozkład temperatury na powierzchni ciała pacjenta poprzez pomiar jej wartości bezwzględnych lub różnic, ale coraz częściej również aktywną termografię dynamiczną pozwalającą na analizę właściwości termicznych (przewodności i pojemności cieplnej) tkanek poprzez badanie dynamiki przejściowych procesów termicznych zachodzących w ciele człowieka pod wpływem zewnętrznego pobudzenia, prowadzące do uzyskania obrazów ukazujących strukturę wewnętrzną tkanki czy narządu o zróżnicowanych właściwościach termicznych [2, 3]. Metody termograficzne znajdują obecnie zastosowanie w wielu dziedzinach medycyny, zarówno związanych z diagnostyką medyczną, jak i terapią oraz rehabilitacją. Do głównych zalet stosowania termografii w podczerwieni w procedurach opieki medycznej można zaliczyć przede wszystkim to, że tego rodzaju badania są nieinwazyjne, bezbolesne, a także względnie łatwe w realizacji, co daje możliwość wielokrotnego wykonywania pomiarów bez szkody dla pacjenta [3]. Termografia w podczerwieni, pozwalająca na monitorowanie i bezdotykową rejestrację zmian temperatury organizmu w czasie, jest bardzo często wykorzystywana jako narzędzie do kontroli przebiegów i działania określonych zabiegów medycznych czy fizykoterapeutycznych oraz oceny ich skutków i efektów na podstawie analizy właściwości termicznych tkanek lub narządów. W diagnostyce wadą rozwiązań bazujących na analizie termogramów jest mała specyficzność, gdyż przy różnych schorzeniach/ zmianach można uzyskać podobne obrazy termiczne badanych struktur, dlatego też wyniki badań termograficznych nie zawsze mogą umożliwić postawienie ostatecznej diagnozy, ale mogą okazać się pomocne np. przy określeniu kierunku dalszych badań specjalistycznych. W fizykoterapii termografia wykorzystywana jest przede wszystkim do monitorowania przebiegu procesu terapeutycznego i jego skutków. Reakcja pacjentów na dany zabieg fizykalny (wykorzystujący różne czynniki oddziałujące na tkanki, takie jak np. niska temperatura czy ultradźwięki) może być nieco zróżnicowana, dlatego bardzo istotne jest monitorowanie procesów zachodzących w ciele osoby poddanej terapii w trakcie zabiegu i po jego wykonaniu, w celu dobrania odpowiednich parametrów/czynników pobudzających oraz planowania dalszego leczenia. Przeprowadzanie zabiegów fizykoterapeutycznych często skutkuje zmianami temperatury tkanek ciała pacjenta, dlatego często na podstawie analizy termicznej określonych miejsc ciała możliwa jest ocena działania tych zabiegów oraz monitorowanie ich przebiegu. Techniki termograficzne umożliwiają pośrednio określenie stopnia ukrwienia tkanek ciała pa- Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

54 wydarzenia \ events streszczenia \ abstracts cjenta oraz pozwalają wykryć zmiany w jego poziomie wywołane określonymi zabiegami fizjoterapeutycznymi i na podstawie zarejestrowanych zmian ocenić skuteczność zabiegów stosowanych w procesie terapii i rehabilitacji [3]. Przykładowo w [4] przeprowadzono analizy możliwości wykorzystania termografii do określenia skuteczności zabiegów krioterapii (kriostymulacji) miejscowej u osób chorych na reumatoidalne zapalenie stawów, które pozwoliły na optymalizację procedur terapeutycznych [5]. W artykule [6] zaproponowano wykorzystanie termografii do oceny siły oddziaływania ultradźwiękowych zabiegów fizykoterapeutycznych poprzez analizę zmian temperatury powierzchni ciała powstających w odpowiedzi na działanie fali mechanicznej. Autorzy pracy [7] przeprowadzili badania dotyczące wykorzystania termografii w trakcie rehabilitacji kardiologicznej po przeprowadzeniu zabiegu pomostowania aortalno-wieńcowego, czyli wstawieniu tzw. bypassów. Nowością w aplikacjach medycznych jest wykorzystanie w badaniu termograficznym pobudzenia zewnętrznego i analizowanie procesów przejściowych zmian temperatury w czasie. W zastosowaniach przemysłowych z zasady stosuje się pobudzenie zewnętrze w postaci podgrzewania badanej struktury, np. promiennikami podczerwieni, lampami halogenowymi o dużej mocy, pobudzenia mechanicznego lub akustycznego badanych próbek (ultrasound thermography, vibrothermography). Analizowane są zmiany temperatury na powierzchni obiektu po ustaniu pobudzenia. Znane są techniki: Phase Pulse Thermography (PPT), Lock-in Thermography, Thermography Signal Reconstruction (TSR) [1]. W diagnostyce medycznej, ponieważ organizmy żywe wytwarzają ciepło w procesach metabolicznych, aktywnie jest ono unoszone przez krew, istnieje możliwość zastosowania jako pobudzenia zewnętrznego ochładzania powierzchni, a następnie obserwuje się naturalny proces ogrzewania tkanek. Wartość temperatury tkanek organizmu odzwierciedla przebieg zachodzących w nich różnorodnych procesów fizjologicznych oraz patologicznych, zatem w medycynie pomiar temperatury i analiza jej zmian może nieść ze sobą bardzo istotną informację diagnostyczną [2]. Wizualizacja rozkładu temperatury na powierzchni ciała pacjenta za pomocą termografii statycznej uwidacznia obszary o podwyższonej temperaturze wynikającej z przyspieszonego metabolizmu, wiążącego się ze zwiększonym poziomem ukrwienia, który może towarzyszyć np. występowaniu nowotworów, reakcji zapalnych, urazów oraz obszary o obniżonej temperaturze, będącej skutkiem obniżonego metabolizmu tkankowego, wynikającego np. z zaburzenia przepływu krwi lub martwicy [2]. Dodatkowe informacje o tkance można uzyskać w termografii z pobudzeniem w postaci bodźca termicznego i analizę odpowiedzi zależnej od właściwości termicznych tkanki. Wymagania przeprowadzania pomiarów oraz czynniki wpływające na pomiary termograficzne w diagnostyce medycznej Podczas wykonywania badań termograficznych konieczna jest minimalizacja czynników mogących zakłócać pomiary. Wszystkie sprzęty stosowane w badaniu, w szczególności kamera termograficzna, powinny być używane zgodnie z instrukcją producenta. W celu uniknięcia niepożądanych błędów w pomiarach termograficznych zostały opracowane normy i standardy zawierające szczegółowe wytyczne umożliwiające poprawne przeprowadzenie badań i obiektywną analizę wyników. Istotnym elementem pomiarów termograficznych, oprócz samego sprzętu, jest także pomieszczenie, w którym odbywa się badanie. Powinno być ono przystosowane do swobodnego rozmieszczenia całego sprzętu niezbędnego do badań oraz zapewniać wysoki komfort osobie badającej i badanej. Uznaje się, że pomieszczenie do badań termograficznych nie może być mniejsze niż 6 m 2 [3, 8]. Jednym z najważniejszych wymagań dotyczących przeprowadzania medycznych badań termograficznych jest utrzymywanie możliwie stałej temperatury w pomieszczeniu wykorzystywanym do badań pacjentów. Jest to szczególnie ważne podczas dokonywania pomiarów przy wykorzystaniu termografii aktywnej, ponieważ wahania temperatury mogą prowadzić nawet do utraty istotnych danych pomiarowych. Optymalna temperatura mieści się w przedziale C. Wiąże się to z faktem, że poniżej 18 C ciało człowieka schładza się bardzo szybko, powodując drżenie, a powyżej 25 C człowiek zaczyna się pocić [3, 8, 9]. Drżenie i pocenie się wpływa niekorzystnie na wyniki termograficzne może prowadzić do ich zafałszowania i znacznie utrudnić analizę i interpretację [3]. Wilgotność względna powietrza w pomieszczeniu badawczym również ma wpływ na wynik badania. Ma ona dość znaczący wpływ na wymianę ciepła. Poziom wilgotności należy zatem utrzymywać na poziomie 45-55% [3, 9]. W pomieszczeniu do medycznych badań termograficznych duża cyrkulacja powietrza wpływać może na temperaturę ciała pacjenta, powodując jej nierównomierny rozkład [3, 9]. Powinno się także unikać wszelkiego rodzaju grzejników oraz ograniczyć dopływ światła słonecznego najlepsze wyniki otrzymuje się z badań przeprowadzanych w warunkach słabego oświetlenia [3]. W przypadku badań aktywnej termografii należy uważać, by stosowany bodziec cieplny nie spowodował zniszczenia tkanek oraz aby przeprowadzane badanie nie było bolesne. Zastosowanie zbyt wysokiej temperatury pobudzenia może doprowadzić do poparzenia skóry, natomiast zbyt mocne schłodzenie powierzchni skóry może skutkować odmrożeniem. Dlatego należy ściśle przestrzegać granicznych temperatur, do których można doprowadzić powierzchnię badanego 42 C dla bodźca ogrzewającego, 20 C w przypadku bodźca chłodzącego. Rygorystyczne wymagania przeprowadzania medycznych pomiarów termograficznych dotyczą także pacjenta, który przed wykonaniem badania powinien wypełnić kwestionariusz pozwalający na wykrycie przeciwwskazań do badania. Przeciwwskazaniami mogą być np. zmiany dermatologiczne znajdujące się w badanym obszarze, o ile nie stanowią one celu badań. Przed badaniem pacjent powinien przejść proces aklimatyzacji do warunków panujących w pomieszczeniu badawczym. Proces ten powinien trwać najkrócej 15 min, w przypadku jeśli różnica temperatur w pomieszczeniu, a miejscem, w którym wcześniej przebywał pacjent nie jest zbyt duża. W przeciwnym razie czas aklimatyzacji powinien trwać nawet około godziny [8]. Ważne jest, aby w czasie trwania aklimatyzacji powierzchnia przeznaczona do badania była odkryta. Nie należy jej także dotykać, aby nie zaburzać stabilizacji procesu wymiany ciepła z otoczeniem. Niewskazane jest spożywanie alkoholu oraz wyrobów tytoniowych czy smarowanie powierzchni badanej skóry kosmetykami przed wykonaniem badania. Czynniki te mają wpływ na krążenie krwi, a zatem także na rozkład temperatury na powierzchni skóry. W celu zmniejszenia działania niepożądanych czynników, wymienionych powyżej, można zastosować przemycie powierzchni skóry np. środkiem na bazie alkoholu. Podczas wykonywania badania pacjent powinien znajdować się w nieruchomej pozycji rejestrowany obszar ciała musi być ustawiony prostopadle do kamery termowizyjnej. Zalecana minimalna odległość badanego od kamery to ok. 1-1,2 m, zależy to oczywiście od pola powierzchni badanej. Należy dbać o to, by analizowany obszar zajmował jak najwięcej powierzchni w kadrze kamery. Dobrą praktyką jest również równoczesne dokumentowanie badanego obszaru zwykłym aparatem fotograficznym. 184 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

55 streszczenia / abstracts Normy i standardy ISO/TR :2013 Jest to nowa wersja normy z 2009 roku. Dotyczy wymogów bezpieczeństwa oraz zasad działania termometrów służących do celów medycznych (pomiar temperatury ciała). Nie dotyczy ona urządzeń, których pomiar temperatury ciała nie jest podstawową funkcją. W normie tej zawarte są zasady prawidłowego użytkowania i zasady zachowania bezpieczeństwa podczas eksploatacji klinicznych termometrów. Określone zostały również wymagania techniczne termometru jako urządzenia elektrycznego [10]. ISO/TR :2010 Standard ISO/TR :2010 stanowi uzupełnienie normy opisanej w ISO/TR :2013. W standardzie określone zostały wymagania dotyczące urządzeń medycznych, które przeznaczone są do przesiewowych pomiarów temperatury ciała. Norma ta w szczególności odnosi się do urządzeń wykorzystujących promieniowanie w podczerwieni za źródło niosące informację o temperaturze obiektu. W normie zawarte są nie tylko wymagania sprzętowe, ale także metody, które pozwalają na weryfikację zgodności parametrów urządzenia z normą. W celu detekcji stanów gorączkowych należy dokonywać pomiaru w strefach znajdujących się w okolicach wewnętrznych kącików oczu. Ich temperatura jest w silnej korelacji z wewnętrznym ciepłem ciała, które jest rozprowadzane przez wewnętrzną tętnicę szyjną [11]. ISO/TR 13154:2009 Standard ISO/TR 13154:2009 zawiera wytyczne dotyczące sposobu prowadzenia pomiarów termograficznych. Wymienia się tam także lokalizacje, w których powinny być przeprowadzane badania przesiewowe. Są to m.in.: kliniki, szpitale, zakłady pracy, szkoły, budynki administracyjne i rządowe (policja, straż pożarna itp.) [12]. W normie zostały opisane również błędne działania, które prowadzą do niepoprawnych wyników badań termograficznych. Normy ASTM Amerykańskie Stowarzyszenie Badań i Materiałów Normy opracowane przez Amerykańskie Stowarzyszenie Badań i Materiałów dotyczą testowania urządzeń termograficznych. W normach tych zawarte są metody pozwalające na wyznaczenie parametrów kamer termowizyjnych, m.in.: minimalna rozróżnialna różnica temperatur czy minimalna wykrywalna różnica temperatur. Standardy ASTM zawierają także opisy metod testowania i pomiarów termograficznych. Interpretacja termogramów, modelowanie numeryczne wydarzenia / events Uzyskanie termogramów tkanki lub narządu ze zróżnicowanym rozkładem temperatur lub parametrów syntetycznych stanowi dopiero połowę sukcesu diagnosty. Drugą połowę stanowi poprawna/właściwa interpretacja przyczyn zaobserwowanego rozkładu temperatury/parametru syntetycznego. W aplikacjach medycznych mamy do czynienia z dwoma przypadkami, w których przeprowadza się badanie termograficzne. Pierwszym przypadkiem jest sytuacja, w której mamy dobrze zdefiniowane zjawisko odpowiedzialne za obserwowane zmiany rozkładu temperatury. Najczęściej są to zjawiska obserwowane na powierzchni skóry, np. rana oparzeniowa, rana pooperacyjna lub skórne testy alergiczne. Reakcja na bodziec występuje na powierzchni skóry lub płytko pod powierzchnią skóry; znany jest bodziec/czynnik wywołujący reakcję zmiany temperatury, a zadaniem diagnosty jest stwierdzenie wystąpienia bądź nie skutku działania bodźca. Drugim przypadkiem są badania, w których nie wiemy, co jest przyczyną obserwowanej zmiany temperatury na powierzchni badanego narządu. Klasycznym przykładem jest tutaj badanie nowotworów piersi. Po pierwsze nie wiemy, czy mamy do czynienia z przypadkiem rozwijającego się nowotworu, który powoduje wzrost temperatury na powierzchni piersi, czy tylko z nietypowym usytuowaniem naczyń krwionośnych, które dają podobny wzrost temperatury na powierzchni. A jeśli jest to nowotwór, to na jakiej głębokości jest usytuowany i w jakiej fazie/stadium rozwoju. Dlatego nieodzownym elementem diagnostyki termograficznej w medycynie powinno być przygotowanie odpowiedniego modelu numerycznego obserwowanej jednostki chorobowej i porównanie wyników symulacji numerycznej z wynikami badania termograficznego. Dopiero uzyskanie zgodności badania z wynikami obliczeń powinno być podstawą do wydania diagnozy. Do opracowania modelu numerycznego procesu wymiany ciepła w tkance najczęściej wykorzystuje się równanie przepływu ciepła zaproponowane przez Pennesa [13] (1): T x yzt c (,,, ) 2 k T( xyzt,,, ) Q Q Q t t t b m z gdzie: r gęstość [kg/m 3 ], c ciepło właściwe [J/kg K], T temperatura [K], k współczynnik przewodzenia ciepła [W/m K], Q b [W/m 3 ] gęstość mocy cieplnej dostarczanej lub odprowadzanej przez łoże naczyniowe tkanki, Q m gęstość mocy cieplnej dostarczonej przez metabolizm, Q z gęstość mocy cieplnej dostarczanej przez źródło zewnętrzne. Zmianę energii cieplnej w tkance opisuje lewa strona powyższego równania, zaś prawa strona opisuje przyczynę tych zmian. Zmiany te są rejestrowane przez kamerę termograficzną na powierzchni badanej tkanki. Na podstawie tych zmian prowadzone są analizy, który z czynników w równaniu (1) w danej patologii odgrywa największe znaczenie, a obserwowane różnice pomiędzy patologiczną tkanką lub procesem a zdrową pozwolą na podjęcie decyzji diagnostycznej. W aplikacjach do modelowania numerycznego, np. Comsol Multiphysics [14], najczęściej spotyka się uproszczone biologiczne równanie przepływu ciepła (2), w którym pomija się efekt metabolizmu: T x, yzt,, 2 ct t k T xyzt,,, bcb b Tb T t gdzie: r b gęstość krwi [kg/m 3 ], c b ciepło właściwe krwi [J/kg K], ω b współczynnik perfuzji krwi [1/s], T b temperatura krwi [K]. Poniżej na rysunku 1 i rysunku 2 zaprezentowano wyniki symulacji numerycznych dla oparzenia skóry głębokiego i płytkiego poddanego stymulacji zewnętrznym źródłem ciepła w postaci bodźca chłodzącego (Rys. 1) oraz bodźca ogrzewającego (Rys. 2) trwającego 30 sekund. Zaprezentowano przekrój w głąb tkanki skórnej. Widać, że dla oparzenia głębokiego zachodzą większe zmiany temperatury, co jest związane z brakiem perfuzji krwi, czyli ciepło nie jest doprowadzane do powierzchni skóry oparzonej przez łoże naczyniowe w przypadku schładzania powierzchni i dochodzi do relatywnie głębokiego i dużego wychłodzenia dla zastosowanego bodźca chłodzącego, natomiast dla ogrzewania, ponieważ nie jest ciepło z powierzchni odprowadzane w głąb tkanki przez łoże naczyniowe dochodzi do nadmiernego ogrzania oparzonego fragmentu tkanki. Natomiast dla oparzenia płytkiego, ponieważ zwiększony jest współczynnik perfuzji względem tkanki zdrowej, a także głęboko oparzonej, nie obserwuje się odpowiednio efektu przechłodzenia lub przegrzania. Podobne modele można skonstruować dla przypadku skórnych testów alergicznych, a także przypadków nowotworów piersi [15]. (1), (2), Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

56 wydarzenia \ events streszczenia \ abstracts Rys. 1 Przekrój modelu fantomu biologicznego koniec fazy chłodzenia powierzchni skóry temperaturą 10 C po czasie 30 s: a) oparzenie głębokie, b) oparzenie płytkie Rys. 2 Przekrój modelu fantomu biologicznego koniec fazy nagrzewania powierzchni skóry temperaturą 45 C po czasie 30 s: a) oparzenie głębokie, b) oparzenie płytkie Literatura 1. X.P.V. Maldague: Theory and Practice of Infrared Technology for Non-Destructive Testing, J. Wiley & Sons, Inc., New York M. Kaczmarek, A. Nowakowski: Active IR-Thermal Imaging in Medicine, J Nondestruct Eval, 35, 2016, 19, DOI /s y. 3. J. Bauer, E. Dereń: Standaryzacja badań termograficznych w medycynie i fizykoterapii, Inżynieria Biomedyczna Acta Bio-Optica et Informatica Medica, 20(1), 2014, A. Trafarski, Z. Jaskólska, L. Różański: Jakość diagnozowania termograficznego w podczerwieni jako funkcja wymuszenia termicznego w wybranych zastosowaniach medycznych, Politechnika Poznańska, Instytut Technologii Mechanicznej, Zakład Metrologii i Systemów Pomiarowych, Poznań A. Cholewka, Z. Drzazga, A. Sieroń i A. Stanek: Thermovision diagnostics in chosen spine disease treated by whole body cryotheraphy, Journal of Thermal Analysis and Calorimetry, 102(1), M. Łukowicz, A. Zając, P. Zalewski, M. Weber-Zimmermann, K. Ciechanowska: Badania termowizyjne skóry w zabiegu sonoterapii przy zastosowaniu soczewki skupiającej falę ultradźwiękową, Inżynieria Biomedyczna Acta Bio-Optica et Informatica Medica, 3, 2007, A. Skomudek, W. Skomudek: Termografia w diagnostyce rehabilitacyjnej, Pomiary Automatyka Kontrola, 59(9), E.F. Ring, K. Ammer: The Technique of Infrared Imagining in Medicine, Thermology International, 10(1), 2000, A. Nowakowski (red.): Rozwój diagnostyki termicznej metodami detekcji podczerwieni. Ilościowa diagnostyka ran oparzeniowych i inne aplikacje, Akademicka Oficyna Wydawnicza EXIT, Warszawa 2009, 19-25, 38-45, 50-51, 80-87, , PN-EN ISO : wersja angielska, Katalog Polskich Norm, 04e.html (data dostępu r.). 11. ISO :2010, -en / (data dostępu r.) news.htm?refid=ref1224 (data dostępu r.). 13. H.H. Pennes: Analysis of tissue and arterial blood temperatures in the resting human forearm, J. Appl. Physiol, 93, (data dostępu: r.). 15. M. Kaczmarek, A. Nowakowski: Aktywna termografia dynamiczna w badaniach mammograficznych, XIII Krajowa Konferencja Biocybernetyka i Inżynieria Biomedyczna, Gdańsk, vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

57 streszczenia / abstracts wydarzenia / events Commissioning stereotaktycznych kolimatorów Conical marki Varian metodyka pomiarowa oraz zestawienie wyników z danymi producenta Marek Kijonka, Beata Niewiadomska, Adam Bekman, Bożena Woźniak, Aneta Wajda, Joanna Prażmowska, Aleksandra Woźnica, Łukasz Kapek, Maria Sokół, Andrzej Orlef Zakład Fizyki Medycznej, Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej-Curie, Oddział w Gliwicach, ul. Wybrzeże Armii Krajowej 15, Gliwice Wprowadzenie Kolimatory Conical stanowią jeden z elementów stereotaktycznego pakietu wewnątrzczaszkowego SRS oferowanego wraz z produktami marki Varian. Są to kolimatory stożkowe (często również nazywane tubusami) formujące wiązkę o poprzecznym przekroju w kształcie koła o różnych średnicach [1]. Nie stanowią one odkrycia ostatnich lat, natomiast podstawową zaletą takiego rozwiązania jest możliwość uzyskania rozkładów dawki o bardzo dużym gradiencie na brzegu pola promieniowania (niewielki obszar półcienia wiązki) oraz niskiej wartości dawki poza objętością leczoną (niska wartość transmisji przez kolimator) [2]. Należy podkreślić, że w odległości izocentrycznej średnica kolimowanych pól wynosi od 4,0 mm do 17,5 mm [1]. Wszelkie pomiary dozymetryczne dla tak małych wiązek wymagają szczególnej ostrożności, gdyż wiążą się z pomiarami w warunkach silnej bocznej nierównowagi elektronowej oraz występowaniem innych problemów dozymetrii stereotaktycznej [2-5]. Commissioning kolimatorów Conical dla celów konfiguracji systemu planowania leczenia Cone Dose Calculation wymaga pomiarów profili wiązek terapeutycznych (OAR), współczynników TMR (Tissue-Maximum Ratio) oraz współczynników pól (OF) [6]. Cel Celem pracy jest wyznaczenie parametrów dozymetrycznych niezbędnych do konfiguracji systemu planowania leczenia (tzn. OAR, TMR, OF) z użyciem kolimatorów Conical oraz porównanie otrzymanych wyników z danymi literaturowymi oraz danymi producenta (tzw. Gold Standard ). Materiały i metody Pomiary przeprowadzono dla wiązek fotonowych o nominalnych potencjałach przyspieszających 6 MV generowanych przy użyciu akceleratora Edge firmy Varian wiązka z filtrem wyrównującym oraz bezfiltrowa (tzw. FFF). Na zestaw SRS, który stanowi przedmiot opracowania składa się m.in. siedem kolimatorów o następujących średnicach kołowego pola napromieniania zdefiniowanego w izocentrum: 4,0, 5,0, 7,5, 10, 12,5, 15, 17,5 mm. Pomiary przeprowadzono przy użyciu narzędzi dozymetrycznych firmy PTW: automatycznego analizatora pola MP3 wraz z PTW TBA Control Unit, PTW Tandem i PTW Unidos. Do rejestracji i analizy danych dozymetrycznych wykorzystano oprogramowanie Mephysto w wersji 3.0. Profile wiązek oraz współczynniki OF zostały zmierzone dwoma rodzajami detektorów: mikrodetektorem diamentowym PTW oraz detektorem półprzewodnikowym PTW Krzywe TMR zostały zmierzone przy wykorzystaniu mikrodetektora diamentowego PTW Dla wszystkich kolimatorów i obu wiązek terapeutycznych zarejestrowano OAR w różnych odległościach SSD (80, 90 i 100 cm). Krzywe TMR były rejestrowane metodą step and shoot z akwizycją sygnału dla 200 jednostek monitorowych. Pomiary współczynników OF były wykonywane w odległości izocentrycznej (100 cm) na głębokości 5 cm i normalizowane do pola kwadratowego 10 cm x 10 cm. Wyniki Uzyskane wyniki współczynników OF skorygowano ze względu na obecność perturbacji odpowiedzi użytych detektorów oraz efekty wolumetryczne [3-5]. Po przeprowadzeniu niezbędnych poprawek otrzymane dane dla różnych detektorów były spójne ze sobą i zgodne z danymi literaturowymi dla podobnych konfiguracji kolimatorów stożkowych. Natomiast niepokojący jest fakt oferowania przez producenta nieprzetworzonych danych Gold Standard przy braku zastosowania odpowiednich poprawek dla współczynników OF (zarejestrowanych detektorem półprzewodnikowym). Ponadto w przypadku krzywych TMR danych Gold Standard zauważalna jest bardzo niska rozdzielczość przestrzenna w obszarze buildup (5 mm), co przełożyło się na charakterystyczną nieregularność jej przebiegu (Rys. 1) TMR cone 7.5mm g [mm] pomiar Varian Rys. 1 Porównanie krzywych TMR dla wiązki fotonowej 6 MV w obszarze buildup dla kolimatora stożkowego o średnicy 7,5 mm (pomiar i dane producenta) Przebiegi OAR charakteryzowały się większymi obszarami półcienia dla mikrodetektora diamentowego, co związane było z jego większym wymiarem poprzecznym objętości czynnej względem detektora półprzewodnikowego PTW [3]. Ponadto w porównaniu tym zauważalne było również przeszacowanie sygnału w obszarze cienia dla detektora półprzewodnikowego zależność widmowa odpowiedzi detektora [3]. Wnioski Kolimatory Conical wymagają bardzo pracochłonnych pomiarów porównywalnych w swoim zakresie do commissioningu całego nowo zainstalowanego przyśpieszacza. Do prawidłowej konfiguracji systemu planowania leczenia dla wiązek stereotaktycznych niezbędne jest wykonanie precyzyjnych pomiarów dozymetrycznych o submilimetrowej rozdzielczości przestrzennej. Istotne znaczenie ma również wybór odpowiedniego detektora pomiarowego, uwzględnienie perturbacji sygnału oraz efektu wolumetrycznego uzyskanych danych. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

