Autoryzowany przedstawiciel firmy Accuray w Polsce. CyberKnife System radochirurgii robotycznej.

Program 11. Śląskiego Seminarium Fizyki Medycznej Akcelerator Edge doświadczenia z kolimatorami stożkowymi Obliczanie liczby jednostek monitorowych W poszukiwaniu najlepszego planu leczenia Część 2 SafeLaser bezpieczne użytkowanie duże możliwości Deformacyjna rejestracja obrazu w systemie planowania leczenia RayStation Część 1 Zastosowanie pól elektromagnetycznych w leczeniu wybranych chorób układu ruchu Porównanie systemów tomograficznych Część 2 Specjalizacja i certyfikacja w dziedzinie inżynierii medycznej w Polsce i na świecie Część 6 Rozpoznanie i ocena zagrożeń elektromagnetycznych Część 1 Stabilizacja złamania kości piszczelowej Część 1 ALTHEA Polska - niezależny serwis urządzeń medycznych: tomografów komputerowych, rezonansów magnetycznych, angiografów, aparatów rentgenowskich, aparatów USG, urządzeń BIOMED s. 335

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, 02-952 Warszawa, tel. +48 (22) 858-28-19/20 fax +48 (22) 858-28-12, e-mail: tms@tms.com.pl, website: www.tms.com.pl 2017 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-0716-0106(1)

spis treści / table of contents W numerze 6/2017... 361 378 337 Program 11. Śląskiego Seminarium Fizyki Medycznej 361 Akcelerator Edge pierwsze doświadczenia z kolimatorami stożkowymi 365 Ocena trzech uproszczonych metod obliczania liczby jednostek monitorowych 371 W poszukiwaniu najlepszego planu leczenia. Matematyczne podstawy optymalizacji wielokryterialnej i jej zastosowanie w radioterapii (Pareto-optymalność). Część 2. Model optymalizacji wielokryterialnej w planowaniu leczenia techniką IMRT 377 SafeLaser bezpieczne użytkowanie duże możliwości 378 We don t treat statues! Część 1. Deformacyjna rejestracja obrazu w systemie planowania leczenia RayStation 381 Zastosowanie pól elektromagnetycznych w leczeniu wybranych chorób układu ruchu 387 Porównanie systemów tomograficznych na podstawie danych podanych przez przedstawicieli firm do zapytania ofertowego. Część 2. Parametry jakości obrazowania 396 Specjalizacja i certyfikacja w dziedzinie inżynierii medycznej w Polsce i na świecie. Część 6. Propozycja systemu międzynarodowej certyfikacji/ rejestracji w dziedzinie inżynierii klinicznej 399 Rozpoznanie i ocena zagrożeń elektromagnetycznych w placówkach diagnostyki obrazowej rezonansu magnetycznego. Część 1 407 Analiza wpływu stabilizacji złamania kości piszczelowej za pomocą gwoździa śródszpikowego na zrost kostny. Część 1 Znajdź nas: Inżynier i Fizyk Medyczny www.inzynier-medyczny.pl artykuł naukowy artykuł firmowy stopka redakcyjna 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 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. 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 / Managing Editor mgr inż. Katarzyna Wilczyńska katarzynaw@zahir.pl ADRES REDAKCJI INDYGO Media ul. Tęczowa 7, 53-601 Wrocław tel./fax + 48 71 796 41 59 mob. + 48 604 586 979 e-mail: j.lewandowski@zahir.pl PRENUMERATA / SUBSCRIPTION Cena egzemplarza 15,50 zł Prenumerata roczna 90 zł www.inzynier-medyczny.pl prenumerata@zahir.pl WYDAWNICTWO / PUBLISHING HOUSE INDYGO Media Dyrektor Wydawnictwa Jacek Lewandowski Dyrektor Zarządzający Katarzyna Wilczyńska Sekretarz Redakcji/ Dział prenumeraty Monika Poprawa 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 sa recenzowane. Instrukcje dla autorów dostępne na www.inzynier-medyczny.pl Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 333