58 wydarzenia \ events Literatura 1. Intracranial SRS Package, Varian Medical Systems, 4, F. Verhaegen, I.J. Das, H. Palmans: Monte Carlo dosimetry study of a 6MV stereotactic radiosurgery unit, Physics in Medicine and Biology, 43, Dosimetry of small fields used in external beam radiotherapy, An international code of practise for reference and relative dose determination, Technical reports series no. 483, IAEA, 2017 streszczenia \ abstracts 4. R. Dąbrowski, Dozymetria małych pól fotonowych, Inżynier i Fizyk Medyczny, vol. 1 3/ J.Y. Cheng, H. Ning, B.C. Arora, Y. Zhuge, R.W. Miller, Output factor comparision of Monte Carlo and measurement for Varian TrueBeam 6 MV and 10 MV flattering filter-free stereotactic radiosurgery system, Journal of Applied Clinical Medical Physics, vol 17, Eclipse Photon and Electron Algorithms Reference Guide, P C, Varian Medical System, Sposób realizacji zapisów Dyrektywy 2013/59/EURATOM w projekcie nowelizacji ustawy Prawo Atomowe Andrzej Orlef Zakład Fizyki Medycznej, Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej- -Curie, Oddział w Gliwicach, ul. Wybrzeże Armii Krajowej 15, Gliwice DYREKTYWA RADY 2013/59/EURATOM z dnia 5 grudnia 2013 r. ustanawiająca podstawowe normy bezpieczeństwa w celu ochrony przed zagrożeniami wynikającymi z narażenia na działanie promieniowania jonizującego oraz uchylająca dyrektywy 89/618/Euratom, 90/641/Euratom, 96/29/Euratom, 97/43/Euratom i 2003/122/Euratom [1] powinna być wdrożona w formie przepisów prawnych najpóźniej do dnia 6 lutego 2018 roku. W tym celu nowelizacji podlega ustawa Prawo Atomowe projekt nowelizacji jest dostępny na stronie Rządowego Centrum Legislacji [2]. W trakcie prezentacji zostaną poruszone przede wszystkim zagadnienia dotyczące obszaru pracy fizyka medycznego. Zostaną omówione m.in. pojęcia: eksperta fizyki medycznej, specjalisty w dziedzinie fizyki medycznej, fizyka medycznego w zakresie medycyny nuklearnej, fizyka medycznego w zakresie rentgenodiagnostyki i radiologii zabiegowej oraz zakresu ich kompetencji i zadań w jednostce ochrony zdrowia. Zwrócona zostanie uwaga na wymóg, aby nowy medyczny sprzęt radiodiagnostyczny wytwarzający promieniowanie jonizujące był wyposażony w urządzenie lub równoważny środek przekazujący lekarzowi prowadzącemu odpowiednie parametry do oceny dawki dla pacjenta, a informacja dotycząca narażenia pacjenta ma być częścią opisu wyników medycznej procedury radiologicznej. W trakcie audytu klinicznego wewnętrznego dla każdej procedury szczegółowej należy wyodrębnić dane pozwalające określić wielkość narażenia pacjentów dorosłych oraz pacjentów do 16. roku życia, w podziale na płeć oraz dokonać porównania tych wielkości z diagnostycznymi poziomami referencyjnymi w przypadku, gdy zostały określone. Kopia raportu z audytu wewnętrznego ma trafiać do właściwej komisji procedur i audytów oraz do Krajowego Centrum Ochrony Radiologicznej w Ochronie Zdrowia. Zostanie zauważone 7,5-krotne zmniejszenie wartości dawki granicznej dla soczewki oka oraz przedstawione zostaną wartości nowych współczynników wagowych tkanek wymaganych do obliczenia dawki skutecznej. Omówione zostaną nowe zasady realizacji obowiązku stałego podnoszenia swoich kwalifikacji z zakresu ochrony radiologicznej pacjenta przez osoby wykonujące badania diagnostyczne, zabiegi lub leczenie przy użyciu promieniowania jonizującego i nadzorujące ich wykonywanie. Według projektu należy zdobyć 20 punktów szkoleniowych w ciągu kolejnych 5 lat, przy czym punkty można zdobywać na różne sposoby. Zwrócona zostanie uwaga na modyfikacje terminologii dotyczącej testów kontroli parametrów fizycznych urządzeń radiologicznych i pomocniczych oraz wymaganych kompetencji do ich wykonywania. Po spełnieniu pewnych warunków testy eksploatacyjne w radioterapii oraz testy specjalistyczne będą mogły wykonywać również osoby o nieokreślonych kwalifikacjach pod nadzorem specjalisty w dziedzinie fizyki medycznej lub specjalisty w dziedzinie inżynierii medycznej, zatrudnionych w tej jednostce ochrony zdrowia. Literatura 1. Dziennik Urzędowy Unii Europejskiej 2014 Nr L 13/ # Dozymetria wiązek FFF Joanna Prażmowska Zakład Fizyki Medycznej, Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej- -Curie, Oddział w Gliwicach, ul. Wybrzeże Armii Krajowej 15, Gliwice Wiązki fotonowe generowane bez filtra spłaszczającego (tzw. wiązki FFF) nie są w radioterapii niczym nowym [1]. Natomiast w czasach, gdy planowanie i realizacja radioterapii odbywała się głównie w sposób manualny, stosowanie w wiązce kompensatora wyrównującego upraszczało i przyspieszało obliczenia rozkładów dawek [2]. Wraz z rozwojem technologicznym (wprowadzenie kolimatorów wielolistkowych oraz optymalizacja mocy dawki) i zwiększeniem mocy obliczeniowej komputerów powtórnie zwrócono uwagę w stronę wiązek FFF. W dzisiejszym czasie stały się one standardem w radioterapii, a w szczególności radiochirurgii stereotaktycznej. Brak przeszkody na drodze wiązki pozwolił zredukować ilość promieniowania rozproszonego generowanego w głowicy akceleratora. Ponadto uzyskana w ten sposób większa moc dawki pozwoliła skrócić czas terapii, a przez to zwiększyć precyzję podania dawki w określony obszar, minimalizując ryzyko błędu geograficznego. Przed fizykami medycznymi z całego świata postawiony został jednak problem scharakteryzowania parametrów fizycznych uzyskanej wiązki FFF. O ile charakter krzywej PDD nie uległ zmianie, tak kształt i metodyka analizy profili poprzecznych sta- 188 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

59 streszczenia / abstracts wydarzenia / events ła się bardziej skomplikowana. Ponadto w przypadku małych wymiarów pól niezależnie od użycia filtra spłaszającego [3] profile są do siebie zbliżone. Natomiast dla dużych pól, poza symetrią, żaden z powszechnie używanych parametrów profilu poprzecznego nie ma zastosowania. Wielu autorów starało się zaproponować parametry charakteryzujące wiązki FFF [4], jednak na ich tle szczególnie wyróżnia się praca Fogliaty i wsp. [5]. Wskazała ona szereg nietrywialnych parametrów pozwalających precyzyjnie opisać profil wiązki o złożonym kształcie. To właśnie te parametry (m.in. renormalizacja, nachylenie półprofilu, nowa definicja półcienia) znalazły się w najnowszym protokole dozymetrycznym do analizy danych pomiarowych w programie Mephysto firmy PTW. Wprowadzenie metodyki opartej o pracę Fogliaty i wsp. do protokołów dozymetrycznych oprogramowania PTW pozwoliło na zobiektywizowanie i uproszczenie analizy profili wiązek FFF. W przypadku urządzeń CyberKnife oraz Tomoterapia, w których źródła promieniowania pozbawione są filtrów wyrównujących, stosowana jest głównie jedna metoda oceny stabilności profilu wiązki promieniowania analiza indexu gamma [6]. Przy zadanych przez producenta restrykcyjnych warunkach porównuje się badaną krzywą z profilem referencyjnym. Pozwala to na sprawdzenie danych w całym zakresie (punkt po punkcie) zarówno w obszarze wysokiej dawki, jak i jej wysokiego gradientu, co ma szczególne znaczenie w przypadku realizacji procedur stereotaktycznych. Pomimo powszechnego zastosowania wiązek bezfiltrowych (FFF) w praktyce klinicznej polskie prawo na chwilę obecną nie określa parametrów do analizy ich profili. W załączniku 6 rozporządzenia Ministra Zdrowia dotyczącym warunków bezpiecznego stosowania promieniowania jonizującego (m.in. w radioterapii) poza symetrią i jednorodnością pojawił się nowy sposób analizy stabilności profilu wiązki [7]. Wymaga on porównania punktowych różnic procentowych między analizowanym profilem a tym zebranym podczas commissioningu aparatu terapeutycznego. Niestety dotyczy to tylko obszaru jednorodności wiązki i nieuwzględnienia ewentualnych różnic związanych z niepewnością położenia przestrzennego detektora. Należy jednak podkreślić, że treść załącznika odnosi się tylko do akceleratorów konwencjonalnych, do których urządzenia generujące wiązki FFF nie należą. Wieloletnie doświadczenie z wiązkami bezfiltrowymi dla różnych urządzeń oraz stosowanie wielu zaawansowanych metod weryfikacji rozkładu dawki w Centrum Onkologii Oddział Gliwice pozwala na stwierdzenie, że wybór indexu gamma to najszybsza i najbezpieczniejsza metoda analizy danych dozymetrycznych. Należy jednak podkreślić, że niezbędne jest posiadanie wysokiej jakości danych referencyjnych. W przypadku ich braku lub niepełnowartościowych danych odniesienia wnikliwa analiza zgodna z artykułem Fogliata i wsp. może być również dobrym wyznacznikiem stabilności otrzymanych profili wiązek FFF. Literatura 1. Y. Dzierma i in.: Beam properties and stability of flattening filter free 7MV beam an overview, Med. Phys., 39, 2012, D. Georg i in.: Current status and future perspective of flattening filter free photon beam, Med. Phys., 38, TRS 483: Dosimetry of small static fields used in external beam radiotherapy, An international code of practice for reference and relative dose determination, International Atomic Energy Agency, Wiedeń F. Pönisch i in.: Properties of unflattened photon beams shaped by a multileaf collimator, Med. Phys., 33, 2006, A. Fogliata i in.: FFF beam quality assurance, Med. Phys., 39, D.A. Low i in.: A technique for the quantitative evaluation of dose distributions, Med. Phys., 25, 1998, Rozporządzenie ministra zdrowia z dnia 18 lutego 2011 r. w sprawie warunków bezpiecznego stosowania promieniowania jonizującego dla wszystkich rodzajów ekspozycji medycznej (tekst jedn.: Dz.U poz. 884). Wyzwania w ortopedii nowoczesne technologie Ryszard Tomaszewski Górnośląskie Centrum Zdrowia Dziecka im. Jana Pawła II, ul. Medyków 16, Katowice We współczesnej ortopedii i traumatologii w leczeniu układu kostno-stawowego coraz częściej wykorzystane są nowoczesne technologie. Każde postępowanie terapeutyczne poprzedzone jest badaniem klinicznym, diagnostyką, na podstawie których podejmuje się decyzję co do sposobu leczenia, które może być zachowawcze (np. polegające na obserwacji pacjenta bądź można wykorzystać unieruchomienia pod postacią opatrunków gipsowych czy ortez). Leczenie może być również operacyjne. Specyfiką leczenia pacjentów w ortopedii i traumatologii jest obecność u dzieci chrząstki wzrostowej odpowiedzialnej na wzrost kości [1], natomiast u osób w wieku podeszłym występowanie zmian zwyrodnieniowych czy złamań osteoporotycznych. Z tego też powodu w inny sposób leczy się złamania czy deformacje kostno-stawowe dziecięce, które charakteryzują się m.in. dużo krótszym okresem zrostu kostnego w porównaniu z osobami dorosłymi oraz możliwością modelowania kości w czasie wzrostu. Pozwala to na stosowanie innych, czasem mniej stabilnych implantów niż u pacjentów z zamkniętą chrząstką wzrostową. Również inne jest podejście w stosowaniu badań diagnostycznych u dzieci i dorosłych, oczywiście RTG jest badaniem obrazowym najczęściej wykonywanym w ortopedii, a szczególnie w traumatologii, jednak diagnostyka z użyciem USG coraz częściej stosowana jest w obrazowaniu złamań u dzieci. Także u noworodków USG pozwala na obrazowanie kości ze względu na częściową chrzęstną budowę kości. USG jest w chwili obecnej powszechnie stosowane np. w diagnostyce dysplazji, zwichnięć czy zapalenia stawu biodrowego u dzieci. Natomiast u osób dorosłych diagnostyka ultrasonograficzna przede wszystkim stosowana jest w obrazowaniu tkanek miękkich. Tomografia komputerowa pozwala na dobre obrazowanie zwłaszcza kości, szczególnie w połączeniu z rekonstrukcjami TK typu 3D. Jednak ze względu na promieniowanie rentgenowskie coraz częściej stosuje się w miejsce tomografii komputerowej badania z wykorzystaniem rezonansu magnetycznego. Nie tylko ze względu na możliwość obrazowania tkanek miękkich, ale także na coraz lepszą możliwość oceny kości w tym badaniu. Aczkolwiek każde z badań obrazowych ma swoje ściśle określone wskazania. Zespolenia kości w zależności od wskazań można wykonać z wykorzystaniem zespoleń zewnętrznych lub wewnętrznych. Zespolenia zewnętrzne mogą być jedno lub wielopłaszczyznowe, stosuje się obecnie zespolenia, które dzięki stosowaniu aplikacji komputerowej na podstawie RTG, TK, RM kości pozwalają zaprogramować ustawienie zespolenia zewnętrznego, a w przypadkach korekcji deformacji kości także stworzyć program leczenia wydłużenia kości z jej korekcją [2]. W zespoleniach wewnętrznych większość implantów kostnych obecnie używanych w ortopedii wykonana jest z tytanu, co pozwala na stosowanie Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

60 wydarzenia \ events streszczenia \ abstracts obrazowania z użyciem rezonansu magnetycznego oraz lepszą osteointegrację implantów, jednak ze względu na właściwości mechaniczne tytanu niektóre implanty wykorzystywane do zespoleń nadal wykonane są ze stali. Jednym z najprostszych implantów używanych do zespoleń są druty Kirchnera, które także stosuje się w użyciu śrub kaniulowanych, gdzie po uprzednim wprowadzeniu drutu Kirchnera do kości oraz rozwiercania kanału wiertłem kaniulowanym wprowadza się śruby. Płyty do zespoleń kości używane obecnie charakteryzują się ryglowaniem śruby w gnieździe płyty, co dodatkowo zwiększa stabilność zespolenia oraz ułatwia procesy gojenia [3, 4]. Innym sposobem zespolenia kości są gwoździe śródszpikowe, które mogą być elastyczne lub z możliwością ryglowania śrubami. Także obecnie coraz częściej stosuje się implanty wykonane z biomateriałów ulegających biodegradacji, szczególnie dotyczy to implantów używanych w artroskopii czy innych technikach mało inwazyjnych. Zabiegi operacyjne w ortopedii można przeprowadzać z wykorzystaniem m.in. nawigacji okołooperacyjnej [5]. Jest to technologia, która pozwala na ułatwienie w przeprowadzeniu zabiegów operacyjnych w obrębie kręgosłupa, w chirurgii onkologicznej czy w endoprotezoplastykach. Nawigacja opiera się na połączeniu poprzez kamerę na podczerwień obrazu zaplanowanego przed zabiegiem operacyjnym na podstawie wykonanych badań RTG, TK i RM oraz połączenia tych wirtualnych obrazów z rzeczywistym obrazem pola operacyjnego. Zabiegi te mają szczególne zastosowanie w endoprotezoplastykach stawów wykonanych na wymiar. Diagnostyka, przygotowanie zabiegu operacyjnego i następnie jego przeprowadzenie coraz bardziej opierają się na stosowaniu nowoczesnych technologii. Literatura 1. A. Langenskiöld: The Possibilities of Eliminating Premature Partial Closure of an Epiphyseal Plate Caused by Trauma or Disease, Acta Orthopaedica Scandinavica, 38, 1967, M. Eidelman, V. Bialik, A. Katzman: Correction of deformities in children using the Taylor spatial frame, J Pediatr Orthop B, 15(6), 2006, E. Kenneth, E. Kubiak, E. Fulkerson: Biomechanics of Locked Plates and Screws, J Orthop Trauma, 18, 2004, J. Anglen, R.F. Kyle, J.L. Marsh, W.W. Virkus, W.C. Waiters, M. Keith, K.M. Boyer: Locking plates for extremity fractures, Journal of the American Academy of Orthopaedic Surgeons, 17(7), 2009, L. Amiot, F. Poulin: Computed Tomography-Based Navigation for Hip, Knee, and Spine Surgery, Clinical Orthopaedics & Related Research, 421, 2004, Porównanie krzywych PDG dla wiązek fotonowych o energiach 6 MV i 6 FFF MV zmierzonych różnymi detektorami. Próba oszacowania dawki powierzchniowej przy użyciu dozymetrii filmowej Aleksandra Woźnica, Bożena Woźniak, Joanna Prażmowska, Aneta Wajda, Marek Kijonka, Beata Niewiadomska, Adam Bekman, Łukasz Kapek, Andrzej Orlef, Maria Sokół Zakład Fizyki Medycznej, Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej-Curie, Oddział w Gliwicach, ul. Wybrzeże Armii Krajowej 15, Gliwice Wprowadzenie Jednym z podstawowych parametrów dozymetrycznych charakteryzujących wiązkę terapeutyczną jest procentowa dawka głęboka (PDD). Zgodnie z obowiązującym raportem dozymetrycznym IAEA TRS 398, z punktu widzenia bezwzględnej kalibracji dozymetrycznej, szczególne znaczenie ma pomiar PDD w warunkach referencyjnych, tj. dla wymiaru pola 10 cm x 10 cm i odległości SSD 100 cm. Raport zaleca do tego celu stosowanie komór płasko-równoległych o stałej odległości między elektrodami [1]. Od czasu publikacji raportu w 2006 roku zwiększyła się dostępność różnego rodzaju detektorów i pojawiła się potrzeba oceny ich przydatności w pomiarach parametrów fizycznych wiązek. Największe wyzwanie stanowi określenie krzywej PDD w zakresie głębokości od 0 cm do dmax, czyli w obszarze tzw. build-up. Trudności wynikają z szeregu występujących w tym obszarze niekorzystnych czynników, takich jak brak równowagi elektronowej, trudny do oszacowania wpływ kontaminacji elektronowej i rozproszonego promieniowania fotonowego oraz duży gradient dawki, szczególnie na głębokości pierwszego milimetra [4]. Dokładność obliczeń rozkładów dawek w obszarze build-up oraz na skórze pacjenta ma szczególne znaczenie w przypadku leczenia płytko zlokalizowanych nowotworów. Większość stosowanych detektorów znacznie przeszacowuje wartości dawek powierzchniowych [2], co ma bezpośredni wpływ na niepewności obliczanych rozkładów dawek w tym obszarze. Zaleca się, aby pomiar dawki powierzchniowej odbywał się podczas gromadzenia danych do systemu planowania leczenia bez zastosowania tradycyjnych systemów skanujących [2]. Płasko-równoległe komory ekstrapolacyjne oraz komora Attiksa uznawane są za złote standardy dozymetrii w zakresie dawek na powierzchni. Dostępność tych detektorów jest jednak ograniczona. Dozymetria z zastosowaniem filmów radiochromowych charakteryzująca się wysoką rozdzielczością, brakiem zależności energetycznej i zbliżoną gęstością do wody, jest szeroko stosowaną metodą pomiaru dawek powierzchniowych. Wiele prac wskazuje na dobrą zgodność pomiędzy dawkami zmierzonymi z zastosowaniem dozymetrii filmowej i komorami ekstrapolacyjnymi [3-5]. Cel Pierwsza część pracy poświęcona jest ocenie krzywych PDD uzyskanych przy zastosowaniu różnych detektorów dla głębokości większych od dmax, ze szczególnym uwzględnieniem parametrów charakteryzujących jakość wiązki (PDD10, TPR20/10 oraz dmax). W dalszej części pracy przedstawiamy wyniki pomiaru dawki powierzchniowej wyznaczonej przy użyciu radiochromowej dozymetrii filmowej i zestawiamy je z dawkami powierzchniowymi oszacowanymi metodą ekstrapolacji na podstawie krzywych PDD zmierzonych dostępnymi detektorami. 190 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

61 streszczenia / abstracts Materiały i metody Pomiary przeprowadzono dla dwóch wiązek fotonowych o nominalnych potencjałach przyspieszających 6 MV generowanych przy użyciu akceleratora Edge firmy Varian z filtrem spłaszczającym oraz bez filtra. Do wyznaczenia parametrów profili głębokościowych wiązek użyto narzędzi dozymetrycznych firmy PTW: automatycznego analizatora pola MP3 wraz z PTW TBA Control Unit, PTW Tandem i PTW Unidos. Do rejestracji i analizy otrzymanych danych wykorzystano oprogramowanie Mephysto w wersji 3.0. Przebiegi krzywych PDD określone przy użyciu komory PTW Markus (płasko-równoległej) zestawiono z wynikami uzyskanymi dla detektorów płasko-równoległych PTW Markus Advanced i PTW Roos, mikrodetektora diamentowego PTW oraz detektorów półprzewodnikowych PTW i PTW Do wyznaczenia dawki powierzchniowej wykorzystano zestaw dozymetryczny składający się z filmów typu Gafchromic EBT3, skanera Epson V700 oraz oprogramowania RIT 113. Wyniki i wnioski Dozymetria filmowa wskazuje wartości dawki powierzchniowej na poziomie 30% i 38% dawki maksymalnej dla fotonów 6 MV i 6 FFFMV odpowiednio. Wartości dawek na powierzchni oszacowane na podstawie krzywych PDD z zastosowaniem komór Markus, Advanced Marcus, diody SRS i komory Roos zawyżają o około 25% wartości dawek w porównaniu z dozymetrią filmową. Pomiary wykonane z zastosowaniem diody typu E oraz detektora diamentowego dają wartości dawek powierzchniowych na poziomie 42% i 52% dawki w maksimum dla fotonów 6 MV i 6 FF- FMV odpowiednio. wydarzenia / events Dla detektorów Markus, Markus Advanced, microdiamond i komory Roos otrzymane wartości procentowej dawki głębokiej PDD10 są zbieżne w zakresie do 0,5%. Należy podkreślić, że w przypadku użycia detektorów półprzewodnikowych (PTW i PTW 60018) powyższy parametr jest przeszacowany o ok. 1,1%. W związku z charakterem parametru TPR 20/10 (jako stosunku dwóch perturbowanych wielkości) dla wszystkich użytych w opracowaniu detektorów (zarówno półprzewodnikowych, jak i pozostałych) jakość wiązki zawierała się w przedziale ±0,5%. Literatura 1. P. Andreo, D.T. Burns, K. Hohlfeld, M.S. Huq, T. Kanai, F. Laitano et al.: Absorbed Dose Determination in External Beam Radiotherapy: An International Code of Practice for Dosimetry Based on Standards of Absorbed Dose to Water, Technical Report Series No Vienna, Austria: IAEA, I.J. Das, C.W. Cheng, R.J. Watts, A. Ahnesjö, J. Gibbons, X.A. Li et al.: Accelerator beam data commissioning equipment and procedures: Report of the TG-106 of the Therapy Physics Committee of the AAPM, Med. Phys., 35, 2008, S.T. Chiu-Tsao, M.F. Chan: Photon beam dosimetry in the superficial buildup region using radiochromic EBT film stack, Med. Phys., 36, 2009, T.A. Reynolds, P. Higgins: Surface dose measurements with commonly used detectors: a consistent thickness correction method, J Appl Clin Med Phys., 8, 2015, S. Devic, J. Seuntjens, W. Abdel-Rahman, M. Evans, M. Olivares, E.B. Podgorsak, Té Vuong, Ch.G. Soares: Accurate skin dose measurements using radiochromic film in clinical applications, Med. Phys., 33, 2006, M.J. Butson, P.K.N. Yu, P.E. Metcalfe: Extrapolated surface dose measurements with radiochromic film, Med. Phys., 26 (3), 1999, Weryfikacja Systemów Planowania Leczenia z wykorzystaniem fantomu antropomorficznego Grzegorz Żygliński, Michał Janik, Ewelina Długosz, Aleksandra Klimas Zakład Fizyki Medycznej, Zagłębiowskie Centrum Onkologii Szpital Specjalistyczny im. Sz. Starkiewicza, ul. Szpitalna 13, Dąbrowa Górnicza, grzegorz.zyglinski@gmail.com Podczas wdrażania systemu planowania leczenia (TPS) do pracy klinicznej należy sprawdzić rzetelność i poprawność rozkładu dawki uzyskanego z systemu względem rzeczywistego rozkładu dawki w ciele pacjenta. Dokładne sprawdzenie poprawności zbudowanego modelu do obliczania rozkładu dawki jest koniecznym elementem dopuszczenia systemu do użyteczności klinicznej. Bardzo ważnym elementem jest wykonanie niezależnych pomiarów geometrycznych, dozymetrycznych oraz szeroki zestaw weryfikacji, analiz i testów. W pracy przedstawiony został przykładowy sposób przeprowadzenia procesu sprawdzenia i weryfikacji systemu planowania leczenia dla planów i wiązek fotonowych o napięciu przyspieszającym w zakresach 4-15 MV. Elementami koniecznymi do skontrolowania w pierwszej kolejności są: sprawdzenie poprawności przesyłów plików DICOM, sprawdzenie geometrii CT-TPS (celem wyeliminowania zniekształceń i rozbieżności geometrycznych skanowanego obiektu używanego później do wyliczania rozkładu dawki), sprawdzenie geometrii kv, MV i CBCT, aby mieć pewność prawidłowego odwzorowania właściwej pozycji pacjenta w trakcie seansu radioterapeutycznego, pomiary względnych gęstości elektronowych względem HU dla używanego tomografu komputerowego, aby uzyskać odpowiednią krzywą kalibracji TK. Kolejny etap to szczegółowe pomiary dozymetryczne sprawdzające dane wprowadzone do nowo zbudowanego modelu wyliczania rozkładu dawki: analiza Output Factors, profili, krzywych PDG. Niezależne pomiary dawki przy wykorzystaniu fantomu antropomorficznego człowieka nie są standardowym elementem weryfikacyjnym TPS, jednak wydają się ważne. Daje to możliwość dokładnego i ostatecznego sprawdzenia poprawności zaaplikowania zaplanowanej dawki względem podanej pacjentowi. Dobrze jest przeprowadzić takie pomiary w tkance: płucnej, kostnej i miękkiej, używając do tego celu odpowiedniego detektora, np. typu MOSFET. Aby mieć dokładny wgląd w rozkład dawki, można wykonać punktowe pomiary wewnątrz fantomu na różnych jego warstwach i głębokościach, uwzględniając różne położenie detektora, tj.: półcień wiązki, duży gradient dawki, położenie w osi wiązki i poza nią, skośne wejście wiązki, pomiary z modyfikatorami wiązek, jak np. kliny. Takie podejście do weryfikacji TPS wykorzystano dla technik statycznych i dynamicznych: IMRT i VMAT, ale może być ono wykorzystane również dla technik SRS. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

62 radioterapia \ radiotherapy artykuł \ article exakid pierwsze kompleksowe unieruchomienie dzieci Piotr Wójcicki Product Manager Zarys International Group, Radioterapia dzieci jest wymagająca ze względu na ograniczoną współpracę z małymi pacjentami. Mimo to, na rynku jest niewielki wybór unieruchomień do pozycjonowania dzieci sprowadzający się do pomniejszonych wersji produktów dla dorosłych. Po szczegółowej analizie problemów jakie niesie ze sobą napromienianie dzieci, firma AnatGe opracowała kompleksowy system zapewniający stabilizację oraz precyzję leczenia z wykorzystaniem masek termoplastycznych oraz materaców próżniowych. Wsparcie dla całego ciała jest kluczowe w zachowaniu odtwarzalności ułożenia, w myśl tej zasady płyta exakid jest bazą do leczenia zmian lokalizowanych od głowy po miednicę. Dzięki kompatybilności z podgłówkami i maskami w systemie zapięć Orfit, nie wymaga dodatkowych inwestycji sprzętowych a rama wraz z wypustkami stabilizacyjnymi pozwala na użycie materaców próżniowych lub hydropatycznych poduszek typu MoldCare. W odróżnieniu od materaca pozycjonowanego bezpośrednio na stole terapeutycznym, płyta exakid umożliwia jednoczesne użycie go z maskami termoplastycznymi w rejonie klatki piersiowej, jamy brzusznej i miednicy. Rozwiązanie to gwarantuje wysoką stabilizację pozycji pacjenta podczas seansu co znacząco podnosi jakość leczenia. Elementem nie spotykanym dotychczas w unieruchomieniach do radioterapii jest dedykowany uchwyt na smartphone. Element ten jest częścią systemu wypracowanego w Szpitalu Uniwersyteckim Virgen del Rocío w Sewilli, mającego na celu ograniczenie zastosowania znieczulenia podczas seansu napromieniania. Odtwarzanie małym pacjentom ulubionych treści w postaci np. bajki na smartphonie lub tablecie w trakcie oczekiwania, przygotowania i realizacji seansu u części pacjentów wyklucza zastosowanie znieczulenia. Pozwala to na skoncentrowanie uwagi dziecka na wyświetlanej treści zamiast otaczających je czynnościach terapeutycznych. Unieruchomienie exakid jest kompleksową platformą do leczenia dzieci przy pomocy radioterapii. Uniwersalności zastosowania sprzyja wykonanie z materiału o niskiej pochłanialności, kompatybilnego z RTG, MRI (3T) oraz PET. exakid jako pierwsze unieruchomienie zabezpiecza pełen zakres leczenia pacjentów pediatrycznych. reklama NOWE ROZWIĄZANIE DLA RADIOTERAPII Unikalny bolus w postaci pasty AnatGe Exaskin doskonałe dopasowanie do każdej powierzchni zachowuje kształt przez cały okres leczenia idealny zarówno do terapii elektronami jak i fotonami nie przywiera do skóry, nietoksyczny zastosowany pod maską termoplastyczną stanowi bolus oraz dodatkowe unieruchomienie zalecany w brachyterapii skóry dostępny w opakowaniu 900 g Zarys wyłączny dystrybutor firmy AnatGe 192 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

63 artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy Wyznaczenie i stabilność położenia ogniska wiązki promieniowania X z filtrem spłaszczającym generowanej przez akcelerator TrueBeam Determination and assessment of the invariant position of the X-ray beam focal spot with the flattening filter generated by the TrueBeam accelerator Aleksandra Juda, Witold Skrzyński, Agnieszka Walewska Zakład Fizyki Medycznej, Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej-Curie w Warszawie, ul. Roentgena 5, Warszawa, tel , a.juda@zfm.coi.pl Streszczenie Zastosowanie małych pól promieniowania w radioterapii stereotaktycznej pozwala na precyzyjne zdeponowanie dawki w obszarze zmiany nowotworowej przy jednoczesnym maksymalnym oszczędzeniu zdrowych tkanek. Zastosowanie obrazowania (IGRT) podczas procesu radioterapii pozwala na jej osiągnięcie, pod warunkiem zachowania wymaganego poziomu zgodność położenia izocentrum obrazowania i promieniowania. Położenie ogniska (focal spot) wiązki promieniowania X jest jednym z parametrów, które mogą mieć wpływ zarówno na położenie izocentrum promieniowania, jak i symetrię wiązki, a także szerokość półcieni szczególnie dla małych pól stosowanych w radioterapii stereotaktycznej. Na podstawie pracy Chojnowskiego (J Appl Clin Med Phys. 2017;18(5): ) opracowano i wdrożono metodę badania położenia ogniska wiązki promieniowania X względem osi obrotu kolimatora. Rejestrowano obrazy portalowe generowane przez wiązki wysokoenergetycznego promieniowania X z filtrem spłaszczającym dla dwóch aparatów TrueBeam firmy Varian zainstalowanych w Zakładzie Radioterapii I w Centrum Onkologii Instytucie im. Marii Skłodowskiej-Curie w Warszawie. Obrazy uzyskane dla pól kształtowanych przez szczęki kolimatora głównego i przez kolimator wielolistkowy analizowano z wykorzystaniem programu ImageJ. Dla obu akceleratorów odległość między ogniskiem wiązki a osią obrotu kolimatora mierzona w płaszczyźnie lateralnej nie przekraczała 0,2 mm, a w ponad 90% przypadków mieściła się w granicach 0,1 mm. Odległości mierzone w płaszczyźnie strzałkowej były większe i sięgały 0,76 mm, przy czym dla jednego z akceleratorów nie przekraczały 0,4 mm. Słowa kluczowe: ognisko, liniowy akcelerator medyczny, radiochirurgia stereotaktyczna, kontrola jakości Abstract The use of small fields of radiation in stereotactic radiotherapy allows for precise depositing of the dose in the area of neoplastic lesions with the simultaneous maximum saving of healthy tissues. The use of imaging (IGRT) during the radiotherapy process allows it to be achieved, provided that the required level compliance of the imaging and radiation isocenter is maintained. The focal spot position of the X-ray beam is one of the parameters that can affect both the position of the radiation isocentre and the symmetry of the beam, as well as the width of penumbra especially for small fields used in stereotactic radiotherapy. Based on the Chojnowski paper (J Appl Clin Med Phys. 2017;18(5): ), a method for examining the location of the focal spot X-ray beam relative to the collimator rotation axis was developed and implemented. Portal images generated by high-energy X-ray beams with a flattening filter for two True- Beam Varian accelerators installed in The Maria Sklodowska Curie Memorial Cancer Center and Institute of Oncology in Warsaw were registered. The images obtained for the fields shaped by the jaws of the main collimator and the multi-leaf collimator were analyzed using the ImageJ program. For both accelerators, the distance between the beam focal spot and the collimator rotation axis measured in the crossplane direction did not exceed 0.2 mm, and in more than 90% of cases it was within 0.1 mm. The distances measured in the inplane direction were larger and for one accelerator reached even 0.76 mm, whereas for the one the range of results was smaller and did not exceed 0.4 mm. Key words: focal spot, linear medical accelerator, stereotactic radiosurgery, quality control otrzymano / received: poprawiono / corrected: zaakceptowano / accepted: Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

64 radioterapia \ radiotherapy Wprowadzenie Współczesna radioterapia wykorzystuje wiele nowoczesnych metod napromieniania, takich jak technika modulacji intensywności wiązki IMRT (Intensity-Modulated RadioTherapy), technika obrotowa z modulacją intensywności wiązki VMAT (VoluMetric Arc Therapy) czy radiochirurgia stereotaktyczna SRS (Stereotactic RadioSurgery). Niezbędne jest ciągłe udoskonalanie kontroli jakości medycznych akceleratorów liniowych w celu zapewnienia bezpieczeństwa leczonym pacjentom. Wymogi kontroli jakości akceleratorów medycznych wykorzystywanych do radiochirurgii stereotaktycznej powinny być surowsze niż dla akceleratorów wykorzystywanych do pozostałych technik w radioterapii [1]. Zastosowanie małych pól promieniowania w radioterapii stereotaktycznej pozwala na precyzyjne zdeponowanie dawki w obszarze zmiany nowotworowej przy jednoczesnym maksymalnym oszczędzeniu zdrowych tkanek. W technikach stereotaktycznych wymagana jest wysoka precyzja geometryczna i nałożenie (koincydencja przestrzenna) izocentrum promieniowania z izocentrum systemu obrazowania. Przesunięcie ogniska wiązki promieniowania względem osi obrotu kolimatora może mieć wpływ na precyzję informacji o ułożeniu pacjenta zawartej w obrazach portalowych, a przez to na pozycjonowanie pacjenta w procedurach IGRT (Image-Guided RadioTherapy) [2]. W przypadku małych pól, focal spot może być częściowo przesłonięty przez elementy formujące wiązkę i rzeczywisty kształt pola promieniowania zależeć będzie od wielkości i położenia ogniska wiązki. Położenie ogniska może wpływać także na szerokość półcienia. Kształt oraz pozycja focal spot może ulegać zmianom [2, 3], których efektem może być asymetria wiązki [3], a także może różnić się pomiędzy akceleratorami tego samego typu i energiami wiązek [4]. Wyznaczenie położenia focal spot, choć nie jest wprost wymagane przez AAPM TG-1425 [5], to istotny aspekt kontroli jakości aparatów dedykowanych do radioterapii stereotaktycznej. Celem pracy było wyznaczenie przesunięcia ogniska optycznego względem osi obrotu kolimatora dla dwóch akceleratorów TrueBeam (Varian) i analiza krótkoterminowej stabilności tego parametru. Materiały i metody Zasada wyznaczania położenia ogniska wiązki względem osi obrotu kolimatora Zastosowana metoda oparta jest na pracy Chojnowskiego [6] i wyznacza położenia środka pola promieniowania mierzonego w płaszczyźnie detektora portalowego (Electronic Portal Imaging Device, EPID). Ognisko wiązki promieniowania X to obszar tarczy (targetu) akceleratora, na który pada wiązka elektronów i z którego emitowane jest promieniowanie X. Rzeczywiste ognisko wiązki ma określone wymiary i kształt. W niniejszej pracy przyjęto uproszczenie, że położenie ogniska wiązki można opisać, podając współrzędne jednego punktu w przestrzeni. Jeżeli artykuł naukowy \ scientific paper ognisko wiązki nie znajduje się na osi obrotu kolimatora, położenie środka pola kształtowanego przez szczęki kolimatora głównego różni się od położenia środka pola kształtowanego przez kolimator wielolistkowy (Multi-Leaf Collimator, MLC). Różnica położenia środków obu pól wynika z różnej odległości szczęk kolimatora głównego i kolimatora MLC od źródła promieniowania. W oparciu o tę różnicę można obliczyć odległość między ogniskiem wiązki a osią obrotu kolimatora zgodnie z poniższym równaniem (oznaczenia jak na Rys. 1): D ognisko D obraz d EPID d d szczęki szczęki 1 d d d EPID MLC MLC Równanie 1 Rys. 1 Wyznaczanie położenia ogniska względem osi obrotu kolimatora (D ognisko ) na podstawie położenia środka pola promieniowania w płaszczyźnie detektora portalowego (D obraz ) (rysunek schematyczny, skala nie jest zachowana) Źródło: Opracowanie własne. Akceleratory i detektory EPID Pomiary były wykonywane na dwóch akceleratorach TrueBeam firmy Varian oznaczonych T1 i T2, zainstalowanych w Zakładzie Radioterapii I w Centrum Onkologii Instytucie im. Marii Skłodowskiej-Curie w Warszawie. Akceleratory są wyposażone w różne detektory portalowe EPID (Tabela 1). Tabela 1 Parametry detektorów portalowych EPID Akcelerator Typ matrycy EPID Wymiary matrycy EPID [cm cm] [px px] Rozmiar piksela [mm] T1 as ,392 T2 as ,336 Źródło: Opracowanie własne. 194 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

65 artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy Rejestracja obrazów portalowych Analiza obrazów portalowych W systemie planowania leczenia Eclipse (Varian) przygotowano testowy plan. W planie stworzono po cztery pola o wymiarach 10 cm 10 cm dla dwóch energii promieniowania fotonowego (X6 oraz X15). Dla każdego pola rejestrowano obraz portalowy EPID w trybie integrated image dla 20 MU (Monitor Units, jednostki monitorowe). Dane dla obu akceleratorów zbierano w ciągu czterech miesięcy od stycznia do kwietnia 2018 z różną częstotliwością (kilka powtórzeń bezpośrednio po sobie, odstępy dzienne, tygodniowe). Pola z planu testowego przedstawiono w tabeli 2. Pola 1 i 2 były kształtowane przez szczęki kolimatora głównego przy całkowitym rozsunięciu liści MLC dla kątów kolimatora odpowiednio 90 i 270. Pola 3 i 4 o tym samym wymiarze i tych samych kątach kolimatora zostały utworzone przez MLC, z maksymalnie rozsuniętymi szczękami. Sekwencje pól powtarzano dla drugiej energii. Tabela 2 Kolejność pól w testowym planie Nr pola Energia Kąt kolimatora MLC Szczęki 1 X6 90 rozsunięte 10 x 10 cm 2 2 X6 270 rozsunięte 10 x 10 cm 2 3 X x 10 cm 2 rozsunięte 4 X x 10 cm 2 rozsunięte 5 X15 90 rozsunięte 10 x 10 cm 2 6 X rozsunięte 10 x 10 cm 2 7 X x 10 cm 2 rozsunięte 8 X x 10 cm 2 rozsunięte Źródło: Opracowanie własne. Każdy obraz portalowy analizowano w celu wyznaczenia położenia środka pola promieniowania. Wykorzystano opracowany przez autorów niniejszej pracy moduł opcjonalny (tzw. wtyczkę, plug-in) do programu ImageJ (wersja 1.50i), czyli ogólnie dostępnego programu do analizy obrazów charakteryzującego się pełnym dostępem do kodu źródłowego [7]. W pracy źródłowej [6] do analizy obrazu wykorzystano komercyjne oprogramowanie Matlab. Schemat automatycznej analizy obrazu został przedstawiony na rysunku 2. Kroki oznaczone literami b e wykonywano zgodnie z opisem w pracy Chojnowskiego [6], kroki oznaczone literami f g zostały zmodyfikowane w stosunku do pracy źródłowej. Na początku każdy obraz przycięto do kwadratu o wymiarach 20 cm 20 cm (a). Kolejnym krokiem było zastosowanie filtru medianowego (macierz 3 3 piksele) (b) w celu zmniejszenia szumu. Następnie wartości pikseli w obrazie zostały przeskalowywane tak, żeby minimalna wartość wynosiła 0, a maksymalna 1 (c). W tak uzyskanym obrazie wartość 0,5 odpowiadała położeniu krawędzi pola promieniowania, definiowanej jako zbiór punktów, w których dawka osiąga 50% maksymalnej wartości (przy założeniu liniowej zależności wartości pikseli od dawki). Znalezienie w zarejestrowanym obrazie wartości najbliższych 0,5 pozwalało na detekcję krawędzi pola promieniowania z rozdzielczością przestrzenną wynikającą z wielkości piksela matrycy. Wymiary pola promieniowania wyznaczono z dokładnością większą niż rozdzielczość matrycy użytej do pomiaru [8]. W tym Rys. 2 Automatyczne wyznaczenie współrzędnych środka pola promieniowania przez moduł opcjonalny do programu ImageJ Źródło: Opracowanie własne. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

66 radioterapia \ radiotherapy artykuł naukowy \ scientific paper celu macierz obrazu zwiększono z zastosowaniem interpolacji dwusześciennej (bicubic) (d). Następnie obraz zamieniono na binarny z progiem 0,5 (e). W wybranych obszarach znajdowano współrzędne punktów, dla których wartość pikseli zmienia się z 0 na 1, czyli punkty krawędzi pola promieniowania (f). Obszary poszukiwań krawędzi nie obejmowały rogów pola promieniowania oraz obszarów środkowych, w których obserwowano przecieki między listkami MLC mogące zaburzać detekcję krawędzi. Do współrzędnych punktów opisujących każdą z krawędzi pola dopasowywano funkcję liniową i obliczano współrzędne punktów przecięcia krawędzi, czyli współrzędne narożników pola promieniowania. W ostatnim kroku wyznaczano parametry funkcji liniowych opisujących przekątne pola i wyznaczano współrzędne punktu przecięcia, czyli współrzędne środka pola promieniowania (g). GT) i płaszczyzny lateralnej (kierunek left-right LR) wstawiano do równania 1 w celu wyznaczenia przesunięcia ogniska względem osi obrotu kolimatora (D ognisko ). Na podstawie dokumentacji technicznej akceleratora TrueBeam (Varian) przyjęto odległość d szczęki = 40,51 cm dla szczęk X i d szczęki = 31,77 cm dla szczęk Y, oraz d MLC = 50,98 cm. Podczas pomiarów kolimator znajdował się w położeniu 90 lub 270, więc wymiar pola w płaszczyźnie lateralnej kierunku LR był kształtowany przez szczęki Y. Równanie 1 przybrało następującą postać: D D ognisko_ LR obraz _ LR d EPID d d szczęki _ Y szczęki _ Y 1 d d EPID MLC d MLC Odpowiednio dla płaszczyzny strzałkowej kierunku GT: Równanie 2 Wyznaczanie przesunięcia ogniska wiązki względem osi obrotu kolimatora D D ognisko_ GT obraz _ GT d d d EPID szczęki _ X szczęki _ X 1 d d EPID MLC d MLC Równanie 3 Wartości współrzędnych środków pól różniących się kątem kolimatora, (np. pól 1 i 2 w tabeli 2) uśredniano. Obrót kolimatora o 180 pomiędzy polami (np. 1 i 2) eliminował błąd związany z ograniczoną dokładnością ustawienia elementów kształtujących pole (MLC lub szczęki). W wyniku uśrednienia wyników dla pól 1 i 2 otrzymywano współrzędne środka pola kształtowanego przez szczęki kolimatora głównego, a z uśrednienia wyników otrzymanych dla pól 3 i 4 współrzędne środka pola kształtowanego przez MLC. Następnie wyznaczono różnicę między tymi współrzędnymi oznaczoną na rysunku 1 jako D obraz. Niezależnie dla płaszczyzny strzałkowej (kierunek gun-target Nominalna odległość od źródła promieniowania do detektora portalowego (d EPID ) wynosiła 100 cm. Wyniki i dyskusja Wyniki dla akceleratorów T1 i T2 przedstawione są na rysunkach 3-5 oraz w tabelach 3 i 4. Znak - przy wartości przesunięcia focal spota od osi obrotu kolimatora oznacza kierunek na lewo do płaszczyzny lateralnej i w kierunku targetu do płaszczyzny strzałkowej. Rys. 3 Położenie ogniska wiązki względem osi obrotu kolimatora dla energii X6 MV i X15 MV akceleratorów T1 T2 Źródło: Opracowanie własne. 196 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

67 artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy Rys. 4 Zmiana położenia ogniska wiązki w czasie porównanie wyników dla płaszczyzny strzałkowej (kierunek GT) i lateralnej (kierunek LR) oraz energii X6 MV i X15 MV Źródło: Opracowanie własne. Tabela 3 Położenie ogniska wiązki względem osi obrotu kolimatora dla aparatu T1 D ognisko [mm] Energia Kierunek Wartość średnia Wartość minimalna Wartość maksymalna Zakres (maks-min) Odchylenie standardowe X6 X15 LR 0,05-0,06 0,17 0,23 0,06 GT 0,10-0,17 0,33 0,50 0,11 LR -0,03-0,07 0,16 0,23 0,05 GT 0,05-0,19 0,32 0,51 0,12 Źródło: Opracowanie własne. Tabela 4 Położenie ogniska wiązki względem osi obrotu kolimatora dla aparatu T2 D ognisko [mm] Energia Kierunek Wartość średnia Wartość minimalna Wartość maksymalna Zakres (maks-min) Odchylenie standardowe X6 X15 (LR 0,01-0,06 0,07 0,13 0,03 strzałkowy (GT) -0,10-0,57 0,33 0,90 0,32 lateralny (LR) 0,01-0,09 0,07 0,16 0,05 strzałkowy (GT) -0,06-0,76 0,53 1,29 0,34 Źródło: Opracowanie własne. Dla akceleratora T1 kierunek oraz wartości minimalnej i maksymalnej odległości pomiędzy focal spotem a osią obrotu kolimatora są zbliżone dla obu energii (X6 MV, X15 MV) w płaszczyźnie lateralnej, jak i strzałkowej (Tabela 3). Podobną tendencję zaobserwowano dla akceleratora T2 (Tabela 4). Nie zaobserwowano znaczących różnic w średniej odległości pomiędzy focal spot a osią obrotu kolimatora pomiędzy akceleratorami T1 i T2. Dla żadnego akceleratora, energii ani kierunku wartość średnia nie wykraczała poza 0,1 mm (Tabele 3 i 4). Zaobserwowano większą zmienność wyników (wyrażaną standardowym odchyleniem i zakresem) w płaszczyźnie strzałkowej (kierunek GT) niż w lateralnej (kierunek LR). W przypadku aparatu T2 wszystkie wyniki w kierunku lateralnym mieściły się w zakresie 0,1 mm, natomiast dla akceleratora T1 w czterech pomiarach (na 34) zaobserwowano wyniki wykraczające poza ten zakres. Maksymalna zaobserwowana odległość między ogniskiem a osią obrotu kolimatora dla płaszczyzny lateralnej wyniosła 0,17 mm (akcelerator T1, energia X6 MV). Dla akceleratora T1 większość wyników w płaszczyźnie lateralnej dla energii X6 MV jest dodatnia, a dla energii X15 MV ujemna, co wskazuje Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