redakcja \ editorial board Redaktor gościnny Paweł Kukołowicz Dr hab. n. med. Paweł Kukołowicz, profesor nadzwyczajny w COI Międzynarodowy Dzień Fizyki Medycznej tym roku Międzynarodowy Dzień Fizyki W Medycznej, który wszedł do naszego kalendarza kilka lat temu, jest obchodzony bardziej uroczyście niż zwykle. W tym roku mija bowiem 150 lat od dnia narodzin Marii Skłodowskiej-Curie. Znamy osiągnięcia naukowe Marii Skłodowskiej-Curie. Wystarczy zauważyć, że tylko troje naukowców otrzymało dwukrotnie nagrodę nobla. Byli nimi właśnie Maria Skłodowską-Curie (nagroda z fizyki w 1903 r. i z chemii w 1911 r.), Amerykanina John Bardeen (nagroda z fizyki w roku 1956 i 1972) i Brytyjczyk Frederick Sanger (nagroda z chemii w roku 1958 i 1972). Maria Skłodowska-Curie była nie tylko wybitnym naukowcem, ale również niezwykłym człowiekiem, nieustannie podejmującym wysiłki, aby osiągnięcia nauki służyły wszystkim ludziom. Znane jest jej osobiste zaangażowanie w wykonywanie zdjęć rentgenowskich w czasie I wojny światowej. Polska zawdzięcza Jej powstanie pierwszego pełnoprofilowego (na ówczesne czasy) szpitala onkologicznego, Instytutu Radowego. To co niezwykłe w tym przedsięwzięciu to to, że w leczeniu nowotworów doskonale rozumiała potrzebę bardzo bliskiej współpracy pomiędzy medycyną a nauką, w tym fizyką. Do dzisiaj w Centrum Onkologii- -Instytucie działa Zakład Fizyki Medycznej, który w roku 1934 powstał jako Pracownia. Osobiście konsultowała szczegółowo plany jej budowy i projekty wyposażenia. W liście do prof. Stefana Pieńkowskiego, wybitnego fizyka pracującego na Uniwersytecie Warszawskim pisała tak: stworzymy w lokalach budynku przeznaczonego na pracownię ośrodek fizyczno- chemiczny, czysto naukowy, poświęcony pracom, które będą miały na celu rozwiązywanie zagadnień najbardziej interesujących z punktu widzenia biologii chodzi o plan robót wyjaśniających warunki zużytkowania energii promieni w materiałach podobnego składu, jak tkanki biologiczne, a ewentualnie w samych tkankach. Byłyby one w związku z podstawami metrologii, która tak wiele pozostawia do życzenia. Nadal metrologia, szerzej pomiar dawki, jest najważniejszym zadaniem jakie wykonują fizycy medyczni w dziedzinach, w których stosowane jest promieniowanie jonizujące. To nasza odpowiedzialność za bezpieczeństwo stosowania promieniowania jonizującego. Pamiętajmy o tej naszej wielkiej odpowiedzialności i bądźmy dumni, że możemy się czuć w jakiś sposób związani z osobą Marii Skłodowskiej-Curie. Paweł Kukołowicz Kierownik Zakładu Fizyki Medycznej Centrum Onkologii im. Marii Skłodowskiej-Curie w Warszawie Prezes Polskiego Towarzystwa Fizyki Medycznej Instrukcja dla Autorów Dwumiesięcznik Inżynier i Fizyk Medyczny jest czasopismem recenzowanym, indeksowanym w MNiSW (4), Index Copernicus (48,64), 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. Czasopismo jest redagowane przez Redakcję w wersji papierowej oraz w wersji elektronicznej. Publikowane są prace z następujących dziedzin: diagnostyka obrazowa, interwencyjna (zabiegowa), elektrodiagnostyka, informatyka medyczna (telemedycyna; e-zdrowie), wyposażenie i techniczne środki terapeutyczne (radio-, elektro-, światło-, mechanoterapia itd.), implanty, sztuczne narządy, transport medyczny, bezpieczeństwo, aspekty prawne, finansowanie, organizacja i zarządzanie w jednostkach ochrony zdrowia, prawo i edukacja. Istnieje możliwość opublikowania artykułów z innych dziedzin, łączących tematykę zgodną z profilem pisma. Nadsyłane prace nie mogą być publikowane w innych czasopismach. Każda praca naukowa powinna zawierać tytuł, streszczenie (do 500 znaków ze spacjami) i słowa kluczowe w języku polskim i angielskim, a także dokładną afiliację wszystkich współautorów (adres, kontakt e-mail i telefoniczny). Układ prac powinien uwzględniać: streszczenie, wstęp, rozdziały, zakończenie. Literaturę, na którą powołuje się Autor, należy numerować w kolejności występowania w tekście (nie w porządku alfabetycznym) w nawiasach kwadratowych, a w spisie literatury w sposób podany poniżej. Artykuły w czasopismach naukowych (prosimy podawać pełne tytuły oraz oficjalne skróty nazw czasopism): 1. B. Szafjański, G. Pawlicki, T. Pałko, J. Kosicki: Impedance plethysmography in the evaluation of peripheral blood flow in children, Pediatr Pol, 56(10), 1981, 1131-1140. czyli: inicjał(y) imienia i nazwisko autora(rów), tytuł artykułu (italik), tytuł czasopisma (preferowany międzynarodowy skrót), nr tomu (nr wydania), rok wydania, numery stron. Książki 2. G. Pawlicki (ed.): Podstawy inżynierii medycznej, Wyd. OWPW, Warszawa 1997. czyli: inicjał(y) imienia i nazwisko autora(rów), tytuł książki (italik), wydawca, miejsce i rok wydania, ewentualnie numery stron. Rysunki i fotografie (na osobnych stronach, załączone jako oddzielne pliki, oznaczone symbolem rys. oraz fot.) należy numerować kolejno, z zaznaczeniem miejsca w tekście, w którym powinny się znaleźć. Grafikę (wykresy, fotografie) należy dostarczyć jako pliki: *.eps, *.tif lub *.jpg o rozdzielczości 300 dpi. Autorom nie przysługuje honorarium za nadesłane prace. W przypadku pozytywnej recenzji Autor otrzyma bezpłatny egzemplarz wydania kwartalnika, w którym zamieszczono jego pracę. Redakcja zastrzega sobie prawo do wprowadzenia zmian redakcyjnych w publikowanych artykułach. Wszelkie prawa w stosunku do tekstów drukowanych w czasopiśmie są zastrzeżone. Przesłanie pracy do publikacji jest tożsame z przekazaniem praw autorskich. Opublikowane prace stają się własnością redakcji. Przedruk w całości lub we fragmentach czy też tłumaczenie na inny język mogą być dokonane wyłącznie po uzyskaniu pisemnej zgody redakcji. Redakcja nie bierze odpowiedzialności za stwierdzenia, opinie oraz dane zawarte w nadesłanych pracach lub materiałach reklamowych. Redakcja zastrzega sobie prawo do poprawienia stylu i nazewnictwa. Prace można przesyłać wyłącznie w formie elektronicznej, w formacie *.doc, na adres e-mail: jacekl@zahir.pl. Instructions for Authors in English version can be obtained from the office of Editor: jacekl@zahir.pl Instrukcje dla autorów dostępne na www.inzynier-medyczny.pl 334 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

reklama / advertisement prezentacja / presentation Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 335