68 radioterapia \ radiotherapy artykuł naukowy \ scientific paper na systematyczną zależność położenia ogniska od energii. Dla płaszczyzny strzałkowej widoczna jest wyraźna różnica między akceleratorami. Dla aparatu T1 jedynie w czterech pomiarach (na 34) stwierdzono wyniki wykraczające poza 0,2 mm, dla aparatu T2 takie wyniki otrzymywano w 50% przypadków. Maksymalna zaobserwowana odległość między ogniskiem a osią obrotu kolimatora dla płaszczyzny strzałkowej wyniosła 0,76 mm (akcelerator T2, energia X15 MV). Nie zaobserwowano trendów zmian wyników w czasie (Rys. 4 i 5). Otrzymane wyniki są zbliżone do uzyskanych w pracy Chojnowskiego, w której dla trzech akceleratorów firmy Varian uzyskano wyniki mniejsze niż 0,1 mm, jedynie dla jednego akceleratora Varian Clinac 6EX stwierdzono przesunięcie ogniska o 0,43 mm w kierunku strzałkowym [6]. Przedstawiona metoda jest częściowo oparta na pracy Chojnowskiego [6]. W cytowanej pracy analiza obrazu była wykonywana w oprogramowaniu Matlab, stosowano także inny sposób wyznaczania współrzędnych środka pola promieniowania niż w niniejszej pracy. Inne opisane metody wyznaczania położenia źródła promieniowania zwykle wymagają jednak stosowania dodatkowych fantomów [2, 9]. Metoda opisana przez Chojnowskiego jest prosta, praktyczniejsza i łatwa do wdrożenia do rutynowej kontroli akceleratora. W niniejszej pracy wyznaczono i przeanalizowano zgodność położenia ogniska wiązki z osią obrotu kolimatora dla dwóch akceleratorów TrueBeam Varian, w okresie kilkunastu tygodni. Ocena długoterminowej stabilności tego parametru wymaga większej liczby danych. Uzyskane wyniki, w połączeniu z wynikami innych testów dotyczących mechanicznej dokładności napromieniania, mogą posłużyć do wskazania aparatów, które będą dedykowane do radioterapii stereotaktycznej. Odrębnym zagadnieniem pozostaje wyznaczenie granicznej wartości dla zgodności położenia ogniska wiązki z osią obrotu kolimatora. Wymaga to przeanalizowania wpływu zmiany położenia ogniska na realizację napromieniania, czyli na rozkład dawki. Położenie środka pola promieniowania, wyznaczane podczas analizy obrazów portalowych, było wyrażane w układzie współrzędnych matrycy portalowej. Współrzędne te mogą zostać wykorzystane do oceny zgodności położenia środka matrycy z osią obrotu kolimatora, czyli do oceny zgodności izocentrum EPID z izocentrum promieniowania, która jest krytyczna do dokładności portalowej weryfikacji poprawności pozycjonowania pacjenta [2]. Obrazy używane do weryfikacji ułożenia pacjenta są często rejestrowane z użyciem małej liczby jednostek monitorowych, czyli bezpośrednio po włączeniu wiązki promieniowania. Jednym z efektów mogących towarzyszyć startowi i stabilizacji wiązki promieniowania może być zmiana położenia ogniska [3, 10]. Dla pól z niską liczbą jednostek monitorowych (2-5 MU) obserwowano przesunięcie ogniska w kierunku strzałkowym do 0,7 mm dla akceleratorów Elekta SL-15 [2] i nawet do 2 mm dla akceleratora Philips SL75-5 [3]. W niniejszej pracy używano pól o większej liczbie jednostek monitorowych (20 MU), czyli weryfikowano średnie położenie ogniska podczas napromieniania terapeutycznego, a nie podczas weryfikacji obrazowej. Ewentualna ruchomość ogniska bezpośrednio po włączeniu wiązki, wpływ zmiany położenia ogniska na dokładność danych obrazowych i na realizację planu leczenia, a także poszerzenie badań o wiązki wysokoenergetycznego promieniowania X bez filtra spłaszczającego i aparaty innego typu (Varian Clinac) będą stanowić przedmiot dalszych prac. Wnioski Na podstawie pracy Chojnowskiego [6] opracowano i wdrożono metodę wyznaczania położenia ogniska względem osi obrotu kolimatora. Zaobserwowano różnice pomiędzy wynikami dla wiązek o energiach X6 i X15 generowanych przez ten sam akcelerator. Zaobserwowane różnice położenia w stosunku do osi obrotu kolimatora są większe w płaszczyźnie strzałkowej (kierunek GT) niż w płaszczyźnie lateralnej (kierunek LR). Wyniki uzyskane dla obu akceleratorów różnią się znacząco zakresem i zmiennością w płaszczyźnie strzałkowej. Podziękowania Autorzy dziękują Jackowi Chojnowskiemu za cenne wyjaśnienia dotyczące opisanej przez niego metody wyznaczania położenia ogniska źródła promieniowania akceleratora medycznego. Literatura 1. T.D. Solberg, J.M. Balter, S.H. Benedict, et al: Quality and safety considerations in stereotactic radiosurgery and stereotactic body radiation therapy: Executive summary, Pract Radiat Oncol, 2(1), 2012, E.E. Klein, J. Hanley, J. Bayouth, et al: Task Group 142 report: Quality assurance of medical accelerators, Med Phys, 36(9Part1), 2009, J.J. Sonke, B. Brand, M. van Herk: Focal spot motion of linear accelerators and its effect on portal image analysis, Med Phys, 30(6), 2003, D. Jaffray, J.J. Battista, A. Fenster, P. Munro: X-ray sources of medical linear accelerators: Focal and extra focal radiation, Med Phys, 20(5), 1993, T.C. Zhu, B.E. Bjärngard, H. Shackford: X-ray source and the output factor, Med Phys, 22(6), 1995, J.M. Chojnowski, M.P. Barnes, J.R. Sykes, D.I. Thwaites: Beam focal spot position: The forgotten linac QA parameter. An EPID-based phantomless method for routine Stereotactic linac QA, J Appl Clin Med Phys, 18(5), 2017, W. Skrzyński: ImageJ: program do analizy obrazów i jego zastosowania, Inżynier i Fizyk Medyczny, 2(3), 2013, A. Kowalski, M. Weselak: Prosty model ilustrujący wynik pomiaru pola łukowego przy użyciu matrycy dozymetrycznej oraz jeszcze jeden sposób wyznaczenia wielkości pola promieniowania, Inżynier i Fizyk Medyczny, 6(2), 2017, B.J. Nyiri, J.R. Smale, L.H. Gerig: Two self-referencing methods for the measurement of beam spot position, Med Phys, 39(12), 2012, R.J. Barish, R.C. Fleischman, Y.M. Pipman: Teletherapy beam characteristics: The first second, Med. Phys, 14, 1987, vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

69 artykuł / article radioterapia / radiotherapy Technika SFAT w dynamicznej radioterapii nowotworów okolicy głowy i szyi: weryfikacja dozymetryczna planów leczenia Michał Janik 1, Aleksandra Klimas 1, Grzegorz Żygliński 1, Marcin Hutnik 2 1 Zakład Fizyki Medycznej, Zagłębiowskie Centrum Onkologii, Szpital Specjalistyczny im. Sz. Starkiewicza, ul. Szpitalna 13, Dąbrowa Górnicza, janik.michal.us@gmail.com 2 Zakład Radioterapii, Zagłębiowskie Centrum Onkologii, Szpital Specjalistyczny im. Sz. Starkiewicza, ul. Szpitalna 13, Dąbrowa Górnicza Wprowadzenie W Polsce około 5,5-6,2% wszystkich diagnozowanych nowotworów stanowią nowotwory okolicy głowy i szyi [1]. Jednym ze sposobów leczenia w takich przypadkach jest radioterapia. Wiele schematów leczenia takich zmian wymaga elektywnego napromienienia układu chłonnego szyi [2]. Wiąże się to z podaniem wysokiej dawki (zazwyczaj 50 Gy, frakcjonowane 2 Gy na dzień) na obszar, w którym zawiera się wiele narządów, których uszkodzenie może znacząco pogorszyć komfort życia pacjenta. Organy takie nazywamy organami krytycznymi OAR (Organ At Risk) i w tej okolicy zaliczamy do nich m.in.: krtań, tarczycę, ślinianki, rdzeń kręgowy i inne [3]. Dawkę zaplanowaną należy podać na konkretny obszar z jednoczesną ochroną tych narządów. Zadaniem fizyka medycznego jest stworzenie planu leczenia, który będzie cechował się bardzo wysokim dopasowaniem kształtu izodoz do obszaru zaplanowanego PTV (Planning Target Volume) [4], czyli wysoką konformalnością. Należy również pamiętać, że każdy plan leczenia przed realizacją musi zostać dozymetrycznie zweryfikowany. Ważne jest więc, by stworzony plan był łatwo weryfikowalny. W pracy [5] pokazano, że technika SFAT (Split Fields Arc Therapy) pomaga uzyskać plany o wysokiej konformalności z jednoczesnym osiągnięciem bardzo dobrych parametrów planu radioterapeutycznego V95 i V Metoda ta zwiększa także możliwość ochrony OAR. Technika SFAT zakłada stworzenie planu RapidArc, który podczas jednego pełnego obrotu gantry wykorzystuje pół pola napromieniania. Realizowane jest to dzięki zamknięciu jednej ze szczęk kolimatora. Pozwala to optymalizatorowi dowolnie modulować rozmiar pola w trzech pozostałych kierunkach. Taka implementacja oznacza, że w osi kolimatora powstaje obszar półcienia. Nasuwa się pytanie: czy może to sprawiać problemy podczas weryfikacji dozymetrycznej? W niniejszej pracy podjęto próbę oceny, czy taki sposób tworzenia planów radioterapeutycznych niesie ze sobą istotne różnice podczas procesu weryfikacji dozymetrycznej. Materiały i metody W Zagłębiowskim Centrum Onkologii (ZCO) weryfikacje planów dynamicznych odbywają się z użyciem fantomu ArcCheck. Główną część detekcyjną urządzenia stanowią detektory diodowe, ułożone na spirali o skoku 1 cm, na głębokości 2,9 cm [6]. W centralnej części detektora znajduje się dedykowana przestrzeń na umieszczenie cylindrycznej komory jonizacyjnej. Dzięki temu możliwe jest odczytanie dawki zmierzonej w punkcie i porównanie jej z dawką wyliczoną w systemie planowania leczenia (TPS Treatment Planning System). Taka konfiguracja układu pomiarowego powoduje, że podczas weryfikacji planu wykonanego techniką SFAT część komory jonizacyjnej będzie znajdować się w obszarze półcienia wiązki. Duży gradient dawki występujący w tym miejscu może mieć wpływ na końcowy wynik weryfikacji. Aby zbadać i porównać dozymetryczne parametry planów SFAT, wybrano 10 pacjentów, u których napromieniano elektywnie układ chłonny szyi. Dla każdego pacjenta w TPS stworzona została para planów: SFAT oraz standardowy (z wykorzystaniem pełnego pola naświetlania). Postanowiono również stworzyć dodatkowy plan, który w założeniu miał być planem łączącym Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

70 radioterapia \ radiotherapy artykuł \ article plan standardowy i plan SFAT. W tych planach jedna ze szczęk zamiast być zamknięta, została otwarta na 0,5 cm. Wartość ta została wybrana ad hoc i w założeniu miała powodować zmniejszenie powierzchni komory pokrytej obszarem półcienia. Plany były tworzone z wykorzystaniem oprogramowania Eclipse 11 z użyciem algorytmu AAA. Docelowym aparatem terapeutycznym był akcelerator TrueBeam 1.6 z kolimatorem MLC 120 HD. Podczas procesu optymalizacji zadano optymalizatorowi takie same parametry dla wszystkich planów. Po zakończeniu obliczeń stworzone zostały plany weryfikacyjne poprzez przeliczenie rozkładu dawki na tomografii fantomu ArcCheck. Obliczona została również teoretyczna dawka w komorze. Cały proces weryfikacji został przeprowadzony za pomocą fantomu ArcCheck oraz cylindrycznej komory jonizacyjnej typu Farmer. Po wykonaniu pomiaru weryfikacyjnego dokonano porównania rozkładu dawki wygenerowanego w TPS i zmierzonego na fantomie. Do tego celu wykorzystano oprogramowanie SNC Patient. Analizie podano trzy wielkości: średni współczynnik gamma [7], procentowe dopasowanie rozkładów dawki oraz procentowa różnica dawki zmierzonej w komorze i wyliczonej w TPS. Współczynnik procentowego dopasowania rozkładów dawki obliczany był na podstawie wzoru: D TPS D D frak pomiar 100% Jako wartości graniczne, dopuszczające plan do celów klinicznych, zostały przyjęte następujące kryteria: H 1 nie wszystkie grupy mają takie same rozkłady (co najmniej dwie grupy różnią się pod względem średniej wartości badanego parametru). Dla każdej grupy wykonano 10 pomiarów dla każdego badanego parametru. Zebranym wartościom zostały nadane odpowiednie rangi, a na ich podstawie wyliczona została wartość funkcji testowej Kruskala-Wallisa H. Obliczoną wartość H porównano z wartością krytyczną rozkładu χ 2 dla przyjętego poziomu istotności α oraz k-1 stopni swobody. W pracy przyjęto α = 0,05, natomiast k wynosiło 3. Tabela 2 Wynik analizy testu Kruskala-Wallisa badanych parametrów Badany parametr Średni współczynnik gamma Średnia różnica dawek z TPS i zmierzonej w komorze Średni procentowy współczynnik dopasowania rozkładów dawek Obliczona wartość H Krytyczna wartość rozkładu χ 2 Wynik analizy 2,30 5,99 Brak podstaw do odrzucenia hipotezy H 0 7,28 5,99 Odrzucono hipotezę H 0 6,41 5,99 Odrzucono hipotezę H 0 Źródło: Opracowanie własne. Rysunki 1-3 przedstawiają wykresy ramka wąsy dla badanych grup. Granice pudełka tworzą pierwszy i trzeci kwartyl rozkładu, środkową czarną linią zaznaczona jest mediana rozkładu, natomiast wąsy mówią o minimalnej i maksymalnej wartości rozkładu Tabela 1 Przyjęte wartości graniczne, dopuszczające plan radioterapeutyczny do leczenia pacjenta Średnia gamma Dopasowanie rozkładów dawki Różnica dawki zmierzonej w komorze < 0,5 95% ± 5% Źródło: [9]. Zebrane dane zostały poddane analizie statystycznej, której wyniki zostały przedstawione w sekcji Wyniki. Wynik Do zbadania istotności statystycznej różnic w zmierzonych wartościach średniego współczynnika gamma, procentowej różnicy dawki zmierzonej komorą jonizacyjną i dawki wyliczonej w TPS oraz procentowego współczynnika dopasowania rozkładów dawek zastosowany został test Kruskala-Wallisa. Pozwala on na badanie więcej niż dwóch grup niezależnych i oparty jest na rangowaniu [8]. Grupę badawczą stanowiły wyniki zebrane dla trzech grup: plany wykonane techniką standardową (2 łuki wykorzystujące pełne pola promieniowania), plany wykonane techniką SFAT (cztery łuki wykorzystujące pół pola napromieniania) i plany wykonane techniką hybrydową łączącą techniki standardową i SFAT (cztery łuki z jedną ze szczęk kolimatora otwartą na 0,5 cm). Hipotezy, jakie przyjęto, były następujące: H 0 wszystkie grupy mają takie same rozkłady (średnia wartość badanego parametru we wszystkich grupach jest taka sama); Rys. 1 Rozkłady współczynników gamma w badanych grupach Źródło: Opracowanie własne. Rys. 2 Rozkłady średnich różnic dawek z TPS i zmierzonej w komorze w badanych grupach Źródło: Opracowanie własne. 200 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

71 artykuł / article radioterapia / radiotherapy ma powodu, by odrzucić hipotezę, że różnice w grupach są nieistotne statystycznie. W związku z wynikami otrzymanymi z testu Kruskala-Wallisa postanowiono przebadać korelacje pomiędzy poszczególnymi badanymi parametrami. Tabela 5 Wartości współczynnika korelacji Pearsona dla badanych grup Standard SFAT Hybryda Współczynnik gamma i procentowy współczynnik dopasowania rozkładów dawki Współczynnik gamma i różnica dawki z TPS i zmierzonej w komorze -0,79-0,83-0,74 0,19 0,20 0,32 Rys. 3 Rozkłady średnich współczynników procentowego dopasowania rozkładów dawek w badanych grupach Źródło: Opracowanie własne. w danej grupie. STD grupa planów, wykonanych techniką standardową. SFAT grupa planów wykonanych techniką SFAT, SFAT 0.5 grupa planów wykonanych techniką hybrydową. Wynik statystyki H dla badanych średnich różnic dawki z TPS i zmierzonej w komorze oraz średniego procentowego współczynnika dopasowania rozkładów dawki wpada w obszar krytyczny [5,99, ] rozkładu χ 2. Przy takiej wartości H hipotezę zerową należy odrzucić. W przypadku odrzucenia hipotezy zerowej należy wykazać, między którymi grupami występują różnice istotne statystycznie. W związku z tym dalszą analizę opieramy na średnich rangach każdej z grup, obliczanych dla każdej z par grup, które porównujemy. Postawiona została hipoteza zerowa, że średnie wielkości w porównywanych grupach są takie same. Aby ją sprawdzić, wyliczona została statystyka D. Następnie porównano ją z wyliczoną statystyką D *. Procentowy współczynnik dopasowania rozkładów dawki i różnica dawki z TPS i zmierzonej w komorze -0,16 0,06-0,49 Źródło: Opracowanie własne. Na podstawie tabeli 5 można zauważyć, że pomiędzy współczynnikiem gamma i procentowym współczynnikiem dopasowania rozkładów dawki istnieje dość silna ujemna zależność. Natomiast pomiędzy pozostałymi badanymi parametrami zależność jest bardzo słaba lub można przyjąć brak jej istnienia. Dyskusja wyników i wnioski Przeprowadzona analiza za pomocą testu Kruskala-Wallisa wykazała, że wybór techniki wykonywania planu nie wpływa istotnie na wielkość współczynnika gamma podczas pomiarów weryfikacyjnych. reklama Tabela 3 Założenia obliczanej statystyki D D > D* D D* Odrzucamy hipotezę zerową Brak podstaw do odrzucenia hipotezy zerowej Źródło: [8]. Wszystkie grupy zawierały taką samą ilość pomiarów. Ze względu na to wartość obliczonej statystyki D * dla każdej pary porównywanych grup miała taką samą wartość równą Wartości obliczonej statystyki D przedstawiono w tabeli 4. Tabela 4 Obliczone wartości statystyki D dla poszczególnych par porównywanych technik Porównywane techniki Badany parametr Różnica dawki z TPS i zmierzonej w komorze Procentowy współczynnik dopasowania rozkładów dawki Źródło: Opracowanie własne. Standardowa i SFAT Standardowa i hybrydowa SFAT i hybrydowa 10,6 5,9 4,7 0,35 8,45 8,8 Na podstawie otrzymanych wyników można stwierdzić, że w przypadku analizy różnicy dawki z TPS i zmierzonej w komorze, występują różnice istotnie statystycznie pomiędzy techniką standardową i SFAT. Natomiast w pozostałych przypadkach nie RENTGEN-SERWIS Zygmunt Koss Rafał Koss ul. Kasjopei Gdańsk tel tel. kom rentgenserwis@gmail.com Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

72 radioterapia \ radiotherapy artykuł \ article Ten sam test przeprowadzony dla procentowego współczynnika dopasowania rozkładów dawki wykazał statystyczną różnicę w wynikach dla różnych technik planowania. Jednak dalsza analiza za pomocą statystyki D wykazała, że rozkłady nie różnią się istotnie statystycznie. Wynik pierwszego testu może wynikać z tego, że zastosowany test Kruskala-Wallisa ma ograniczony poziom ufności. W badaniu przyjęto współczynnik α na poziomie 0,05. Wnioski te wydaje się potwierdzać wykres 3. Analiza korelacji tych dwóch parametrów wykazała dość silną ujemną zależność między nimi. Wynik taki można tłumaczyć tym, że wysoki poziom procentowego współczynnika dopasowania rozkładów informuje nas o tym, że w niewielu miejscach pomiarowych występują duże różnice między dawką zmierzoną w fantomie a dawką wyliczoną w TPS. Związane z tym będą niskie lokalne wartości współczynnika gamma, które w konsekwencji wpływać będą na niską średnią wartość tego parametru. W oparciu o wyniki testu Kruskala-Wallisa i statystyki D oraz analizę współczynnika korelacji można powiedzieć, że wybór techniki planowani nie wpływa istotnie statystycznie na wyniki pomiaru współczynnika gamma oraz procentowego współczynnika dopasowania rozkładów dawki podczas pomiarów weryfikacyjnych. Badanie różnicy dawki zmierzonej w komorze oraz wyliczonej w TPS wykazało, że w zależności od wyboru techniki planowania, pomiędzy zebranymi wynikami występują różnice istotne statystycznie. Dalsza analiza wykazała, że różnice istotne statystycznie występują pomiędzy grupą planów wykonanych techniką reklama KONTROLA DAWEK standardową oraz techniką SFAT. Na tej podstawie można potwierdzić hipotezę o tym, że geometria układu z zamkniętą jedną szczęką kolimatora wpływa istotnie na otrzymywane wyniki dawki mierzone w komorze jonizacyjnej. Porównanie techniki hybrydowej z dwoma pozostałymi wykazało brak różnic istotnych statystycznie dla wyników różnicy dawki zmierzonej w komorze i wyliczonej z TPS. Technika ta, dzięki poszerzeniu obszaru pola padającego na komorę, powoduje, że większy obszar komory znajduje się poza obszarem półcienia w porównaniu z techniką SFAT. Zgodnie z przewidywaniami plany tworzone techniką SFAT mogą być trudniej weryfikowalne niż plany wykonane techniką standardową. Aby poprawić weryfikowalność takich planów, nie rezygnując jednocześnie z zalet planów wykonanych techniką SFAT, należy zamkniętą szczękę kolimatora otworzyć na szerokość 0,5 cm. Oczywiście możliwe jest otwarcie szczęki szerzej, jednak należy pamiętać o tym, że im szerzej szczękę otwieramy, tym bardziej odbiegać będziemy od koncepcji i założeń techniki SFAT, co może skutkować pogorszeniem się parametrów planu leczniczego, takich jak: V95, V101.5 itp. oraz poziomem ochrony OAR. Przedstawiona w pracy technika hybrydowa łączy w sobie zalety planów wykonanych techniką SFAT, którymi są zwiększona możliwość ochrony OAR oraz możliwość osiągnięcia lepszych parametrów planów terapeutycznych [5] oraz wysoki stopień weryfikowalności, cechujący plany wykonane techniką standardową. Technika ta wydaje się być bardzo dobrą techniką tworzenia planów, w których wymagane jest napromienienie wysoką dawką dużego nieregularnego obszaru. Literatura LABORATORIUM DOZYMETRII INDYWIDUALNEJ I ŚRODOWISKOWEJ ul. Radzikowskiego Kraków ladis@ifj.edu.pl tel.: fax: copyright LADIS A. Kawecki, S. Nawrocki, W. Golusiński i in.: Nowotwory nabłonkowe narządów głowy i szyi. Zalecenia postępowania diagnostyczno-terapeutycznego w nowotworach złośliwych, M. Hutnik, K. Składowski, A. Wygoda i in.: Dawki tolerancji dla narządów krytycznych w radioterapii chorych na raka głowy i szyi, Nowotwory, Journal of Oncology, 63, 2013, ICRU, Prescribing, Recording and Reporting Photon Beam Theraphy, report 50. Bethesda, MD: International Commision on Radiation Units and Measurments, M. Janik, A. Klimas, G. Żygliński i in.: Technika SFAT: Split Fields Arc Therapy w dynamicznej radioterapii nowotworów okolicy głowy i szyi, Inżynier i Fizyk Medyczny, 6, 2017, J. Kozelka, J. Robinson, B. Nelms i in.: Optimizing the accuracy of a helical diode array dosimeter: A comprehensive calibration mrthodology coupled with a novel virtual inclinometer, Medical Physics, 38(9), 2011, W. Osewski: Rekonstrukcja rozkładu dawki w technikach dynamicznych: IMRT i VAMT, rozprawa doktorska Uniwersytet Śląski w Katowicach, D. Jankowska, A. Majka: Zastosowanie alternatywnych metod rozstrzygania o istnieniu różnic pomiędzy średnimi w badaniach rolniczych, Annales Universitatis Mariae Curie-Skłodowska, Vol. 64(3), IMRT commissioning: Multiple institution planning and dosimetry comparisons, a report from AAPM Task Group vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

73 artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy Radioterapia sterowana obrazem powierzchni pacjenta AlignRT pierwsze doświadczenia Surface Guided Radiation Therapy - first experiences Jacek Wendykier 1, Barbara Bekman 1, Aleksandra Grządziel 1, 2, Krzysztof Ślosarek 1, 3 1 Zakład Planowania Radioterapii, Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej-Curie, Oddział w Gliwicach, Wybrzeże Armii Krajowej 15, Gliwice 2 Zakład Fizyki Medycznej, Instytut Fizyki, Uniwersytet Śląski, 75 Pułku Piechoty 1A, Chorzów 3 Wyższa Szkoła Humanitas, Jana Kilińskiego 43, Sosnowiec Streszczenie Współczesna radioterapia, a zwłaszcza radiochirurgia, wymaga między innymi bardzo precyzyjnego i powtarzalnego ułożenia pacjenta. In modern radiation therapy a precise and repeatable position of the patient is required. In particular the problem of any changes of the patient s po- W przypadku podawania wysokich dawek bardzo sition during the SRS session is very vital. One of the istotne jest również to, aby pacjent nie zmienił pozycji w czasie seansu radioterapeutycznego. Jedną face in real time. The AlignRT software is just such checking methods is monitoring the patient s sur- z metod sprawdzania ułożenia pacjenta w czasie napromieniania jest monitorowanie jego powierzchni This system is based on a set of six cameras and a type of system. w czasie rzeczywistym za pomocą specjalnych systemów, takich jak AlignRT (Vision RT, London, UK). space. It allows for a very precise verification of the three projectors arranged appropriately in the System ten opiera się na zestawie odpowiednio ułożonych w przestrzeni sześciu kamer, które w połą- The work describes the system s calibration proce- patient s position during the radiotherapy session. czeniu z oprogramowaniem i trzema projektorami dures. Additional tests were performed to check pozwala na bardzo precyzyjną weryfikację ułożenia compatibility of an optical system with treatment pacjenta w czasie seansu radioterapeutycznego. planning system and irradiation system. Verification confirmed sub-millimeter accuracy of align- W pracy opisane zostały procedury kalibracyjne systemu optycznego oraz dodatkowe testy sprawdzające współdziałanie z systemem planowania ment using AlignRT imaging. leczenia i napromieniania chorych. Weryfikacja potwierdziła submilimetrową dokładność ułożenia za pomocą obrazowania AlignRT. Słowa kluczowe: radioterapia, radioterapia stero- Key words: Radiotherapy, Surface Guided Radio- wana obrazem SGRT, kalibracja izocentrum Abstract therapy SGRT, isocenter calibration otrzymano / received: poprawiono / corrected: zaakceptowano / accepted: Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

74 radioterapia \ radiotherapy artykuł naukowy \ scientific paper Wprowadzenie Zastosowanie nowoczesnych technik napromieniania chorych wymaga wysokiej precyzji. Deponowanie dużych dawek promieniowania w małych objętościach tarczowych oraz ostre warunki dotyczące limitów dawek w strukturach krytycznych sprawiają, że potrzeba zastosowania coraz to bardziej zaawansowanych metod weryfikacji ułożenia chorego podczas radioterapii jest bardzo duża. Wymagana jest nie tylko weryfikacja dająca możliwość dokładnego pozycjonowania pacjenta przed rozpoczęciem napromieniania, ale także monitorowanie chorego podczas seansu terapeutycznego. Dodatkowo, w przypadku radioterapii frakcjonowanej, konieczne wydaje się zastosowanie narzędzia zapewniającego powtarzalność jego ułożenia. Radioterapia sterowana obrazem powierzchni SGRT (Surface Guided Radiation Therapy) jest odpowiedzią na powyższe potrzeby i stanowi bardzo dobre rozwiązanie umożliwiające pozycjonowanie i/lub monitorowanie pacjenta poddanego radioterapii. Kontrola przeprowadzana jest w trzech wymiarach (3D) bez użycia promieniowania jonizującego, co nie obciąża chorego w dodatkowy sposób [1]. Dotąd standardem podczas wstępnej lokalizacji napromienianego obszaru było sterowanie radioterapii obrazem trójwymiarowym pochodzącym z rekonstrukcji ortogonalnych zdjęć z użyciem promieniowania kilowoltowego (kv) czy zastosowanie stożkowej tomografii komputerowej CBCT (Cone Beam Computed Tomography). Dodatkowym czynnikiem zapewniającym submilimetrową precyzję podczas ułożenia pacjenta jest stół terapeutyczny o sześciu stopniach swobody 6DOF (6 Degrees Of Freedom) [2]. Połączenie tego rodzaju narzędzi z odpowiednim, zaawansowanym systemem stabilizacji chorego oraz zastosowanie znaczników sztywno związanych z unieruchomieniem daje możliwość monitorowania ruchu podczas seansu napromieniania. Niepożądane zmiany ułożenia podczas trwania frakcji nie są znane, a dokładność wstępnego ułożenia chorego związana jest z użyciem mocno zabudowanych systemów stabilizujących. Z jednej strony dobrze ograniczają one ruchomość, jednak z drugiej stanowią element dyskomfortu dla osoby napromienianej. Pojawienie się rozwiązań dających możliwości wideo-optycznego obrazowania powierzchni sprawiło bardziej precyzyjną kontrolę podczas terapii, przy jednoczesnym ograniczeniu uciążliwości ze strony systemu stabilizacji chorego [3]. Opis systemu AlignRT (VisionRT, London, UK) jest systemem optycznego obrazowania powierzchni (OSI, ang. Optical Surface Imaging) zainstalowanym w Centrum Onkologii Instytucie w Gliwicach. Urządzenie składa się z trzech paneli, których rozmieszczenie w bunkrze akceleratora przedstawiono na rysunku 1. Każdy z paneli zawiera centralnie usytuowany projektor oraz dwie kamery cyfrowe z każdej strony (Rys.1). Projektor wyświetla pseudolosowy wzór plamki na powierzchni pacjenta (Rys. 2) [4]. Zapewnia on różnorodność Rys. 1 (górny) Rozmieszczenie trzech paneli optycznego systemu obrazowania w bunkrze akceleratora; (dolny) panel zawierający projektor (1), dwie kamery cyfrowe (2), dodatkowe źródło światła korygującego szumy (3) Źródło: Archiwum własne. tekstury wymaganej w procesie rekonstrukcji. Użycie dodatkowego źródła światła niekoherentnego wyklucza efekt szumu plamkowego. Kamery rejestrują dane niezbędne do rekonstrukcji obrazu powierzchni 3D (Rys. 1) [4]. Rys. 2 Pseudolosowy wzór plamki na powierzchni obrazowanej Źródło: Archiwum własne. Znany wzór optyczny zapewnia unikalne funkcje wyszukiwania i korelacji. W zależności od geometrii, pozorne zniekształcenie rzutowanego wzoru służy do obliczania odległości. Istotą metody z oświetleniem strukturalnym jest projekcja obrazów rastrowych przez projektor z odpowiednim układem optycznym oraz obserwacja przez kamery deformacji tych obrazów na powierzchni badanej. Zniekształcone wzory są następnie analizowane i poprzez zastosowanie odpowiedniej kalibracji systemu możliwe jest przedstawienie informacji o kształcie obiektu w postaci współrzędnych punktów pomiarowych (x, y, z). Znając odległość pomiędzy źródłem światła projektorem i kamerą oraz kąt pomiędzy kierunkiem emitowanego światła a płaszczyzną obrazu kamery można określić odległość punktu pomiarowego od obiektywu kamery. Uzyskana zostaje w ten sposób informacja o trzecim wymiarze obiektu, która w połączeniu ze współrzędnymi obrazu daje pełne informacje przestrzenne. Główną zaletą tej metody jest szybka akwizycja obrazu, proces przetwarzania i co najważniejsze brak obciążeń chorego. 204 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

75 artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy System generuje trójwymiarowy model powierzchni z rozdzielczością 1024 x 768, co daje ponad punktów do dalszej analizy porównania z obrazem referencyjnym [5]. Uzyskane dane są przetwarzane przez odpowiednie oprogramowanie w celu uzyskania wirtualnej reprezentacji obiektu w postaci siatki trójkątów, na podstawie których wyznacza się wartości wielkości mierzonych. Kalibracja AlignRT posiada dwie procedury kalibracyjne, które wyznaczają izocentrum systemu obrazowania. Wyróżniamy kalibrację miesięczną MC (Monthly Calibration) i kalibrację izocentrum IC (Isocenter Calibration). Nazwa kalibracja miesięczna nie odnosi się do reżimu czasowego jej wykonywania, a jedynie podkreśla jej znaczenie. Przeprowadzenie MC zalecane jest jako pierwszy krok postępowania w każdej sytuacji budzącej podejrzenia rozsynchronizowania układu. Założeniem MC jest wyznaczenie izocentrum optycznego systemu obrazowania powierzchni za pomocą specjalnej płyty dostarczonej przez producenta, ustawionej na stole terapeutycznym w izocentrum przyspieszacza (Rys. 3). wymiarach i położeniu rozmieszczone na białej powierzchni. Powierzchnia płyty ułożona jest w odległości 100 cm od źródła promieniowania. Cztery koła są oznaczone numerami od 1 do 4 (Rys. 3), co pozwala na prawidłową identyfikację układu współrzędnych systemu obrazującego oraz na przestrzenną korelację ustawienia kamer. Obrazy rejestrowane za pomocą kamer umożliwiają systemowi triangulację obiektów w przestrzeni. Przeprowadzenie kalibracji IC wymaga przeprowadzonej wcześniej kalibracji przestrzennej z użyciem płyty, co oznacza, że procedura możliwa jest dopiero po wykonaniu kalibracji miesięcznej MC. Do kalibracji IC używa się sześciennego fantomu (Rys. 4) z pięcioma zatopionymi w nim ceramicznymi kulkami, których ułożenie nie jest przypadkowe. Jedna z nich wyznacza środek fantomu, a pozostałe ułożone są względem niej asymetrycznie. Podstawową czynnością procesu kalibracji jest ustawienie sześcianu w izocentrum aparatu. Pomaga w tym podstawka fantomu, dająca możliwość wypoziomowania. Krzyżujące się linie wyznaczone na fantomie powinny pokrywać się z izocentrum terapeutycznym. Rys. 3 (górny) Proces kalibracji miesięcznej (MC) izocentrum optycznego systemu obrazowania za pomocą płyty; (dolny) płyta wysokokontrastowa z zaznaczonymi czterema kołami identyfikującymi układ współrzędnych Źródło: Archiwum własne. Procedura IC obejmuje obrazowanie wiązką terapeutyczną fantomu w kształcie sześcianu z zatopionymi w nim kulkami ceramicznymi. Ma to na celu dopasowanie izocentrum systemu optycznego do izocentrum układu napromieniającego. Procedura MC wykorzystuje płytę kalibracyjną składającą się z dwuwymiarowego układu geometrycznego charakteryzującego się wysokim kontrastem, który stanowią czarne koła o znanych Rys. 4 (górny lewy) Fantom sześcienny do kalibracji izocentrum, (górny prawy) oświetlony wzorem plamkowym; (dolny) efekt monitorowania powierzchni fantomu w aplikacji AlignRT po rozpoczęciu procedury IC Źródło: Archiwum własne. Następnie wykonuje się cztery wzajemnie ortogonalne (0, 90, 180 i 270 ) obrazowania wiązką megawoltową (MV), korzystając z matrycy portalowej. Obrazy importowane są do oprogramowania AlignRT. Powierzchnia sześcianu jest chwilę monitorowana przez optyczny system obrazujący. Następnie przeprowadza się analizę radiograficzną w oparciu o lokalizację kulek zatopionych w fantomie na podstawie czterech obrazów portalowych (Rys. 5). Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

76 radioterapia \ radiotherapy artykuł naukowy \ scientific paper Rys. 5 (lewy) Obraz fantomu sześciennego ze znacznikami wykonany wiązką megawoltową (MV) wraz z (prawy) wartościami przesunięć współrzędnych układu optycznego względem układu współrzędnych wiązki terapeutycznej Żródło: Archiwum własne. Rys. 6 (lewy) Obraz fantomu sześciennego ze znacznikami wykonany wiązką kilowoltową (kv) wraz z (prawy) wartościami przesunięć współrzędnych układu optycznego względem układu obrazowania kv Na rysunku 5, na prawej ilustracji w trzeciej kolumnie przedstawione są wartości przesunięcia współrzędnych układu wiązki terapeutycznej (a precyzyjnie układu laserów) względem układu optycznego. Pierwsza kolumna zawiera wartości przesunięcia w układzie optycznym względem obowiązującej w nim kalibracji izocentrum, druga kolumna natomiast przedstawia przesunięcia układu wiązki terapeutycznej względem pozycji fantomu zobrazowanego podczas kalibracji w układzie optycznym. Następnie w aplikacji AlignRT użytkownik kalibruje izocentrum, czyli przesuwa poprzednie izocentrum układu optycznego ustalonego podczas MC z płytą kalibracyjną do izocentrum wiązki terapeutycznej. Cenną zaletą AlignRT jest również możliwość weryfikacji izocentrum obrazowania za pomocą zdjęć z użyciem promieniowania kilowoltowego kv (Rys. 6). Sprawdzenie powinno być przeprowadzane tuż po weryfikacji układu określającego wiązkę terapeutyczną (MV), bez powtórnego monitoringu przez optyczny system obrazowania. Należy zwrócić uwagę, że kalibracja jest z pewnością kluczowym czynnikiem wpływającym na dokładność pomiaru tą metodą, zatem powinna być przeprowadzana szczególnie uważnie. Dodatkowo dobrze jest przeprowadzić testy określające precyzję AlignRT i poprawność współdziałania z systemem planowania leczenia i napromieniania chorego. Materiały i metody Przeprowadzono kilka podstawowych testów, nieprzewidzianych przez producenta, w celu wyznaczenia automatycznego progu konturowania, najbliższego rzeczywistym wymiarom, oraz zgodności odczytu przesunięć systemu AlignRT z przesunięciami stołu. Pomiarami pośrednimi, niezbędnymi do wyznaczenia powyższych, były pomiary rozmiarów zewnętrznych fantomu oraz oznaczenie jego gęstości radiologicznej, wyrażonej w jednostkach Hounsfielda (HU). Określenie gęstość w poniższym tekście odnosi się do gęstości radiologicznej. Wymiary zewnętrzne Oryginalny fantom dołączony do systemu AlignRT został zmierzony za pomocą suwmiarki przez dwóch niezależnych sprawdzających. Gęstość fantomu Zostało wykonane badanie CT fantomu przy pomocy klinicznego protokołu stosowanego dla regionu głowy i szyi gęstość skanowania 1 mm, pole widzenia 50 cm, co daje rozdzielczość obrazu 0,98 x 0,98 mm. Uzyskane w wyniku badania obrazy zostały zaimportowane do systemu planowania leczenia Eclipse, v (Varian Medical Systems, Palo Alto, CA, USA). Korzystając z modułu Contouring (w systemie planowania Eclipse v.13.7 firmy VMS), utworzono prostopadłościenną strukturę o objętości 64,9 cm 3, której zadaniem było próbkowanie objętości fantomu. Umieszczana w różnych miejscach wewnątrz fantomu służyła do odczytania kilku wartości HU fantomu: średniej, minimalnej, maksymalnej oraz odchylenia standardowego. Dalszej ocenie podlegała tylko dwumilimetrowa warstwa w pobliżu powierzchni. Wartości średnie, minimalne, maksymalne oraz odchylenie standardowe HU zostały uzyskane dzięki utworzeniu dodatkowej struktury (Rys. 7). Struktura pomocnicza była przesuwana w kierunku prostopadłym do powierzchni, zarówno dla fantomu. Po każdym przesunięciu odczytywane były cztery wartości HU: średnia, 206 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

77 artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy Rys. 7 (lewy) Przekrój poprzeczny fantomu. Wybrano takie warunki, aby widoczne były efekty zwiększonej gęstości przy brzegu fantomu. Struktura służyła do oceny zmiany gęstości na granicy fantom-powietrze; (prawy) fragment badanie obrazowego regionu miednicy pacjenta z widocznym wzrostem gęstości przy powierzchni oraz strukturą pomocniczą wykorzystaną do odczytu wartości gęstości Źródło: Archiwum własne. a) b) Rys. 8 (lewy) Zrzut ekranu dla fantomu. Widoczne trzy kontury: -200 HU (niebieski), -600 HU (zielony) oraz -800 HU (czerwony); (prawy) maksymalne przybliżenie obrazu na brzegu fantomu Źródło: Archiwum własne. 8b). Dokładność ręcznego próbkowania kolejnych wartości HU wynosiła 50. Wybierane były takie przekroje w całym zakresie rozmiarów fantomu z pominięciem zaokrąglonych miejsc łączenia się krawędzi płaszczyzn. Gdy już zakres wartości HU został oszacowany, przystąpiono do próby dokładniejszej oceny poszukiwanej wartości. W tym celu utworzono kilka dodatkowych struktur o zwiększonej rozdzielczości. Dzięki temu zwiększona rozdzielczość pozwala na rysowanie konturów o polu 2 mm 2. Za pomocą narzędzia Search Body utworzono serię konturów dla zakresu od -850 HU do -750 HU, ponieważ wstępne oszacowanie pokazało, że wartość progowa poszukiwanego konturu mieści się w tych granicach. Utworzono także dwie dodatkowe struktury w postaci prostopadłościanów o tej samej, kwadratowej podstawie (krawędź podstawy struktury była nieco mniejsza niż krawędź fantomu) i bokach równoległych do krawędzi fantomu rysunku 9. minimalna, maksymalna oraz odchylenie standardowe. Do oceny wybrano to położenie struktury, które dawało maksymalne wartości średnie HU. W analogiczny sposób przeprowadzono test dla chorego leczonego w regionie miednicy (Rys. 7). Celem powyższej procedury było znalezienie wartości maksymalnej gęstości radiologicznej przy granicy materia-powietrze. Automatyczne tworzenie konturu zewnętrznego W module Contouring użyto narzędzia Search Body, które służy do automatycznego konturowania obrysu zewnętrznego. Jedynym parametrem, który należy podać, jest minimalna/progowa wartość HU należąca do konturu. Początkowo dla fantomu został utworzony zestaw struktur o różnych wartościach progowych: od -900 HU do -100 HU z krokiem 100 HU. Za pomocą linijki z modułu Contouring została wyznaczona odległość równa wartości zmierzonej z użyciem suwmiarki. Równoległość linijki do poziomu lub pionu była zapewniona dzięki widocznemu w oknie kartezjańskiemu układowi współrzędnych (Rys. 8a). Następnie szukana była taka wartość HU, która przy automatycznym konturowaniu w wyniku da wymiar fantomu najbardziej zbliżony do zmierzonego przy pomocy suwmiarki. Dopasowanie korygowane było na największym możliwym powiększeniu obrazu (Rys. Rys. 9 Objętości służące do obliczeń optymalnego progu HU. Fiolet kontur automatyczny -770 HU, niebieski objętość kontrolna (k), zielony kontur nominalny (n) Źródło: Archiwum własne. Wysokość pierwszej ze struktur, zwanej kontrolną (k), jest większa o 1 cm z każdej strony od rozmiaru fantomu. Druga, nominalna (n) ma wysokość równą wartości uzyskanej z pomiarów długości krawędzi suwmiarką. Na rysunku 10 zaprezentowano schematycznie powyższą sytuację w dwóch wymiarach. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

78 radioterapia \ radiotherapy artykuł naukowy \ scientific paper Wyniki Wymiary zewnętrzne Wyniki zbiorcze dla pomiarów rozmiarów fizycznych fantomu prezentuje tabela 1. Tabela 1 Wymiary fantomu. Zmierzone za pomocą suwmiarki, której niepewność wynosi 0,05 mm. Orientacja fantomu jak w przypadku klinicznym Rys. 10 Schemat wyznaczenia bardziej dokładnej wartości HU. Oznaczenia: k prostokąt obejmujący kontur utworzony przez minimalną (-1000) wartość HU, n prostokąt o długości równej długości boku fantomu (15,15 cm), x HU kontur utworzony automatycznie dla fantomu przy pomocy wartości progowej równej x HU. Pole/obszary szare i pole żółte opis/ szczegóły w tekście. Rysunek nie zachowuje skali, w rzeczywistości 3D wybrane objętości HU są praktycznie równoległe do krótszych podstaw prostopadłościanów, co jednocześnie pozwala na brak precyzji w wycentrowaniu takiego prostopadłościanu Źródło: Archiwum własne. Za pomocą algebry zbiorów można opisać wybarwione powierzchnie. Szare pole to część, która należy do prostokąta (n), ale nie do jego iloczynu z polem (x HU): 1 n n xhu Żółta część należy do części wspólnej (k) i (x HU), ale nie należy do (n): 2 n min HU \ n W celu znalezienia wartość (x HU), która będzie najbardziej zbliżona do poszukiwanej wartości za pomocą suwmiarki, należy znaleźć wartość minimalną wyrażenia: szukanehu min1 2 W praktyce posłużono się objętościami, a nie polami powierzchni. Objętości były na tyle duże, żeby ich różnice były mierzalne w systemie. Wykorzystano moduł External Beam Planning (TPS Eclipse, VMS), ponieważ dokładność wyznaczania objętości jest tu rzędu 0,01 cm 3, a w module Contouring o rząd wielkości większa. Dokładność pomiaru przesunięcia w systemie AlignRT Dla utworzonego automatycznie konturu przeprowadzono test dokładności pomiaru odległości przez system AlignRT [6]. Fantom ustawiono w taki sposób, aby jego środek geometryczny pokrywał się z izocentrum. Następnie przy pomocy stołu przesuwano fantom w każdym z kierunków głównych ruchu stołu z krokiem 0,5 mm w zakresie +/- 3,0 mm od położenia centralnego. Odczytywano wskazania systemu AlignRT. Podobne badanie przeprowadzono dla fantomu przesuniętego poza izocentrum: 20 cm w kierunku bocznym, 10 cm w kierunku aparatu i 5 cm w górę. Źródło: Opracowanie własne. Dla fantomu roboczo została przyjęta wartość 15,15 cm dla każdego wymiaru i dla tej wartości szukany był taki próg automatycznego konturowania, którego kontur dał rozmiary mierzone w systemie planowani leczenia najbardziej zbliżone do rzeczywistych. Gęstość fantomu Gęstość oceniona na podstawie prostopadłościennej struktury podana jest poniżej w tabeli 2. Przy zbliżaniu się do krawędzi fantomu można zauważyć zwiększenie jego gęstości, co wyraźnie widać w ostatnim wierszu w tabeli 2. Tabela 2 Średnie gęstości fantomu Źródło: Opracowanie własne. 208 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

79 artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy Przy wykorzystaniu dwumilimetrowej struktury otrzymano następujące wartości: -26 HU (min = -152, max = 27, SD = 37,487) dla pacjenta i 47,762 (min = 41, max = 56, SD = 4,381) dla fantomu. Różnica prawie 80 HU odpowiada około 0,2 mm w systemie, mierzone za pomocą linijki i dwu konturów (-800 do -700 oraz -850 do -750). Automatyczne tworzenie konturu zewnętrznego Przy pomocy zwykłego pomiaru dostępną w systemie linijką zawężono zakres HU do przedziału -850 HU do -750 HU. Przy użyciu narzędzi dostępnych w systemie Eclipse nie dało się jednak zastosować w praktyce metody bardziej zaawansowanej, polegającej na minimalizacji odpowiednich objętości. Mimo rozróżnialności poszczególnych konturów na skanach, otrzymane wartości objętości były obarczone bardzo dużą niepewnością ze względu na bardzo małe wartości różnic we wzorach 1 o oraz 2 o. Trwają prace nad rozwiązaniem tego problemu za pomocą zewnętrznych narzędzi. W związku z tym, że metoda precyzyjnego określenia progu zawiodła, dla struktur z zakresu -850 do -750 przeprowadzono powtórne pomiary ręcznie i otrzymano wartość -770 HU. Przy takiej wartości dla wymiarów na skanie poprzecznym otrzymane różnice wydawały się być najmniejszymi, co jednak nie zostało poparte analizą ilościową. Dokładność pomiaru przesunięcia w systemie AlignRT Wyniki testów kontrolowanego przesunięcia fantomu zawarte są w tabeli 3. Tabela 3 Wartości przesunięć stołu, odczytane przesunięcia przez system AlignRT oraz wyliczone różnice. Przesunięcia były niezależne w trzech wzajemnie prostopadłych kierunkach w granicach +/- 3 mm. Vert, Long oraz Lat oznacza odpowiednio ruchy stołu w kierunku pionowym, wzdłuż stołu i w poprzek Źródło: Opracowanie własne. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