prezentacja \ presentation reklama \ advertisement Szpitale jutra już dziś Szpitale przyszłości będą używać coraz większej ilości danych, by zapewnić nam coraz lepszą opiekę medyczną. Dlatego wprowadzenie rozwiązań informatycznych pomoże zwiększać skuteczność leczenia i redukować jego koszty. W firmie Philips cieszymy się, że nasze innowacje stwarzają bardziej inteligentne systemy opieki zdrowotnej, co ułatwia pracę lekarzom i przyczynia się do poprawy zdrowia ich pacjentów. Dla Ciebie. 336 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

wydarzenia / events PROGRAM 11. Śląskiego Seminarium Fizyki Medycznej 17-19 Listopada 2017, KROCZYCE Polskie Towarzystwo Fizyki Medycznej Oddział Śląski Instytut Fizyki, Uniwersytet Śląski w Katowicach Organizatorzy: Armand Cholewka, Aleksandra Klimas www.ptfm.pl www.ptfm-slask.pl www.if.us.edu.pl Sponsorzy Patronat medialny Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 337

wydarzenia \ events Piątek, 17.11.2017 15.00 16.50 Przyjazd i zakwaterowanie 16.50 17.00 ROZPOCZĘCIE 11SSFM Armand Cholewka 17.00 18.40 SESJA MŁODYCH FIZYKÓW Chairman: Aleksandra Klimas Fizyka w RADIOTERAPII 1. Porównanie wybranych parametrów dwóch metod radioterapii, Gamma Knife oraz VMAT, na przykładzie oponiaka sklepistości przystrzałkowej w lewej okolicy czołowej, Nina Kosiak 2. Technika Split Field Arc Therapy w dynamicznej radioterapii nowotworów okolicy głowy i szyi, Michał Janik 3. Wybrane parametry wiązek fotonowych bezfiltrowych FFF i konwencjonalnych FF o energii 6 MV i 10 MV analiza kształtu półprofili, Błażej Baic 4. Sprawdzenie poprawności automatycznej analizy parametrów kontroli jakości systemów obrazowania używanych do weryfikacji teleradioterapii (IGRT) na przykładzie programu ARTISCAN, Paulina Porwoł 5. Odpowiedź detektorów: termoluminescencyjnego oraz półprzewodnikowego na zmieniające się warunki temperaturowe, Marcin Owcarz 6. Optymalizacja dawki promieniowania jonizującego otrzymywanej przez pacjentów w czasie wszystkich procesów przygotowawczych do radioterapii, Agnieszka Baic 7. Zastosowanie termografii w leczeniu raka podstawnokomórkowego skóry przy użyciu brachyterapii, Łukasz Kapek Zastosowania fizyki w innych dziedzinach medycyny 8. Zastosowanie termowizji w stomatologii połączenie badań strukturalnych z funkcjonalnymi mapami termicznymi, Teresa Kasprzyk 9. Czynniki utrudniające ocenę wpływu promieniowania jonizującego na profile termicznych zmian pojemności cieplnej surowicy krwi ludzkiej, Agnieszka Kiełboń 10. Ocena wpływu krioterapii na surowicę krwi sportowców metodą skaningowej kalorymetrii różnicowej, Klaudia Duch 11. Zastosowanie termografii i planimetrii w ocenie efektów tlenoterapii hiperbarycznej w leczeniu trudno gojących się ran podudzi, Beata Englisz 12. Radiologia interwencyjna jakie czynniki wpływają na wzrost sumarycznej dawki otrzymanej przez pacjenta, Sandra Modlińska 18.20 18.40 Kupuj ochronę, a nie papierek dedykowany program ochrony ryzyka zawodowego dla fizyka medycznego. Zakres ubezpieczenia na tle rynku i nowości w programie, Barbara Rożek, Rożek Brokers Group 19.30 Welcome party Sobota, 18.11.2017 08.30 10.00 Śniadanie 10.00 16.30 NOWOCZESNE TECHNIKI RADIOTERAPII Chairman: Krzysztof Ślosarek 10.00 10.25 Techniki radioterapii stosowane w Instytucie Onkologii w Gliwicach A.D.2017, Krzysztof Ślosarek 10.25 10.50 Techniki realizacji radioterapii po chirurgicznym leczeniu raka piersi lewej, Marzena Janiszewska 10.50 11.15 Najlepsza radioterapia, Damian Kabat 11.15 11.40 Jak to jest robione. Stereotaksja, Aneta Kawa-Iwanicka 11.40 12.00 PRZERWA KAWOWA 12.00 13.00 Could SABR substitute surgery?