80 reklama ISTNIEJE OD 1989 R. radioterapia \ radiotherapy OŚRODEK BADAŃ i ANALIZ PP Marek Zając i Artur Zając s.c. ul. prof. Michała Bobrzyńskiego 23A/U2, KRAKÓW, fax: , tel.: , ppmz@interia.pl POSIADAMY AKREDYTACJĘ NR AB 286 POMIARY WYKONUJEMY: testy specjalistyczne aparatury rentgenowskiej (stomatologia, radiografia, fluoroskopia, mammografia, tomografia komputerowa) pomiary dozymetryczne w środowisku pracy i w środowisku w otoczeniu aparatów rtg projekty pracowni rtg wraz z obliczaniem osłon stałych szkolenia z zakresu wykonywania testów podstawowych opracowujemy dokumentację Systemu Jakości w pracowniach rtg. PONADTO WYKONUJEMY POMIARY: natężenia pola elektromagnetycznego (m.in. rezonans magnetyczny) hałasu i drgań natężenia i równomierności oświetlenia na stanowiskach pracy i oświetlenia awaryjnego promieniowania optycznego nielaserowego ( nm): nadfioletowe, widzialne (w tym niebieskie), podczerwone promieniowania laserowego pobieranie prób powietrza oraz oznaczanie zawartości pyłu całkowitego i respirabilnego. artykuł naukowy \ scientific paper Dyskusja Przeprowadzone testy nie dały jednoznacznej odpowiedzi na pytanie, jakiej progowej wartości HU użyć w przypadku automatycznego konturowania powierzchni pacjenta. Jeżeli gęstość warstw bardzo bliskich powierzchni ma znaczenie, to możliwy popełniony błąd przy transformacji wyników uzyskanych za pomocą fantomu na badanie obrazowe pacjenta może wynieść nawet 0,2 mm. Próba oceny wpływu tej warstwy bliskiej powierzchni została przeprowadzona przy pomocy fantomu z płyt RW3, ale jakość badania CT nie pozwoliła na tak precyzyjne, submilimetrowe pomiary. Użycie wyznaczonej wartości -770 HU jako specjalnego konturu do zastosowań przy weryfikacji ułożenia za pomocą AlignRT wydaje się dobrym podejściem. Błąd ułożenia nie przekroczy wtedy 0,2 mm. Uwzględniając precyzję działania systemu AlignRT (Tabela 3), w którym zarówno w izocentrum, jak i po przesunięciu poza izocentrum, maksymalne niepewności odczytu były rzędu 0,1 mm, można stwierdzić, że w skrajnym przypadku błąd całkowity nie przekracza 0,3 mm. Tego rzędu niepewność jest satysfakcjonująca nawet w przypadku ostrych kryteriów stawianych podczas terapii stereotaktycznej. Literatura 1. J. Peng, K.D.J. Li, S. Samant, G. Yan, R. Amdur, C. Liu: Characterization of a real-time surface image-guided stereotactic positioning system, Med Phys, 37, 2010, T. Gevaert, D. Verellen, B. Engels e. al.: Clinical evaluation of a robotic 6-degree of freedom treatment couch for frameless radiosurger, Int J Radiat Oncol Biol Phys, 83(1), 2012, G. Li, D. Lovelock, M. J e. al.: Migration from full-head mask to open-face mask for immobilization of patients with head and neck cancer, J Appl Clin Med Phys, 14(5), 2013, J. Siebert, S. Marshall: Human body 3D imaging by speckle texture projection photogrammetry, Sens Rev, 20, 2000, N. Smith, I. Meir, G. Hale, R. Howe, L. Johnson, P. Edwards, D. Hawkes, M. Bidmead, D. Landau: Real-time 3D surface imaging for patient positioning in radiotherapy, Int J Radiat Oncol Biol Phys, 57, 2003, C. Bert, K. Metheany, K. Doppke, G. Chen: A phantom evaluation of a stereo-vision surface imaging system for radiotherapy patient setup, Med Phys, 32, 2005, vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

81 artykuł / article radioterapia / radiotherapy Nowa metoda wykonywania bolusa u pacjentów napromienianych w rejonie głowy i szyi Piotr Czuchraniuk 1, Paweł Kukołowicz 2 1 Centrum Onkologii-Instytut im. Marii Skłodowskiej-Curie, Zakład Radioterapii I, ul. Roentgena 5, Warszawa, piotr.rtp@gmail.com 2 Centrum Onkologii-Instytut im. Marii Skłodowskiej-Curie, Zakład Fizyki Medycznej, ul. Roentgena 5, Warszawa, pk@zfm.coi.pl Wprowadzenie Ze względu na charakterystykę rozkładu dawki od wiązek fotonowych o energiach megawoltowych, tj. występowanie obszaru narastania dawki, w przypadku napromieniania zmian nowotworowych położonych płytko pod skórą szczególnie trudno jest uzyskać jednorodny rozkład dawki w zaplanowanym obszarze do napromieniania (Rys. 1) [1]. W takim przypadku uzyskanie jednorodnego rozkładu dawki w objętości tarczowej często wymaga zastosowania bolusa [2]. Bolus to dodatkowa warstwa absorbenta, w której deponowane są dawki z obszaru narastania dawki. Bolus jest najczęściej wykonany z materiału tkankopodobnego o gęstości zbliżonej do gęstości wody. Jest umieszczany na ciele pacjenta w obszarze napromienianym (Rys. 2). Dobre przygotowanie bolusa jest trudne i dość czasochłonne ze względu na: krzywizny fizjologiczne i/lub deformacje pooperacyjne ciała, ograniczenia związane z lokalizacją i pozycją terapeutyczną, która może utrudniać założenie bolusa, stan kliniczny chorego obrzęki, utratę wagi, rozmiar bolusa im większy, tym trudniej go precyzyjnie ułożyć. W celu zapewnienia odtwarzalności ułożenia pacjentów napromienianych w rejonie głowy i szyi powszechnie stosowane są maski termoplastyczne. W tym przypadku, gdy zachodzi konieczność użycia bolusa, producenci zalecają użycie bolusa termoplastycznego mocowanego na powierzchni maski termoplastycznej. Takie umieszczanie nie gwarantuje niestety dobrego przylegania bolusa do maski i tym samym do skóry pacjenta. Dodatkowo twardy bolus termoplastyczny jest niewygodny dla Rys. 1 Wykres procentowej dawki głębokiej. Kolor czerwony dawka powierzchniowa, kolor zielony maksimum dawki Źródło: Opracowanie własne. bolus Rys. 2 Przekrój poprzeczny przez obszar PTV (kolor czerwony) i bolus żelowy o grubości 1 cm Źródło: Archiwum własne. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

82 radioterapia \ radiotherapy artykuł \ article chorych, a niewielkie zmiany objętości tkanek pogarszają odtwarzalność ułożenia w masce. Celem pracy jest zaproponowanie nowej metody wykonywania bolusów, które u pacjentów napromienianych w rejonie głowy i szyi zapewniają znacznie lepsze przyleganie do ciała pacjenta. Polega ona na wykonywaniu bolusów żelowych pod maską termoplastyczną. Taka metoda została zaproponowana i wprowadzona do praktyki klinicznej w Zakładzie Radioterapii I w Warszawie w Centrum Onkologii-Instytucie. W pracy przedstawiona zostanie technologia przygotowywania bolusów umieszczanych pod maską. Zostaną omówione zalety i ograniczenia takiego bolusa oraz przedstawione wyniki kliniczne jego stosowania. Wykonanie maski z bolusem w modelarni Wykonanie maski termoplastycznej z bolusem można podzielić na cztery etapy. Pierwszy to wyznaczenie pozycji terapeutycznej i obszaru dla bolusa. Drugi to wykonanie formy dla bolusa. Etap trzeci to zamocowanie bolusa w formie. Etap czwarty to przymocowanie bolusa do maski (Rys. 3). W naszym ośrodku do zapewnienia odtwarzalności ułożenia pacjentów z nowotworami głowy i szyi niemal zawsze stosowane są tzw. maski pięciopunktowe. Do przeprowadzenia całej procedury konieczne są dwie osoby. Po zapoznaniu się z zaleceniami od lekarza technik elektroradiologii ocenia stan kliniczny chorego pod kątem doboru właściwego rodzaju unieruchomienia i podejmuje decyzję o rodzaju zastosowanego bolusa i metodzie jego wykonania. Następnie zaznacza markerem obszar zmiany na skórze z odpowiednim marginesem, który powinien być objęty bolusem o określonej grubości. W przypadku planowania pełnej dawki terapeutycznej na obszar blizn pooperacyjnych stosowano bolus na bliznę z marginesem ok. 2,5 cm wokół blizny. Dużym utrudnieniem w prawidłowym wykonaniu maski z bolusem jest duży obszar zmiany do pokrycia bolusem w połączeniu z krzywiznami ciała. Chory był układany w pozycji terapeutycznej. Dobierano odpowiednie podpórki pod głowę i szyję. Odpowiedni dobór podpórek pod głowę i szyję zapewniał wygodną pozycję chorego, bez zbytniej deformacji tkanek miękkich w rejonie szyi. Ustalając pozycję terapeutyczną, należy dążyć, o ile to możliwe, do takiego ułożenia chorego, aby krzywizny fizjologiczne ciała w obszarze bolusa były jak najłagodniejsze. Im bardziej płaska powierzchnia skóry, tym łatwiejsze wykonanie i lepsze przyleganie bolusa. Po wyznaczeniu pozycji terapeutycznej i wielkości bolusa (Rys. 3A), wykonywano odcisk kształtu anatomicznego ciała w obszarze objętym bolusem (Rys. 3B). W tym celu arkusz materiału termoplastycznego o wielkości odpowiadającej wielkości zaplanowanego bolusa i grubości 2 mm rozgrzewano w wodzie o temperaturze 65 C. Proces modelowania odwzorowania odpowiedniego kształtu jest identyczny jak dla wykonania maski termoplastycznej, tj. po wyjęciu z wody, osuszeniu i położeniu na skórze w obszarze planowanego bolusa arkusza materiału termoplastycznego przystępowano do jego modelowania, starając się jak najwierniej odtworzyć kształt ciała w tym obszarze. Nadmiar materiału termoplastycznego przycinano, aby odpowiadał obszarowi zaplanowanego bolusa. W powstałą w ten sposób sztywną formę wklejano bolus przy użyciu taśmy dwustronnie klejącej (Rys. 3C). Aby bolus precyzyjne przylegał do formy, w przypadku dużych krzywizn, należało go naciąć i odpowiednio dopasować. Materiał bolusa żelowego jest bardzo lepki, co znakomicie ułatwia jego formowanie, należy jednak pamiętać o zabezpieczeniu plastrem lub cienką przezroczystą folią spożywczą cięć i brzegów bolusa przed ich przyklejaniem się do maski. Tak wykonany i zamocowany w sztywnej formie bolus przymierzano na chorym i dokonywano odpowiednich korekt, dążąc do jak najlepszego przylegania bolusa do skóry. Proces wykonania maski termoplastycznej (Rys. 3D) z bolusem różni się jedynie modelowaniem maski w okolicy bolusa, poza nie odbiega od przygotowania maski bez bolusa. Przed wykonaniem maski należy ustalić położenie formy z bolusem na chorym, zgodnie z zaplanowanym obszarem dla bolusa. Należy zwrócić szczególną uwagę, aby forma z bolusem nie uległa przesunięciu podczas wykonywania maski. Do wykonania masek z bolusem używano masek termoplastycznych pięciopunktowych z mikroperforacją o grubości 2 mm. Rozgrzaną w temperaturze 65 C maskę termoplastyczną wyjmowano z wody, osuszano i układano na chorym wg instrukcji producenta. Podczas układania maski na chorym zwracano szczególną uwagę na to, aby bolus nie zmienił swojego położenia. Równocześnie modelowano maskę w okolicy nasady nosa, czoła, uszu i brody oraz w okolicy bolusa. Modelowanie maski w okolicy bolusa polegało na odtworzeniu formy z bolusem na masce. W ten sposób powstawała w masce wnęka odwzorowująca kształt formy z bolusem, która zabezpieczała przed przesunięciem się bolusa i ułatwiała odtworzenie położenia bolusa w masce w przypadku odklejenia. Należało zwracać szczególną uwagę, aby tak powstała wnęka nie była głębsza niż wymiar grubości bolusa i formy. Wnęka głębsza niż grubość bolusa spowodowałaby opieranie się maski o powierzchnię skóry i w konsekwencji odstawanie bolusa od skóry (Rys. 4A). Zalecana głębokość wnęki maski na bolus to 50% łącznego wymiaru formy i grubości bolusa. W celu lepszego przylegania bolusa poza maską na krzywiznach ciała formę modelowano tak, aby dociskała bolus do skóry (Rys. 4B). Po wystygnięciu maski, tj. po ok. 10 minutach, zdejmowano maskę i bolus, a następnie wklejano formę z bolusem do wnęki maski przy użyciu taśmy dwustronnie klejącej. Z równie dobrym skutkiem stosowano naklejenie taśmy na formę z bolusem przed wykonaniem maski i modelowaniem maski. W ten sposób powstawała maska zintegrowana z bolusem, która ustalała położenie bolusa zawsze w tym samym miejscu. Taka metoda wykonania i mocowania bolusa ułatwia jego zakładanie, gdyż bolus jest na stałe połączony z maską. 212 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

83 artykuł / article radioterapia / radiotherapy Rys. 3 Etapy wykonania maski z bolusem żelowym zamocowanym pod maską: A wyznaczenie pozycji terapeutycznej z zaznaczeniem obszaru bolusa, B wykonanie formy odwzorowującej kształt ciała, C nadanie kształtu bolusowi, D zamocowanie formy z bolusem pod maską unieruchamiającą Źródło: Archiwum własne. ponownego ułożenia chorego w pozycji terapeutycznej było nauczenie chorego współpracy, tj. w jaki sposób ma się układać oraz jak się zachować podczas zakładania maski. Po zakończeniu pracy opisywano ułożenie i użyte akcesoria w systemie linii terapeutycznej i na masce. Wykonany bolus, jego przyleganie do ciała pacjenta było oceniane po wykonaniu tomografii komputerowej do planowania leczenia. W tabeli 1 przedstawiono wymagania obowiązujące Rys. 4 A zbyt głęboka wnęka na bolus powoduje jego odsunięcie od skóry, B formowanie docisku bolusa w COI, jakie powinien spełniać bo- Źródło: Archiwum własne. lus indywidualny. Po wykonaniu unieruchomienia z bolusem przymierzano Tabela 1 Parametry graniczne w odstawaniu bolusów o różnej grubości maskę z bolusem na chorym. W tym celu zdejmowano chorego ze stołu i ponownie układano, odtwarzając wyznaczoną Grubość bolusa Tolerancja przylegania 1,0 cm 0-0,5 cm pozycję terapeutyczną. Następnie zakładano maskę choremu 0,5 cm 0-1,0 cm tak, aby jak najbardziej przylegała do powierzchni głowy i szyi Źródło: Opracowanie własne. chorego. W tym celu chory wykonywał delikatne ruchy głową, a technik starał się dopasować maskę, aby jej zagłębienia pokryły się z fizjologicznymi zagłębieniami ciała. Zasadniczym celem W przypadku przekroczenia parametrów granicznych na jednym z przekrojów dokonywano korekty położenia bolusa w masce. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

84 radioterapia \ radiotherapy artykuł \ article Tabela 2 Wyniki przylegania bolusa żelowego (nowa metoda). Na czerwono zaznaczono przekroczenia przyjętych tolerancji Nr. chorego Lokalizacja Przyleganie bolusa w TK w obszarze PTV. Min.- Max (cm). Odstawanie bolusa powyżej wartości Min.-Max. z kolumny 3 Wartość (cm.)/ilość skanów. Przyleganie bolusa w 1 frakcji w obszarze PTV. Min.- Max (cm). W obrazowaniu CBCT Odstawanie bolusa powyżej wartości Min.-Max. z kolumny 5 Wartość (cm.)/ilość skanów. Całkowiata długość PTV w pasie Grubość Ilość bolusa frakcji (cm.) 1 0,4/8 ślinianaka 0,0-0,2 0,0/0 0,0-0,2 0,5/15 11 cm. 0,5 5 2 ślinianka 0,0-0,0 0,0/0 0,0-0,3 0,4/4 9.0 cm 0,5 5 3 oczodół 0,0-0,3 0,4/4 0,0-0,3 0,4/1 11 cm. 0, kratń 0,0-0,0 0,0/0 0,0-0,0 0,4/2 13 cm. 0, szyja 0,0-0,1 0,0/0 0,0-0,3 0/0 16 cm ucho 0,0-0,0 0,3/3 0,0-0,0 0,3/4 0,4/8 19 cm 1 7 gardło 0,0-0,0 0,2/2 0,0-0,0 0,3/2 0,4/2 0,5/2 12 cm policzek 0,0-0,0 0,3/8 0,0-0,2 0,3/8 0,4/3 8, ucho 0,0-0,4 0,5/9 0,6/3 0,0-0,4 0/0 11, Źródło: Opracowanie własne. Tabela 3 Wyniki przylegania bolusa żelowego (stara metoda) Przyleganie Nr. Chorego Lokalizacja bolusa w TK w obszarze PTV. Min.- Max (cm). 1 policzek 0,1-0,3/8 skanów 2 nos 0,3-0,8 0,4/11 0,5/13 0,6/3 0,7/3 0,8/2 0,3/2 0,4/3 0,5/11 0,6/7 0,7/4 0,8/10 0,2 0/0 8 cm 0,5 5 0,3-0,8 3 język 0,0-0,2/5 skanow 0,3-1,1 / 30 0,4-1,6 4 ucho 0,3-1,0 0,3/20 0,4/8 0,6/10 0,7/4 0,8/21 1,0/4 0,2-0,7 0,3/2 0,4/3 0,5/11 0,6/7 0,7/4 0,8/10 0,4/5 1,0/9 1,2/4 1,4/10 1,6/7 0,2/37 0,3/6 0,4/5 0,5/10 0,6/9 5cm 1 cm 31 7 cm 1 cm cm 1 cm 30 5 szyja 0,0-0,3 0,0-0,3 0,0-0,3 0,0-0,3 5 cm 1 cm 5 6 krtań 0,3-0,5 0,3-0,5 0,2-0,3 0,2-0,3 4,5 cm 0,5 cm 28 7 zatoki 0,1-0,5 0,5/13 0,1-0,2 0,1-0,2 6,5 cm 0,5 cm 33 8 skóra nosa 0,3-0,6 9 nos 0,4-0,9 Źródło: Opracowanie własne. Odstawanie bolusa powyżej wartości Min.- Max. z kolumny 3 Wartość (cm.)/ilość skanów. 0,3/9 0,4/5 0,5/3 0,6/5 0,4/2 0,5/5 0,6/11 0,7/12 0,8/4 0,9/8 Przyleganie bolusa w 1 frakcji w obszarze PTV. Min.- Max (cm). W obrazowaniu CBCT 0,3/9 0,4/6 0,5/4 0,6/4 0,4/9 0,5/4 0,6/12 0,7/3 0,8/9 0,9/6 Odstawanie bolusa powyżej wartości Min.- Max. z kolumny 5 Wartość (cm.)/ilość 0,3/9 0,4/6 0,5/4 0,6/4 0,4/9 0,5/4 0,6/12 0,7/3 0,8/9 0,9/6 Całkowita długość PTV w pasie Grubość bolusa (cm.) Ilość frakcji 4cm 0,5 cm 5 7,5 cm 1 cm vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

85 artykuł / article Uzyskane wyniki Wykonywanie bolusów nową metodą nie jest bardziej czasochłonne od przygotowania bolusa termoplastycznego. Wymaga od zespołu modelarni nabycia nowych umiejętności, które jednakże nie wykraczają znacząco poza posiadane kompetencje. Koszt wykonania nowego bolusa jest podobny jak bolusów termoplastycznych. Pacjenci leczeni z zastosowaniem nowych bolusów nie wnosili jakichkolwiek zastrzeżeń co do komfortu leczenia. Znaczącą przewagą nowych bolusów jest ich lepsze przyleganie do ciała pacjenta. W tabelach 2 i 3 zamieszczone zostały wyniki odstawania bolusów od ciała dla chorych z bolusem żelowym (nowa metoda) i z bolusem termoplastycznym (metoda używana dotychczas). W wynikach umieszczono informacje o odstawaniu bolusa bezpośrednio po wykonaniu oraz wyznaczone w pierwszej sesji terapeutycznej z użyciem obrazów uzyskanych metodą tomografii wiązką stożkową. Na etapie wykonywania TK nie przekroczono przyjętych poziomów w przyleganiu dla bolusa o grubości 1 cm i 0,5 cm poza jednym przypadkiem, gdzie w trzech przekrojach przekroczenie wynosiło 1 mm. Podczas napromieniania w kontroli CBCT, wykonanej w pierwszej sesji terapeutycznej, u żadnego chorego nie przekroczono przyjętych poziomów w przyleganiu dla bolusa o grubości 1 cm i 0,5 cm. Nie zaobserwowano przestrzeni powietrza (air gaps) w bolusie. W przypadku bolusa termoplastycznego mocowanego na masce na etapie wykonywania tomografii komputerowej do planowania leczenia przyjęte poziomy przylegania dla bolusa o grubości 1 cm były przekroczone u 4 na 10 chorych, maksymalne przekroczenie wynosiło 0,6 cm ponad przyjęte normy (wynik 1,1 cm). Nie stwierdzono przekroczenia poziomów w przyleganiu bolusa 0,5 cm. W pierwszej sesji terapeutycznej poziomy przylegania dla bolusa 1 cm były przekroczone 4 na 10 chorych, maksymalne przekroczenie wynosiło 1,1 cm ponad przyjęte normy (wynik 1,6 cm). Nie stwierdzono przekroczenia poziomów w przyleganiu bolusa 0,5 cm. Bolusy mocowane na masce nie przylegają dobrze w miejscach zagłębienia ciała z powodu maski, na której są mocowane. Maska separuje bolus od skóry o ok. 1,5 mm i nie odwzorowuje dobrze ostrych krzywizn ciała. Zaobserwowano również przestrzenie powietrzne w samym bolusie. Podsumowanie Metoda wykonywania bolusów żelowych pod maską unieruchamiającą poprawia ich przyleganie do skóry, w szczególności, gdy konieczne jest zastosowanie bolusa o grubości 1 cm, przez co możliwe jest uzyskanie optymalnego rozkładu dawki na powierzchni skóry/zmiany. W przypadku bolusa o grubości 0,5 cm dobre przyleganie do skóry uzyskano również dla bolusa żelowego wykonywanego według starej metody. radioterapia / radiotherapy Technika wykonania bolusa żelowego pod maską umożliwia jego adaptację, tj. daje możliwość skorygowania przylegania bolusa w przypadku zmian objętości tkanek miękkich. Adaptacje bolusa do zmienionych warunków anatomicznych jest szczególnie istotna pod koniec leczenia, gdzie chorzy często chudną i przerwa w leczeniu na wykonanie nowego planu wpływa niekorzystnie na wyniki leczenia. Wyniki odtwarzalności ułożenia są porównywalne dla obu technik wykonywania bolusa. Zbyt duże marginesy w planowaniu bolusa duży obszar do pokrycia bolusem utrudniają wykonanie bolusa. Łatwiej wykonać bolus mniejszy, dlatego precyzyjne zaplanowanie bolusa jest ważne z punktu widzenia techniki wykonania, a co za tym jego przylegania. Autorzy publikacji chętnie przekażą swoje doświadczenia wszystkim zainteresowanym. Literatura 1. P. Kukołowicz: Charakterystyka wiązek terapeutycznych fotonów i elektronów, Warszawa M. Gruda, E. Dąbrowska, E. Jakubowska, P. Czuchraniuk, D. Bodzak: Bolus w radioterapii, Inżynier i Fizyk Medyczny, 3, 2017, SZKOLENIA SPECJALISTYCZNE IOR, ORP, OA ul. Radzikowskiego Kraków szkolenia@ifj.edu.pl SZKOLENIA Inspektor Ochrony Radiologicznej w pracowniach stosujących aparaty rentgenowskie w celach medycznych, szkolenia typu: R, S Ochrona Radiologiczna Pacjenta LR, LMN, LRZ, LIX, LST, FT, PMN,LRT Operator Akceleratora typu A-A i S-A INSTYTUT FIZYKI JĄDROWEJ im. H. Niewodniczańskiego PAN tel.: fax: reklama Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

86 artykuł \ article Ray Station 7 - nowa wersja systemu Jakub Reguła TMS Sp. z o.o., jakub.regula@tms.com.pl To już prawie rok, w czasie którego staraliśmy się przybliżyć Państwu, na łamach niniejszego czasopisma, bogactwo i unikalność funkcjonalności systemu planowania leczenia Raystation. W międzyczasie wydana została nowa, siódma wersja systemu, ulepszona i wzbogacona o kilka przydatnych funkcji. Podsumowując nasz cykl artykułów, chcielibyśmy Państwu opowiedzieć o tym, jak zmienia się system Raystation. Symulowany ruch tkanek dla optymalizacji typu robust (odpornej na ruch) oraz oceny planów leczenia System planowania leczenia Raystation pozwala na zoptymalizowanie planu leczenia w sposób uwzględniający ruch organów i zapobiegający niedopromienieniu obszaru tarczowego. Informacja o zakresie ruchów pochodzi zazwyczaj z obrazowania 4DCT. Niekiedy nie można jednak wykonać takiego obrazowania u pacjenta, u którego analiza wpływu ruchu na rozkład dawki napromieniania powinna zostać przeprowadzona. Również nie każdy organ podlega znacznej ruchomości oddechowej. Raystation pozwala na stworzenie obrazów syntetycznych symulacyjnych, na których uwzględniony zostaje ruch danej struktury. Pozwala to nie tylko na wykonanie planu odpornego na taki ruch, ale również analizę i ocenę planu, który został już stworzony bez uwzględniania ruchomości. Optymalizacja typu robust w optymalizacji wielokryterialnej Dotychczas optymalizacja wielokryterialna typu Pareto była ograniczona do przypadków, które nie wymagały uwzględnienia ruchomości oddechowej. W wersji 7 systemu Raystation ruchomość taka może zostać uwzględniona za pomocą funkcji typu constraint (bezwzględnie wymagalnych). Pozwala to na wykonywanie planowania wielokryterialnego dla całego spektrum przypadków, bez ograniczeń, dla każdej dostępnej techniki napromieniania. Rys. 1 Symulacja ruchu obszaru napromieniania na wytworzonym obrazie CT 216 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

87 artykuł / article Protokoły automatycznego tworzenia planów Pareto Protokoły automatycznego tworzenia planów leczenia pozwalają na bardzo szybkie (w przeciągu minuty) stworzenie gotowego do zaaprobowania i napromieniania planu leczenia. Proces tworzenia planu, który składa się często z wielu powtarzalnych manualnych kroków, jest w protokole w pełni zautomatyzowany. Dotychczasowym ograniczeniem systemu był brak możliwości równie automatycznego tworzenia planów optymalizacji wielokryterialnej w sensie Pareto. W wersji 7 systemu Raystation również plany Pareto mogą być szybko i prosto tworzone za pomocą protokołów automatycznego tworzenia planów. Automatyczne konturowanie z użyciem wielu atlasów struktur w tym samym czasie Oprócz omówionych powyżej zmian w systemie Raystation, wersja siódma posiada jeszcze kilka ważnych funkcji i usprawnień: planowanie dynamicznego konformalnego łuku (Dynamic conformal arc) dla akceleratorów umożliwiających napromienianie tą techniką; otwieranie rekordu pacjenta i ładowanie danych o 60% szybciej niż dotychczas, co oznacza jeszcze większą oszczędność czasu; możliwość aprobowania zestawów funkcji optymalizacji, układów wiązek, parametrów celów klinicznych i biologicznych, w celu łatwiejszego ich zarządzania; marginesy planowania leczenia mogą zostać zdefiniowane osobno dla każdej struktury dla każdej wiązki w planie leczenia; wiązki i apertury pozostają zachowane i nie muszą być tworzone od nowa w trakcie zmiany maszyny w planie elektronowym. Atlas-based segmentation, czyli automatyczne konturowanie struktur przy użyciu tworzonego przez użytkownika atlasu, było dotychczas ograniczone do jednego zestawu obrazów i struktur w pojedynczym procesie konturowania. Mogło to prowadzić do niewystarczająco dokładnego wykonturowania struktur, dla których jakość dopasowania obrazu i rejestracji deformacyjnej była w pewnych obszarach gorsza niż w głównej części obrazu. Dużym ulepszeniem działania funkcji jest możliwość użycia wielu atlasów w tym samym czasie. W praktyce każda ze struktur pacjenta może zostać wykonturowana przy użyciu innego atlasu, co znacznie poprawia jakość powstających struktur i dokładność całego procesu konturowania. Inteligentna interpolacja konturów tworzonych przy użyciu Smart Brush Smart Brush to inteligentne narzędzie konturowania półautomatycznego, wykrywające granice gęstości tkanek i pozwalające na szybkie tworzenie dokładnych obrysów struktur. Ważnym usprawnieniem działania narzędzia jest dodanie inteligentnej interpolacji w oparciu o granice gęstości tkanek, na obrazach znajdujących się pomiędzy zakonturowanymi przekrojami. Dzięki temu manualne konturowanie jest jeszcze szybsze i dokładniejsze. RayStation i RayCare RayCare to nowoczesny system zarządzania leczeniem, stworzony przez RaySearch Laboratories. System został zaprojektowany od nowa tak, aby sprostać coraz większym wymaganiom oraz wyzwaniom nowoczesnego leczenia onkologicznego. Ray- Station zostało w pełni zintegrowane z systemem RayCare. Podsumowanie Wersja siódma systemu planowania leczenia Raystation została wzbogacona o szereg funkcji usprawniających proces planowania leczenia. System Raystation pozwala na uzyskiwanie w bardzo szybki sposób najlepszych możliwych planów leczenia. Bardzo dobrym dowodem na to stwierdzenie są wyniki tegorocznych mistrzostw świata planowania leczenia, zorganizowanych przez ProKnow (World Championships of Treatment Planning), w których użytkownicy Raystation otrzymali największą liczbę punktów w dwóch spośród trzech kategorii planowania leczenia, potwierdzając przewagę systemu z poprzednich lat. Serdecznie zapraszamy do kontaktu z nami, abyśmy mogli zapoznać Państwa bliżej z niesamowitymi możliwościami i funkcjonalnością systemu Raystation w trakcie prezentacji demo w Państwa ośrodku. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

88 artykuł \ article Fizyk medyczny/ inżynier medyczny w obrazowaniu niedaleka przyszłość Elżbieta Pater Polskie Towarzystwo Inżynierii Klinicznej W ostatnich latach obserwuje się niezwykle dynamiczny postęp techniczny urządzeń medycznych wykorzystujących obrazowanie medyczne. Jednocześnie przepisy unijne, Dyrektywa Unii Europejskiej z 12 grudnia 2013 roku, która ma być wprowadzona w Polsce w 2018 roku, jasno określiła działania fizyka w medycynie, uwzględniając wszystkie dziedziny obrazowania medycznego. Na razie wymagania prawa polskiego odnoszą się do obecności fizyków medycznych w terapii onkologicznej, jak również w jednostkach, w których zainstalowano rezonans magnetyczny. 13 marca 2018 roku z inicjatywy p. senator Doroty Czudowskiej została zorganizowana sesja Senackiej Komisji Zdrowia poświęcona między innymi działalności fizyków i inżynierów medycznych, którzy realizowaliby wymagania dyrektywy w aspekcie obrazowania medycznego. Na sesji obecny był wiceminister zdrowia dr Zbigniew Król, konsultant krajowy do spraw fizyki medycznej prof. dr hab. Julian Malicki oraz konsultant krajowy do spraw radiologii prof. dr hab. Jerzy Walecki. Temat poruszony na sesji Senackiej Komisji Zdrowia jest nowy w naszych realiach służby zdrowia, ale poruszany już wiele lat na świecie. Od lat 90. obecność fizyka w obrazowaniu medycznym określana była w wielu dokumentach w Ameryce oraz Europie. AAPM. American Association of Physicists in Medicine (1991). Staffing Levels and Responsibilities of Physicists in Diagnostic Radiology. Report 33 of Task Group 5, Diagnostic X-ray Imaging Committee, American Association of Physicists in Medicine. EFOMP. European Federation of Organisations for Medical Physics (1997). European Federation of Organisations for Medical Physics. Policy statement 7: Criteria for Staffing Levels in a Medical Physics Department. Physica Medica, XIII, IAEA. (2010). International Atomic Energy Agency Clinical Training of Medical Physicists Specializing in Diagnostic Radiology. Training Course Series, 47, International Atomic Energy Agency. IAEA (2013) ROLE AND RESPONSIBILITIES, AND EDU- CATION AND TRAINING REQUIREMENTS FOR CLINI- CALLY QUALIFIED MEDICAL PHISICISTS. DGMP. Deutsche Gesellschaft für Medizinische Physik (2010). Ausgearbeitet von einem Arbeitsausschuss. Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik. W 2016 roku w Atenach na zjeździe ECOMP (European Congress of Medical Phisics) kilka sesji poświęcono roli fizyka w obrazowaniu medycznym. Wykłady dotyczyły kalkulacji i optymalizacji dawki w zabiegach diagnostycznych, sprawdzaniu jakości obrazowania w różnego typu aparaturze medycznej. Poruszano problemy związane szacowaniem ryzyka wystąpienia zjawiska niepożądanego złej diagnozy czy też przekroczonej dawki. W dokumencie IAEA HUMAN HEALTH SERIES No. 25 p z 2013 roku ROLE AND RESPONSIBILITIES, AND EDUCATION AND TRA- INING REQUIREMENTS FOR CLINICALLY QUALIFIED MEDI- CAL PHISICISTS. Diagostic and interventional radiology, magnetic resonance, ultrasound imaging. Podzielono działania fizyków/inżynierów medycznych na 3 dziedziny: 1. w odniesieniu do sprzętu medycznego 2. w odniesieniu do personelu 3. w odniesieniu do zarządzania jakością i ryzykiem. W odniesieniu do sprzętu medycznego fizyk/inżynier byłby odpowiedzialny za: 1. Określenie problemu związanego z awarią systemu i decyzyjność w zakresie wezwania serwisu. 2. Nadzór nad serwisem, również przy przeglądach, nie tylko przy naprawach. 3. Nadzór nad testami wykonywanymi przez firmy zewnętrzne. 4. Nadzór nad wzorcowaniem i pracą przyrządów pomiarowych służących do wykonywania testów. 5. Optymalizacja pracy wyposażenia. 6. Wykonywanie testów odbiorczych poinstalacyjnych i ponaprawczych. 7. Ścisła współpraca ze służbami ZOZ: działem technicznym, aparatury medycznej i informatyki. W odniesieniu do personelu (technicy i lekarze) fizyk/inżynier byłby odpowiedzialny za: 1. Pomoc w ustalaniu przyczyny złego obrazowania lub złej pracy aparatu. 2. Pomoc w ustalaniu i zakupach najbardziej optymalnego sprzętu do pracowni. 3. Szkolenia dla personelu w zakresie obsługi nowego wyposażenia lub nowelizacji wymagań prawnych. 4. Szkolenie i współudział w opracowywaniu nowych technik klinicznych. 218 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

89 artykuł / article 5. Optymalizacja dawki w radiologii zabiegowej, szkolenia dla lekarzy chirurgów. 6. Śledzenie literatury i aktualizacja metod pomiarowych. 7. Dokumentowanie pomiarów dawki. Analizowanie ewentualnych zmian. 8. Monitorowanie i nadzór oraz współpraca z personelem obsługującym wyposażenie obrazowe. W odniesieniu do zarządzania jakością i ryzykiem działania fizyka/inżyniera medycznego polegałyby na: 1. Pomocy w przygotowaniu procedur pomiarowych testów dla techników, lekarzy, innego personelu. Sprawdzanie aparatury i walidowanie przyrządów pomiarowych. 2. Przygotowaniu procedur i instrukcji pomiarowych poserwisowych, testów specjalistycznych (jeśli testy specjalistyczne wykonywane są przez fizyka w danej jednostce). 3. Oszacowaniu ryzyka wystąpienia zdarzenia niepożądanego (np. nadmierna dawka dla pacjenta). 4. Udziale w analizie procedur niezgodnych z założeniami. 5. Udziale w audytach klinicznych wewnętrznych oraz w przygotowaniach do audytów zewnętrznych. Sprzęt medyczny wykorzystywany w służbie zdrowia jest coraz bardziej skomplikowany technicznie i co za tym idzie wymaga specjalistycznego nadzoru. Dla urządzeń wykorzystujących promieniowanie jonizujące polski prawodawca przewidział testy sprawdzające: testy specjalistyczne i podstawowe. Dla urządzeń związanych z obrazowaniem (USG, endoskopia) niewykorzystujących promieniowania jonizującego polski ustawodawca nie przewidział dotychczas nadzoru. Testy specjalistyczne wykonywane są przez firmy zewnętrzne, akredytowane laboratoria lub przez fizyków medycznych. Przeważnie podczas testów obecny jest technik, który nigdy nie był i nie jest merytorycznie przygotowany ani do nadzoru nad wykonywanymi przez firmę testami specjalistycznymi, ani nad pracami serwisu. Na razie szpitale zlecają testy akredytowanym jednostkom. Należy jednak pamiętać, że testy takie są wykonywane dla każdego aparatu raz w roku, jak również w sytuacji znaczącej naprawy. Przy dużej ilości sprzętu jest to w skali roku kilkadziesiąt tysięcy złotych, nie licząc niepotrzebnie wzywanych napraw serwisowych. Obowiązujące prawo przewiduje wykonywanie testów podstawowych. W chwili obecnej wykonują je technicy. Wprowadzenie i instalowanie aparatury cyfrowej nie szło w parze z rzetelnym szkoleniem personelu medycznego. W krajach Unii Europejskiej szkolenia techników i lekarzy są prowadzone w jednostkach medycznych przez fizyków/inżynierów medycznych. Służą oni na bieżąco swoją wiedzą technikom i lekarzom, a w razie potrzeby przeprowadzają szkolenia dla lekarzy i techników, zapoznając ich z nowymi urządzeniami oraz technikami obrazowania. Używanie sprzętu cyfrowego przez niewyszkolony personel może generować niekontrolowaną, znacznie wyższą niż przewidziana, dawkę dla pacjentów, dlatego też rola fizyka, inżyniera medycznego jest niezwykle ważna. Szczególnie w radiologii zabiegowej, w której częste szkolenia dla lekarzy i techników są konieczne. Fizyk/inżynier medyczny bierze również udział w specyfikacji zakupów nowego sprzętu. Potrafi on wybrać najbardziej optymalny sprzęt, który będzie w pełni wykorzystywany przez szpital. Obecność fizyka/inżyniera przy instalacji sprzętu, a następnie przy testach akceptacyjnych powoduje, że urządzenia są w czasie eksploatacji prawidłowo nadzorowane. Obowiązujące u nas Systemy Zarządzania Jakością w każdej jednostce, która wykorzystuje promieniowanie jonizujące, wymagają opracowania procedur, instrukcji i stałego uaktualniania zapisów. W szczególności w sytuacji wprowadzania nowych technik medycznych związanych z nowoczesnym sprzętem. Jest jeszcze jedna dziedzina, która na świecie już dawno zaistniała. Szacowanie ryzyka sytuacji niepożądanej. W wypadku aparatury z promieniowaniem jonizującym jest to nadmierna dawka, w przypadku innego obrazowania jest to niewłaściwy obraz, obraz nieoddający sytuacji rzeczywistej. Szacowaniem ryzyka również zajmują się między innymi fizycy/inżynierowie medyczni. Jak widać, rola fizyka/inżyniera medycznego w nowoczesnej medycynie jest koniecznością. Na razie dyrektorzy szpitali będą widzieli tylko koszty związane z zatrudnieniem. Czas jednak pokaże, że obecność wykształconych fizyków i inżynierów spowoduje, że dotychczasowe koszty związane z utrzymaniem jakości sprzętu nowej generacji będą mniejsze, a sprzęt mniej awaryjny. W krajach, w których obecność fizyków/inżynierów medycznych została doceniona i zatrudnieni w szpitalach fizycy/inżynierowie medyczni pełnią bardzo poważną pomocniczą rolę we wszystkich dziedzinach obrazowania, już to zrozumiano. reklama Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

90 artykuł \ article Fizyk/inżynier w obrazowaniu medycznym Ryszard Kowski Polskie Towarzystwo Inżynierii Klinicznej, Centrum Medyczne Kształcenia Podyplomowego, Łódzki Ośrodek Szkoleniowo-Konsultacyjny ŁOŚ Sp. z o.o., ul. Lecznicza 6, Łódź Zgodnie z tym, co przedstawiła w swoim artykule mgr Elżbieta Pater, od kilku lat następuje niezwykle burzliwy rozwój technik obrazowania medycznego. Powstają zarówno nowe metody uzyskiwania obrazów, jak i tworzone są nowe rozwiązania technologiczne zarówno do uzyskiwania obrazów, jak i do ich prezentacji. Prawidłowe wykorzystanie każdego urządzenia wiąże się nierozerwalnie ze znajomością jego możliwości, jak i (co może nawet ważniejsze) wiedzą o ograniczeniach używanego sprzętu. Coraz nowsze rozwiązania technologiczne wymagają nadążania z wiedzą i umiejętnościami ich wykorzystania. Niestety w wielu wypadkach tak się nie dzieje. Ma to szczególne znaczenie w tworzeniu i interpretacji obrazów medycznych. W Amerykańskim Towarzystwie Fizyki Medycznej od wielu już lat mówi się o konieczności wyodrębnienia grupy fizyków i inżynierów specjalizujących się w obrazowaniu. Wyraźnie rozdzielane są zakresy umiejętności i wiedzy w obszarze radioterapii (radiotherapy) i w obszarze diagnostyki obrazowej (clinical imaging). Podobnie dzieje się w Europie. Wyraźnie pokazuje to w swoim tekście mgr Pater. W Zespole Nadzoru Krajowego w zakresie Radiologii Diagnostyki Obrazowej, we współpracy z przedstawicielami Ministerstwa Zdrowia i NFZ trwają od paru już lat prace przygotowujące określenie wymagań w tym zakresie. Istniejące akty prawne, przede wszystkim Ustawa Prawo atomowe oraz przygotowana już jej nowelizacja, bardzo dobrze i szczegółowo określają takie wymagania dotyczące metod obrazowania związanych z wykorzystaniem promieniowania jonizującego. Jest w nich określona również rola fizyków i, częściowo, inżynierów. Jednak obrazowanie medyczne to daleko większy obszar technologiczny. Do diagnostyki obrazowej wykorzystywane są zarówno większe (niż jonizujące) długości fal promieniowania elektromagnetycznego, jak i inne nośniki informacji, w tym przede wszystkim mechaniczna fala dźwiękowa (USG). Wymagania dotyczące obrazowania medycznego powinny być spójne i jednolite, niezależnie od rodzaju nośnika informacji. Wszak nie ma znaczenia, jak powstał obraz, na podstawie którego stawia się diagnozę. W każdym wypadku powinien wykonać i zinterpretować go profesjonalista z wystarczającą wiedzą i doświadczeniem. Powinien być on zarejestrowany przy pomocy sprawdzonego przez wykwalifikowany w tym kierunku personel i sprawnego wyposażenia, adekwatnego do wymaganej zawartości informacyjnej obrazu. Powinien być prezentowany na odpowiedniej klasy i dokładności monitorze, we właściwych dla danego obrazu warunkach oświetleniowych. Wreszcie całość powinna przebiegać w sposób zapewniający odpowiednią dla problemu klinicznego jakość przy adekwatnym zarządzaniu ryzykiem wystąpienia zdarzeń niepożądanych. Ot, i mamy prosty schemat jednolitego, zwięzłego aktu prawnego, zapewniającego minimalizację błędów w przestrzeni diagnostyki obrazowej. Odpowiednie sformułowanie tych wymagań zapewni też możliwość prostego sprawdzania, czy są respektowane, bo jednoznacznie określone wymagania, jednolite w całym obszarze, umożliwią skuteczne prowadzenie audytów klinicznych. Bardzo ważną sprawą jest obecnie wykorzystanie nadarzającej się okazji, by stworzyć te zasady jednolicie obejmujące wszystkie metody obrazowania. Na czym polega ta okazja? Na toczącej się aktualnie nowelizacji Ustawy Prawo atomowe. Nie do przecenienia będzie tu współpraca wszystkich zespołów: i tych, którym udało się stworzyć dobrze zredagowany projekt nowelizacji (po wielu dyskusjach i czasami niezwykle ciężko osiąganych kompromisach), i tych, którzy zajmują się regulacjami spraw poza tą Ustawą. Jeśli się to nie uda, jeśli wymagania dla różnych metod obrazowania pójdą różnymi ścieżkami przez najbliższe lata nie uda się opanować niezgodności interpretacyjnych, nie uda się uporządkować obszaru obrazowania. Mijać się będą zarówno wymagania, jak i terminy nowelizacji poszczególnych aktów A przecież obrazowanie medyczne coraz silniej wykorzystuje metody hybrydowe: PET lub SPECT/TK, PET lub SPECT/ MR, diagnostyka molekularna, angiografia z wewnątrznaczyniową ultrasonografią czy koherentną tomografią optyczną Coraz częściej stacje prezentacji obrazów, przy których siada zespół diagnostów, muszą prezentować (nie lubię tego słowa, ale w polskim języku chyba brak dobrego odpowiednika) multimodalnie! Pomijam już wyświetlacze stosowane na blokach operacyjnych, ale stacja PACS, w której następuje automatyczna integracja obrazów TK i MR tego samego obszaru pacjenta przy pomocy właśnie rejestrowanego obrazu USG. I nagle na sąsiednich monitorach (lub na sąsiednich polach tego samego, wielkoformatowego wyświetlacza) pojawiają się obrazy uzyskane co najmniej trzema metodami obrazowania! I które przepisy należy wtedy wziąć pod uwagę? Czy te wynikające z Prawa atomowego (dotyczą obrazów TK), czy te od fal radiowych (to obrazy MRI), czy wreszcie te, które dotyczą ultrasonografów? A żeby to wszystko ogarnąć technicznie, potrzebny jest fizyk lub inżynier. No bo nagle może się okazać, że obrazy sobie przeczą! Bo któreś ze źródeł obrazu funkcjonuje nieprawidłowo! I obok nerki pojawi się ucho środkowe! To pieśń przyszłości? Nie! Przykład pierwszy z brzegu: ultrasonografia. Wypalony monitor, nieprawidłowa kalibracja lub zbyt jasne oświetlenie jego powierzchni uniemożliwia prawidłowy powtarzalny pomiar odległości. Wiek płodowy określony na podstawie wymiaru czaszki o kilka tygodni nie zgadza się z tym wynikającym z pomiaru kości długich! No i co? Wywoływać poród, czy spokojnie (słowo niezbyt adekwatne do stanu rodziców w przededniu porodu) czekać na siły natury? W najbliższym czasie będą też zmieniane programy specjalizacji fizyków i inżynierów w obszarze medycyny oraz zasady uzyskiwania specjalizacji. Ciekawych czasów dożyliśmy! 220 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

91 artykuł naukowy / scientific paper diagnostyka / diagnostics Zastosowanie termografii i planimetrii w ocenie efektów tlenoterapii hiperbarycznej w leczeniu trudno gojących się ran podudzi Evaluation of hyperbaric oxygen therapy effects in hard to heal wounds studied by thermal imaging and planimetry Beata Englisz 1, Armand Cholewka 1, Grzegorz Knefel 2, Grzegorz Liszka 1, Marek Kawecki 2, Mariusz Nowak 2, Karolina Sieroń 3, Agata Stanek 4 1 Instytut Fizyki im. A. Chełkowskiego, Zakład Fizyki Medycznej, Uniwersytet Śląski, ul. Bankowa 12, Katowice, englisz.beata@gmail.com, armand.cholewka@gmail.com 2 Centrum Leczenia Oparzeń im. dr Stanisława Sakiela w Siemianowicach Śląskich, ul. Jana Pawła II 2, Siemianowice Śląskie 3 Wydział Nauk o Zdrowiu w Katowicach, Śląski Uniwersytet Medyczny w Katowicach, Zakład Medycyny Fizykalnej Katedry Fizjoterapii, ul. Medyków 12, Katowice 4 Katedra i Oddział Kliniczny Chorób Wewnętrznych, Angiologii i Medycyny Fizykalnej, Śląski Uniwersytet Medyczny w Katowicach, ul. Batorego 154, Bytom Streszczenie adania prowadzone w Centrum Leczenia Oparzeń w Siemia- Śląskich mają na celu wykorzystanie nieinwazyjnej Bnowicach techniki, jaką jest obrazowanie termograficzne w ocenie zmian mapy termicznej podudzi wskutek tlenoterapii hiperbarycznej. Ponadto w pracy skupiono się na próbie korelacji pomiędzy powierzchnią otrzymaną z badań planimetrycznych a obszarami izotermicznymi wynikającymi ze zmian metabolicznych tkanek miękkich. Grupa badawcza stanowiła 25 pacjentów (11 kobiet i 14 mężczyzn) cierpiących na trudno gojące się rany podudzi w wieku 65±17, leczonych za pomocą tlenoterapii hiperbarycznej. Każdy pacjent poddany był 30 zabiegom w komorze hiperbarycznej, gdzie pojedynczy zabieg trwał 86 minut. Obrazowanie termiczne wykonywano każdorazowo przed, jak i po pojedynczej sesji tlenoterapii. Otrzymane wyniki analizowano zarówno uwzględniając pojedyncze sesje w komorze hiperbarycznej, jak i biorąc pod rozważania pełny cykl leczenia, grupując wyniki pacjentów w poszczególnych okresach trwania całego cyklu: pierwsza część leczenia (0-10 zabiegów) okres I, druga część (10-20) II oraz trzecia część leczenia (20-30) okres III. Przeprowadzone badania pokazały różnice w parametrach otrzymanych z pomiarów planimetrycznych oraz termicznych. Na podstawie otrzymanych wyników wydaje się, iż zastosowanie diagnostyki termowizyjnej w przypadku trudno gojących się ran podudzi może dać istotne informacje nie tylko w ocenie efektów leczenia, ale być może w kwalifikacji pacjentów do tlenoterapii hiperbarycznej. Nasuwa się również wniosek, aby połączyć obie techniki obrazowania, tak aby jednocześnie lekarz miał możliwość oceny rany zarówno na poziomie strukturalnym, jak i zasięgu intensywności procesów metabolicznych, gdyż obie techniki wydają się uzupełniać, co może nieść korzyści w procesie oceny stopnia rozwoju choroby. Słowa kluczowe: termowizja, planimetria, tlenoterapia hiperbaryczna, trudno gojące się rany Abstract he research carried out at the Burn Treatment Center in TSiemianowice Śląskie aims to use a non-invasive technique, which is thermographic imaging in assessing changes in the thermal map of hard-healing wounds of the lower leg under the influence of hyperbaric oxygen therapy. In addition, a correlation is sought between the values obtained from planimetric studies with isothermal areas in the context of assessment of metabolic changes in soft tissues. The research group consisted of 25 patients (11 women and 14 men) suffering from poorly healing wounds in the age of 65 ± 17, treated with hyperbaric oxygen therapy. Each patient underwent 30 treatments in a hyperbaric chamber, where a single operation lasted 86 minutes. Thermal imaging was performed each time before and after a single session of oxygen therapy. The obtained results were analyzed both taking into account individual sessions in the hyperbaric chamber and taking into consideration the full course of treatment, grouping the results of patients in individual periods of the whole cycle: first part of treatment (0-10 treatments) period I, second part (10-20) II and the third part of treatment (20-30) period III. The conducted research showed differences in the parameters obtained from planimetric and thermal measurements. On the basis of the obtained results, it seems that the use of thermovision diagnostics in the case of venous leg ulcers can give important information not only in the assessment of treatment effects, but perhaps in the patients qualification for this type of therapy. It also comes to the conclusion that both imaging techniques should be combined so that at the same time the doctor can assess the wound both at the structural level and the extent of metabolic processes, as both techniques seem to complement each other, which may benefit the process of assessing the disease s development. Key words: thermal imaging, planimetry, hyperbaric oxygen therapy, hard-to-heal wounds otrzymano / received: poprawiono / corrected: zaakceptowano / accepted: Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