/sbrt/ SABR as systemic therapy in oncology, Santiago Velázquez, Virgen del Rocio Univesity Hospital of Seville 13.00 13.25 Radiochirurgia z wykorzystaniem różnych typów akceleratorów, Barbara Bekman 13.25 13.50 Rola obrazowania wiązką stożkową w stereotaktycznej radioterapii przerzutów do mózgowia i guzów płuca, Martyna Sroka 13.50 14.20 PRZERWA KAWOWA 14.20 14.55 Radioterapia adaptacyjna w tomoterapii i systemie planowania leczenia Raystation, Jakub Reguła 14.55 15.20 System kontroli jakości metod obrazowania akceleratorów liniowych, Maciej Raczkowski 15.20 15.45 Planowanie i realizacja leczenia TMI przy pomocy akceleratora klasycznego i tomoterapii, Jacek Wendykier 15.45 16.10 Aspekt (nie)jednorodności w planowaniu leczenia w Gamma Knife, Katarzyna Antończyk 16.10 16.30 Dyskusja, zakończenie 19.00 Party integracyjne Niedziela, 19.11.2017 09.00 11.00 Śniadanie 338 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

wydarzenia / events ŚLĄSKIE SEMINARIA FIZYKI MEDYCZNEJ CZY SĄ POTRZEBNE? KOGO MOGĄ, A KOGO POWINNY ZAINTERESOWAĆ? Aleksandra Klimas 1, Armand Cholewka 2 1 Zakład Fizyki Medycznej, Zagłębiowskie Centrum Onkologii, Szpital Specjalistyczny im. Sz. Starkiewicza, ul. Szpitalna 13, 41-300 Dąbrowa Górnicza, e-mail: alex.klimas@gmail.com 2 Instytut Fizyki, Uniwersytet Śląski w Katowicach, Śląskie Międzyuczelniane Centrum Edukacji i Badań Interdyscyplinarnych w Chorzowie, ul. 75 Pułku Piechoty 1, 41-500 Chorzów, e-mail: armand.cholewka@gmail.com Współcześnie w każdym ośrodku radioterapii zespół kliniczny realizujący proces leczenia jest zespołem interdyscyplinarnym. Począwszy od lekarza klinicysty kierującego na leczenie, poprzez lekarza radioterapeutę, specjalistę onkologii klinicznej kwalifikującego pacjenta do leczenia oraz fizyka medycznego wykonującego plan leczenia, na techniku elektroradiologii napromieniającym pacjenta skończywszy. Zadania każdej osoby w takim zespole są ze sobą ściśle powiązane. Radioterapeuta ustala schemat leczenia, określa wartość całkowitej dawki promieniowania, jaką mają otrzymać wskazane obszary tarczowe oraz maksymalne dawki dla narządów krytycznych. Natomiast główną rolę w procesie planowania leczenia odgrywa fizyk medyczny planista. Planowanie leczenia zaczyna się już podczas wykonywania badań obrazowych do planowania leczenia, np. skanów TK, gdzie kluczowe jest odpowiednie ułożenie i unieruchomienie pacjenta ustalane wspólnie przez lekarza i fizyka medycznego. Podczas właściwego procesu planowania fizyk medyczny wybiera jak najbardziej optymalną technikę napromieniania, geometrię i ilość pól napromieniania, rodzaj promieniowania i energię poszczególnych wiązek, wielkości pól napromieniania i odpowiednie modyfikatory wiązek, np. kliny mechaniczne czy dynamiczne oraz indywidualne osłony pacjenta. Dopiero wtedy można przystąpić do wyliczania dawki określonej przez lekarza. Obecnie najczęściej wykorzystuje się do tego celu skomplikowane systemy komputerowe zawierające algorytmy do obliczania dawki dla obszarów tarczowych i zdrowych tkanek lub (w przypadku technik dynamicznych) do procesu optymalizacji rozkładu dawki. Niezbędna jest tu dobra znajomość praw fizyki opisujących sposoby oddziaływania promieniowania jonizującego na organizm człowieka. Etap akceptacji planu przez radioterapeutę wymaga od fizyka medycznego znajomości wielu zagadnień medycznych z zakresu radioterapii i radiobiologii. Po uzyskaniu oczekiwanego przez lekarza rozkładu dawek plan musi zostać poddany akceptacji przez zespół lekarski. Weryfikacja dozymetryczna wykonanych planów dynamicznych, niezależne wyliczenie czasu napromieniania, sposób normalizacji dawki czy sprawdzenie geometrii wiązek i energii użytego w planie promieniowania to kolejne zadania dla fizyka medycznego sprawdzającego wykonany plan leczenia. Poprawność doboru wszystkich tych fizycznych elementów planu leczenia w radioterapii spoczywa na barkach fizyka medycznego. Tu nie ma miejsca na pomyłki czy niedociągnięcia precyzja i dokładność w połączeniu z szeroką wiedzą z zakresu fizyki promieniowania jonizującego są to cechy, które musi posiadać każdy fizyk medyczny w radioterapii. W wyjątkowo telegraficznym skrócie można powiedzieć, że powyższe omówienie określa ogólniki zadań fizyka medycznego w radioterapii. To właśnie radioterapii były poświęcone 11. Śląskie Seminaria Fizyki Medycznej, które odbyły się w dniach 17-19 listopada w Kroczycach. Tematem wiodącym 11SSFM były NOWOCZESNE TECHNIKI RADIOTERAPII, a wśród nich przedstawiono następujące tematy: 1. Techniki radioterapii stosowane w Instytucie Onkologii w Gliwicach A.D.2017. 2. Techniki realizacji radioterapii po chirurgicznym leczeniu raka piersi lewej. 3. Najlepsza radioterapia. 4. Jak to jest robione: stereotaksja. 5. Could SABR substitute surgery?/sbrt/sabr as systemic therapy in oncology. 6. Radiochirurgia z wykorzystaniem różnych typów akceleratorów. 7. Rola obrazowania wiązką stożkową w stereotaktycznej radioterapii przerzutów do mózgowia i guzów płuca. 8. Radioterapia adaptacyjna w tomoterapii i systemie planowania leczenia Raystation. 9. System kontroli jakości metod obrazowania akceleratorów liniowych. 10. Planowanie i realizacja leczenia TMI przy pomocy akceleratora klasycznego i tomoterapii. 11. Aspekt (nie)jednorodności w planowaniu leczenia w Gamma Knife. Spotkania oddziału Śląskiego PTFM rozpoczęto w roku 2012 z założeniem, że raz do roku sympatycy oraz praktycy fizyki medycznej będą organizowali wyjazdowe seminaria, na których przede wszystkim będzie miało miejsce przenikanie się środowisk fizyki medycznej z różnych placówek medycznych ze Śląska. Szybko jednak okazało się, iż swobodna forma spotkań i więzi, jakie zawierano podczas organizowanych seminariów, sprawdzają się. Stąd w pewnym momencie uczestnicy zaproponowali, aby podczas seminariów zacząć poruszać ważne z punktu widzenia fizyki medycznej tematy, zarówno dotyczące praktyki zawodowej, jak i nauki. Dość luźna wcześniejsza forma spotkań obecnie przekształciła się w sporą konferencję, na którą przyjeżdżają fizycy, fizycy medyczni i wiele osób związanych i sympatyzujących z pracą fizyka medycznego. Śląskie Seminaria Fizyki Medycznej (taka nazwa podczas jednego z pierwszych zjazdów została przyjęta większością głosów przez członków Oddziału Śląskiego PTFM) są organizowane cyklicznie: 2 razy do roku przez Oddział Śląski Polskiego Towarzystwa Fizyki Medycznej. Od kilku lat liczba uczestników zjazdów stale rośnie, z czego 3 ostatnie spotkania cieszyły się już tak dużą popularnością, iż w każdym z nich