92 diagnostyka \ diagnostics artykuł naukowy \ scientific paper Wprowadzenie W obecnych czasach problem trudno gojących się ran dotyka sporą część ludności na całym świecie. W dużej mierze do powstania przewlekłych ran przyczyniamy się sami. Choroby metaboliczne, cukrzyca, zakażenia, przewlekła niewydolność żylna są bezpośrednią przyczyną tworzenia się ran. Problem leczenia wciąż narasta, na co wpływ ma nie tylko tryb naszego życia, dieta, ale również zaniedbywanie leczenia, problemy finansowe, jak i starzejące się społeczeństwo [1]. Trudno gojące się rany stanowią poważne powikłania powiązanych ze sobą chorób układu krwionośnego. Zaburzenia te wynikają z miejscowych redukcji przepływu krwi, co w sposób bezpośredni zaburza zaopatrzenie tkanek w składniki odżywcze oraz tlen, w konsekwencji prowadząc do występowania zmian troficznych skóry [2]. Pacjenci kierowani są na leczenie za pomocą tlenoterapii hiperbarycznej, podczas której przebywają w warunkach podwyższonego ciśnienia ok. 2-3-krotnie niż atmosferyczne. Często jednak nie widać, co tak naprawdę dzieje się wewnątrz rany, a możliwości obserwacji leczenia opierają się na wizualnej ocenie lekarza prowadzącego. Stąd też wydaje się koniecznym, aby ułatwić i przyspieszyć chorym drogę diagnostyczną oraz czas ewentualnej hospitalizacji i rekonwalescencji. Należy dążyć do jak najskuteczniejszych metod, dających możliwość nieinwazyjnego, szybkiego i bezbolesnego w przeprowadzaniu monitorowania efektów leczenia oraz jego dalszego prognozowania. Dlatego połączenie techniki oceny strukturalnej, jaką jest planimetria, z techniką oceny zmian metabolicznych, jaką jest termowizja, może nieść istotne informacje dla procesu diagnostycznego oraz leczniczego. Prowadzenie badań Badania prowadzone były we współpracy z Centrum Leczenia Oparzeń im. dra Stanisława Sakiela w Siemianowicach Śląskich. Ocena termiczna, jak i planimetryczna wykonywana była każdorazowo w tych samych warunkach oraz w jednakowym pomieszczeniu. Pacjenci przed przystąpieniem do badań byli poddani procesowi aklimatyzacji do temperatury otoczenia, która wynosiła średnio 22,5 [ºC]. Grupę badawczą stanowiło 25 pacjentów (11 kobiet i 14 mężczyzn w wieku 65±17) cierpiących na trudno gojące się rany podudzi. Pacjenci kierowani byli na leczenie za pomocą tlenoterapii hiperbarycznej HBO (ang. Hyperbaric oxygen therapy) [3]. Pełen cykl leczenia wynosił 30 zabiegów w komorze hiperbarycznej każdorazowo po 86 minut. Zabiegi odbywały się w dni powszednie. Obrazowanie termiczne wykonano za pomocą kamery termowizyjnej Termovision E60 Flir Systems przed, jak i po wyjściu z komory hiperbarycznej. Jednocześnie wykonywane były zdjęcia planimetryczne (System IRIS firmy Medi.com Sp. z o.o.) pozwalające na uzyskane informacji strukturalnych powierzchni rany. Dla pogłębienia analizy podzielono grupę badawczą na 3 główne okresy leczenia z podziałem wedle ilości przebytych zabiegów: pierwsza część leczenia (0-10 zabiegów) okres I, druga część (10-20) II oraz trzecia część leczenia (20-30) okres III. Uzyskane termogramy analizowano na podstawie poniższego szablonu w programie ThermaCAM Researcher Pro Fot. 1 Termogram przedstawiający zaznaczone obszary pomiarowe, gdzie: Obszar znajdujący się nad raną AR01 (sięgający od połowy obszaru centralnego rany do połowy długości kości piszczelowej) Obszar rany AR02 (obszar centralny znajdujący się między stawem skokowym a połową długości kości piszczelowej) Obszar znajdujący się pod raną AR03 (sięgający od połowy obszaru centralnego rany do wysokości stawu skokowego) Źródło: Archiwum własne. Wyniki Obok zaprezentowano obrazy podudzia reprezentatywnego pacjenta, leczonego za pomocą tlenoterapii hiperbarycznej. Tabela 1 Różnice średnich temperatur analizowanych obszarów zainteresowania Obszar Tśr przed HBO [ C] Tśr po HBO [ C] AR01 34,0 33,5-0,5 AR02 31,1 33,3-2,2 AR03 32,3 33,6-1,3 Źródło: Archiwum własne. Widoczny rozkład temperatury na powyższych termogramach wykonanych bezpośrednio przed oraz po zabiegu HBO różni się między sobą w zauważalny sposób. Zmiany temperatury mogą świadczyć o procesach, jakie zachodzą w trakcie terapii. Zgodnie z literaturą [4] za zamiany rozkładu temperatury odpowiadają m.in. neoangiogeneza, która jest procesem wzrostu naczyń krwionośnych, które są odpowiedzialne za ukrwienie tkanek miękkich, a więc również termoregulację. Poprawa termoregulacji w danym obszarze może prowadzić do wzrostu utlenowania tkanek, co skutkuje zmianami metabolizmu szczególnie w tkankach zlokalizowanych powierzchniowo. W związku z powyższym, jesteśmy w stanie zauważyć te zmiany bezpośrednio za pomocą obrazowania termicznego, czego nie możemy dokonać za pomocą zdjęć cyfrowych [5]. Dla głębszej analizy zmian termicznych przeprowadzono analizę statystyczną otrzymanych parametrów termicznych w trzech zaproponowanych okresach leczenia, co przedstawiono na wykresie 1 w formie wykresów ramkowych. ΔT 222 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

93 artykuł naukowy / scientific paper diagnostyka / diagnostics Fot. 2 Termogram wykonany przed zabiegiem HBO Źródło: Archiwum własne Fot. 3 Termogram wykonany po zabiegu HBO Źródło: Archiwum własne Fot. 4 Zdjęcie planimetryczne wykonane w dniu zabiegu HBO Źródło: Archiwum własne Fot. 5 Zdjęcie cyfrowe Źródło: Archiwum własne Z analizy temperaturowej obszarów w poszczególnych okresach wynika, że największe zróżnicowanie termiczne występuje w pierwszym okresie leczenia. Być może to właśnie w tym okresie zachodzą najbardziej dynamiczne zmiany związane z odbudową naczyń włosowatych, gdyż w kolejnym okresie nie widać już tak dużych oscylacji temperatury badanych obszarów zainteresowania. Prawdopodobnie należy tutaj uwzględnić okres ziarninowania, który może manifestować się stosunkowo niewielką odpowiedzią Wykres 1 Zmiany średnich temperatur w całym cyklu leczenia dla wszystkich pacjentów biorących udział w badaniach termiczną obserwowaną na powierzchni ciała. Z kolei obserwowane wartości parametrów termicznych w ostatnim okresie leczenia wydają się mieścić pomiędzy wartościami z I i II okresu. Fakt ten może wskazywać na pewien trend zmniejszenia różnic termicznych obserwowanych dla poszczególnych obszarów w badanych okresach, który być może będzie wykorzystywany w prognozowaniu efektów leczenia, jednakże taki wniosek wymaga potwierdzenia w dalszych badaniach na większej grupie pacjentów. Analiza termogramów wykazała, iż wartości średnich temperatur różnią się między poszczególnymi sesjami. Temperatura skóry po wyjściu z komory hiperbarycznej w większości przypadków ulega obniżeniu, przy czym różne obszary w różnym stopniu ulegają obniżeniu temperatury. Fakt ten może mieć związek z uruchomieniem procesów związanych ze zmniejszeniem obrzęku występującego przy tego typu ranach, zmniejszeniem stanu zapalnego, jak również neoangiogenezą [6]. Procesy te zachodzą dzięki działaniu tlenoterapii hiperbarycznej, podczas której pacjenci przebywają w warunkach podwyższonego ciśnienia tlenu [7]. Prowadzi to do poprawy mikrokrążenia, wpływając na zmianę temperatury powierzchni ciała. Zmiany te możemy obserwować bezpośrednio na mapach termicznych w postaci zmiany barw okolic zlokalizowanych wokół rany. Nie widzimy tych zmian na zdjęciach cyfrowych, co w sposób oczywisty Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

94 diagnostyka \ diagnostics artykuł naukowy \ scientific paper ogranicza ilość dostępnych informacji diagnostycznych zdjęć cyfrowych [8]. Termowizja uwidacznia zmiany metaboliczne, natomiast na zdjęciach planimetrycznych jesteśmy wstanie oceniać, jak zmienia się rana na poziomie strukturalnym. W związku z powyższych wydaje się istotnym, aby połączyć obie techniki obrazowania w jeden szybki, łatwy, nieinwazyjny sposób monitorowania, jak i diagnozowania leczenia tego typu schorzeń [9]. Podsumowanie Przeprowadzone badania miały na celu znalezienie odpowiedzi, czy termowizja może nieść istotne informacje na temat klasyfikacji, monitorowania, a także leczenia trudno gojących się ran podudzi. Uzyskane wyniki potwierdziły możliwość wykorzystania techniki, jaką jest obrazowanie termiczne w monitorowaniu leczenia przewlekłych ran za pomocą tlenoterapii hiperbarycznej. Zaobserwowano spadek średnich temperatur w obszarach zainteresowania, jak i istotną statystycznie korelację między polem powierzchni rany a obszarem ograniczonym izotermą, przy czym wydaje się, iż powierzchnia obszaru liczona jako liczba pikseli ograniczona izotermą jest zawsze większa. Niniejsza praca stanowi kolejne przybliżenie w kierunku opisu nowego urządzenia diagnostycznego wykorzystującego i korelującego kilka technik obrazowych, które mogłoby być stosowane w ocenie trudno gojących się ran, dając lekarzowi nie tylko informacje jakościowe, ale także obiektywne, ilościowe w postaci parametrów planimetrycznych oraz termicznych. Literatura 1. G. Oszkinis, M. Gabriel, W. Majewski, F. Pukacki: Leczenie ran trudno gojących się, Blackhorse, Warszawa J. Homans: The etiology et treatment of varicose ulcer of the leg, Surg Gynecol Obstet A. Sieroń (Ed), G. Cieślar (Ed), Basics Of Hyperbaric Medicine. Α-Medica Press, Bielsko-Biała A. Cholewka, G. Knefel, A. Stanek, M. Kawecki, M. Nowak, A. Sieroń, Z. Drzazga: Thermal imaging and TC oximetry measurements of hyperbaric oxygen therapy (HBO) effects on trophic ulceration of the crura, J J Therm Anal Calorim, 108(1), 2012, A. Cholewka, Z. Drzazga, G. Knefel, M. Kawecki, M. Nowak: Thermal Imaging In Hyperbaric Oxygen Therapy (HBO), Inżynieria Biomedyczna, 16, 2010, A. Cholewka, Z. Drzazga, A. Sieroń, A. Stanek, G. Knefel, M. Kawecki, M. Nowak: Some Applications Of Thermal Imaging In Medicine, [w:] Some aspects of medical physics in vivo and in vitro studies (red. Z. Drzazga and K. Ślosarek), Monographs of Polish Journal of Environmental Studies, R.A. Neubauer, M. Walker: Hyperbaric Oxygen Therapy. Avery, 375 Hudson St., New York, N.Y A. Cholewka, G. Liszka, T. Walentek: Medycyna hiperbaryczna podstawy fizyczne, [w:] A. Sieroń (red.), G. Cieślar (red.): Zarys medycyny hiperbarycznej, α-medica Press, wydanie II, Bielsko- -Biała A. Cholewka, G. Knefel, M. Kawecki, M. Nowak, A. Stanek, A. Sieroń, Z. Drzazga, Thermal Imaging and TC Oximetry Measurements of Hyperbaric Oxygen Therapy (HBO) Effects on Trophic Ulceration of the Tibias. reklama 224 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

95 artykuł / article biomechanika / biomechanics Numeryczna analiza stabilizacji złamania kości piszczelowej i strzałkowej Jakub J. Słowiński 1, Konrad Kudłacik 2 1 Katedra Mechaniki i Inżynierii Materiałowej, Wydział Mechaniczny, Politechnika Wrocławska, ul. Smoluchowskiego 25, Wrocław, tel.: , jakub.slowinski@pwr.edu.pl 2 Oddział Ortopedyczno-Urazowy Specjalistycznego Szpitala im. dra A. Sokołowskiego, ul. Sokołowskiego 4, Wałbrzych, tel.: , konrad.kudlacik@zdrowie.walbrzych.pl Wprowadzenie Kość piszczelowa jest jedną z najczęściej łamanych w ludzkim organizmie kością długą. Ze względu na jej rolę w codziennej aktywności fizycznej, zapewnienie prawidłowej stabilizacji złamania rzutuje na komfort życia pacjenta. Prawidłowo podjęta rehabilitacja skraca czas powrotu do zdrowia, co z kolei ma ogromne przełożenia społeczne i ekonomiczne. Według powszechnie stosowanej i zaaprobowanej w środowisku ortopedycznym skali AO, złamania analizowane w niniejszej pracy zostały opisane jako typ 43-A1. Uraz ten, zlokalizowany w dystalnym końcu kości poza obszarem powierzchni stawowych, zalicza się do złamań międzystawowych i przynasadowych. Przerwanie ciągłości tkanki kostnej następuje w jednej płaszczyźnie, dzieląc kość na dwie części. W opisywanym przypadku nastąpiło także złamanie kości strzałkowej, które jednak nie stanowi nieodłącznego elementu w tego typu złamaniu. 46-letnia chora trafiła do Szpitalnego Oddziału Ratunkowego z powodu złamania podudzia. Na podstawie diagnostyki radiologicznej rozpoznano złamanie 43-A1 wg klasyfikacji AO (Rys. 1). Złamanie dokonane w wyniku urazu, niemniej jednak jego okoliczności nie są jasne ze względu na stan neurologiczny chorej i utrudniony z nią kontakt. Złamanie poddano leczeniu operacyjnemu stabilizacja złamania kości piszczelowej przy pomocy płyty kostnej bez stabilizacji złamania kości strzałkowej, co jest jedną z przyjętych technik operacyjnych. Kolejne kontrole w 2 i 4 miesiącu po zabiegu operacyjnym wskazały na destabilizację zespolenia, co było prawdopodobnie związane z pełnym obciążaniem operowanej kończyny. Niestety dalsze losy chorej są nieznane z powodu niezgłaszania się jej do kolejnych kontroli. W ramach analizy zaproponowano 5 wariantów stabilizacji złamania obu kości uwzględniającej różne techniki unieruchomienia odłamów względem siebie. Rys. 1 Zdjęcia RTG sytuacji klinicznej od lewej: przedoperacyjne, pooperacyjne, kontrolne po 4 miesiącach od zabiegu dokumentacja kliniczna Źródło: Archiwum własne. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

96 biomechanika \ biomechanics artykuł \ article Model numeryczny Modele geometryczne Na potrzeby realizacji celu pracy, przy wykorzystaniu dokumentacji medycznej, przygotowano symulację rozkładu określonych parametrów mechanicznych dla 5 wariantów stabilizacji złamania kości piszczelowej i strzałkowej (Tabela 1, Rys. 2). Tabela 1 Opis metod stosowanych do stabilizacji złamania kości piszczelowej i strzałkowej Wariant I płytka piszczel II płytka + gwóźdź 1a III płytka + gwóźdź 1b IV płytka + gwóźdź 1ab V płytka + płytka Opis stabilizacja kości piszczelowej odbywa się tylko za pomocą płytki, brak stabilizacji kości strzałkowej, wariant zastosowany w leczeniu opisywanej pacjentki stabilizacja kości piszczelowej odbywa się za pomocą płytki, stabilizacja kości strzałkowej poprzez zastosowanie gwoździa śródszpikowego blokowanego wkrętem w części dystalnej kości stabilizacja kości piszczelowej odbywa się za pomocą płytki, stabilizacja kości strzałkowej poprzez zastosowanie gwoździa śródszpikowego blokowanego ponad szczeliną złamania stabilizacja kości piszczelowej odbywa się za pomocą płytki, stabilizacja kości strzałkowej poprzez zastosowanie gwoździa śródszpikowego blokowanego zarówno ponad szczeliną złamania, jak i w części dystalnej kości stabilizacja obu kości piszczelowej odbywa się za pomocą płytek Opracowany model numeryczny zespołu kości uwzględniał także kość skokową. Objętościowe modele geometryczne kości powstały na bazie modeli powierzchniowych pozyskanych z bazy BodyParts3D/Anatomography [1]. W celu odtworzenia szczeliny złamania kość została przecięta płaszczyznami w taki sposób, aby wygenerować objętość. Dolna (bliżej dystalnego końca kości) płaszczyzna została umieszczona na wysokości 120 mm od dalszego końca kości piszczelowej, nachylona względem osi Z pod kątem 10. Górna z płaszczyzn podziału powstała przez odsunięcie (offset) od dolnej (dystalnej) płaszczyzny złamania o 3 mm. Odtworzono także więzozrosty, którymi połączono ze sobą kości (Rys. 3). Modele geometryczne gwoździ oraz płytek stworzono na podstawie istniejących rozwiązań polskiego producenta ChM. Za wzorzec posłużyła płytka rekonstrukcyjna 5.0ChLP, natomiast za wzorcową geometrię gwoździa śródszpikowego posłużył produkt oznaczony jako Charfix (gwóźdź kości strzałkowej). Źródło: Opracowanie własne Rys. 2 Warianty stabilizacji złamania 43-A1 Źródło: Archiwum własne. 226 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

97 artykuł / article biomechanika / biomechanics Rys. 3 Układ elementów kostnych z więzozrostami (kolor żółty) i szczeliną złamania (kolor zielony) Źródło: Archiwum własne. Dyskretyzacja Dyskretyzację opracowanych modeli geometrycznych przeprowadzono z wykorzystaniem elementów prostopadłościennych wyższego rzędu, tj. 20-węzłowych, z trzema translacyjnymi stopniami swobody. Ze względu na duże skomplikowanie powierzchni, w siatce pojawiały się elementy czworościenne wyższego rzędu typu tetra 10-węzłowe, z trzema translacyjnymi stopniami swobody. Wokół otworów pod wkręty mocujące płytki i gwoździe siatka elementów skończonych została zagęszczona, ze względu na spodziewane w tych miejscach koncentracje naprężeń. W kroku kolejnym siatka elementów skończonych położona została na nasady kości długich oraz na kość skokową. Ze względu na mnogość krzywizn oraz brak spodziewanych lokalnych koncentracji naprężeń zdecydowano się na wykorzystanie jedynie elementów czworościennych. Ostatnią część stanowiła dyskretyzacja osprzętu medycznego, tj. gwoździa, płytek oraz wkrętów do mocowania. Tutaj podobnie jak w przypadku nasad kości wykorzystane zostały elementy czworościenne, lecz ze względu na możliwość pojawienia się koncentracji naprężeń w implantach i wkrętach siatka została zagęszczona w całej objętości tych modeli. Właściwości materiałowe W celu wierniejszego odwzorowania budowy kości uwzględniono podział na tkankę kostną zbitą i gąbczastą, uwzględniając zmianę grubości tej pierwszej w zależności od lokalizacji. Dla kości skokowej przyjęto jednorodną grubość tkanki kostnej zbitej. Dla więzozrostów przyjęte zostały parametry materiałowe identyczne jak dla tkanki kostnej gąbczastej. Dla całości odwzorowanego osprzętu wykorzystano parametry materiałowe stopu tytanu Ti-6Al-4V, powszechnie wykorzystywanego w chirurgii kostnej. Warunki brzegowe Połączony układ kości wraz z implantami został następnie zamocowany, co zostało zrealizowane poprzez odebranie wszystkich stopni swobody wybranym węzłom powierzchniowym należącym do kości skokowej odpowiednio węzłom powierzchni stawowej piętowej tylnej (A) oraz powierzchni kości łódkowatej (B). Obciążenie modelu przeprowadzono poprzez przyłożenie siły do powierzchni stawowych kości piszczelowej o kierunku zgodnym z osią kości, odwzorowując w ten sposób nacisk masą ciała podczas stania obunożnego (Rys. 4). Połączenia pomiędzy elementami zrealizowano poprzez kontakt związany. Kolejnym, po przygotowaniu modelu geometrycznego oraz jego dyskretyzacji, etapem pracy nad modelem numerycznym było nadanie elementom właściwości materiałowych (Tabela 2). Odwzorowanie szczeliny złamania modelu powstało przez określenie wartości materiałowych modelu obliczeniowego jako bardzo niskie. Wynika to z faktu, że w nieciągłości, w trakcie procesu gojenia tworzy się skrzep, którego właściwości materiałowe są znacząco niższe nawet od parametrów kości [2]. Tabela 2 Właściwości materiałowe Materiał Moduł Younga [MPa] Współczynnik Poissona [-] tkanka kostna korowa ,4 tkanka kostna gąbczasta 155 0,3 szczelina złamania 10 0,3 stop tytanu Ti-6Al-4V ,34 Źródło: [3]. Rys. 4 Zamocowanie modelu (kolor niebieski) oraz obciążenie (kolor czerwony) Źródło: Archiwum własne. Inżynier i Fizyk Medyczny 3/2018 vol

98 biomechanika \ biomechanics artykuł \ article Wyniki Dyskusja Dla zaprezentowanych wariantów stabilizacji przeprowadzono analizę przemieszczeń oraz naprężeń zredukowanych w wybranych obszarach modelu. Przemieszczenia Dla zadanych warunków brzegowych i dla każdego wariantu stabilizacji odnotowano tendencję polegającą na zginaniu kości w kierunku do tyłu oraz na stronę boczną. Dla wariantu pierwszego, stosowanego w opisywanym przypadku klinicznym, zauważono jedynie, że przemieszczenia na stronę boczną modelu są nieznacznie większe. Pozostałe wartości przemieszczeń były zbieżne dla wszystkich przypadków stabilizacji. Zaprezentowana wstępna analiza porównawcza stabilizacji złamania kości piszczelowej i strzałkowej wykazała, że zaproponowane warianty stabilizacji można uznać za porównywalne. W żadnym z przypadków, dla zadanego modelu obciążenia, nie obserwowano destabilizacji układu. Fakt obciążania kończyny, wynikający z równomiernego stania obunożnego bez dodatkowej podpory, należałoby uznać za bliski niekorzystnemu. Zgodnie z zaleceniami klinicznymi, pacjenci nie mogą przeciążać kończyny powyżej 20% masy ciała. W prezentowanym przypadku nieznaczna masa ciała pacjentki mogła być czynnikiem, który dla zastosowanego układu obciążenia nie doprowadził do natychmiastowej destabilizacji. Obserwowana w trakcie kontroli klinicznej destabilizacja układu kość implant wskazuje, w odniesieniu do uzyskanych wyników, że zastosowanie innego typu stabilizacji nie zwiększyłoby znacząco szans na powodzenie leczenia. Pozwala to wnioskować, że zastosowana stabilizacja była prawidłowa i adekwatna do zastanej sytuacji. Ze względu na brak kontaktu z pacjentką stan stabilizacji pozostaje nieznany. Można domniemywać, że w przypadku dalszego obciążania, obserwowany podczas ostatniej kontroli efekt może się jedynie pogłębiać, prowadząc do deformacji kończyny i powstania stawu rzekomego. Podziękowanie Rys. 5 Wykres naprężeń maksymalnych w implantach i otworach nawierconych pod ich mocowanie Źródło: Opracowanie własne. Obliczenia wykonano z wykorzystaniem zasobów Wrocławskiego Centrum Sieciowo-Superkomputerowego ( wcss.pl), grant obliczeniowy Nr 397. Naprężenia Analiza naprężeń zredukowanych dla wszystkich typów stabilizacji wykazała, że wariant pierwszy charakteryzował się największymi wartościami naprężeń odnotowanymi w płytce kostnej. Pośród tych typów stabilizacji, w których wykorzystywany był gwóźdź kostny, najwyższe naprężenia zostały odnotowane dla wariantu IV. Należy jednak zaznaczyć, że różnice pomiędzy wartościami naprężeń, jakie odnotowano w implancie płytkowym, w gwoździu śródszpikowym, we wkrętach kostnych oraz otworach przygotowanych pod wkręty kostne były znikomo różne pomiędzy wariantami stabilizacji (Rys. 5). Literatura 1. BodyParts3D/Anatomography: Select parts and Make Embeddable..., dostęp: J. Cegoñino, J.M. Aznar García, M. Doblaré, D. Palanca, B. Seral, F. Seral: A comparative analysis of different treatments for distal femur fractures using the finite element method, Comput Methods Biomech Biomed Engin., 7(5), 2004, W. Torbicz: Biomateriały, Tom 4, Wydawnictwo EXIT. 228 vol. 7 3/2018 Inżynier i Fizyk Medyczny

99

100 MONACO Accuracy without compromise Monaco delivers the exquisite quality you expect at the speed you need. The complete solution you know for planning accuracy now provides faster, more efficient planning from simple 3D to the most complex high definition stereotactic plans. Plus, Monaco is the only treatment planning solution with the gold standard Monte Carlo algorithm and multicriteria optimization, so you can be confident that the dose planned is the dose delivered. VISIT ELEKTA.COM/MONACO