brało udział ponad 100 osób. Na spotkania przyjeżdżają uczestnicy z całej Polski, zarówno osoby związane z radioterapią, medycyną nuklearną, jak i rentgenodiagnostyką czy ochroną radiologiczną oraz lekarze radioterapeuci i onkolodzy. Tematy zjazdów ustalane są z odpowiednim wyprzedzeniem, tak aby tematyka wystąpień wychodziła naprzeciw ogólnym trendom fizyki medycznej oraz oczekiwaniom uczestników. Do tej pory poruszono tematy dotyczące obrazowania w medycynie, dozymetrii oraz metodologii testowania aparatury w kontekście kontroli jakości w rentgenodiagnostyce. Co bardzo istotne z punktu widzenia nie tylko fizyka medycznego, ale wielu zawodów współpracujących z fizykiem medycznym, poruszane są również bieżące sprawy związane z toczącymi się zmianami legislacyjnymi w obowiązujących i nowo Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 339

wydarzenia \ events powstających przepisach prawa. Toczy się wiele dyskusji na temat przyszłości zawodu fizyka medycznego w kraju. Oczywistym jest fakt, że fizyka medyczna to nie tylko radioterapia, nawet nie tylko promieniowanie jonizujące, które wiedzie prym w fizyce medycznej na całym świecie. Fizyka medyczna to coraz bardziej złożone i wielopłaszczyznowe zastosowanie nowych technologii, nauk interdyscyplinarnych w terapii i szeroko rozumianej diagnostyce obrazowej. Wszystko to powoduje, że kolejne Śląskie Seminaria Fizyki Medycznej będą pokazywały nowe trendy i kierunki rozwoju zastosowania nauk ścisłych w medycynie, co z kolei będzie stanowiło interesującą platformę dyskusyjną, dydaktyczną i naukową dla przedstawicieli nie tylko medycyny czy fizyki medycznej, ale także chemii, inżynierii biomedycznej, elektroradiologii oraz dydaktyki. Osoby zainteresowane zachęcamy do bieżącego śledzenia aktualności i zapowiedzi kolejnych Śląskich Seminariów Fizyki Medycznej na stronie internetowej www.ptfm-slask.pl. Radiochirurgia z wykorzystaniem różnych typów akceleratorów Barbara Bekman 1, Aleksandra Grządziel 1, 2, Jacek Wendykier 1, Łukasz Dolla 1, Krzysztof Ślosarek 1 1 Zakład Planowania Radioterapii, Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej-Curie, Oddział w Gliwicach, Wybrzeże Armii Krajowej 15, 44-101 Gliwice 2 Zakład Fizyki Medycznej, Instytut Fizyki, Uniwersytet Śląski, 75 Pułku Piechoty 1A, 41-500 Chorzów Streszczenie Praca jest krótkim omówieniem idei i fizycznych aspektów śródczaszkowej (SRS) i pozaczaszkowej (SBRT) radiochirurgii stereotaktycznej. Głównym wskazaniem do tego rodzaju terapii, poza czynnikami medycznymi, jest wielkość leczonej zmiany. Dobór odpowiedniego sposobu napromieniania daje możliwie najlepsze wyniki leczenia. Wśród metod realizacji zabiegów radiochirurgicznych zastosowanie znajdują: Gamma Knife, aparat do protonoterapii, CyberKnife (CK) oraz klasyczny akcelerator biomedyczny. Nie można określić jednoznacznie, który z wyżej wymienionych sprzętów jest najlepszy do tego celu, a jedynie wskazać parametry przemawiające za użyciem odpowiedniej metody. Ze względu na powszechne zastosowanie klasycznych przyspieszaczy warto podkreślić ich przydatność kliniczną w napromienianiu SRS i SBRT. Słowa kluczowe: radiochirurgia, stereotaksja, VMAT, nóż cybernetyczny. Abstract The aim of this paper is a brief discussion about the concept and physical aspects of intracranial (SRS) and extracranial (SBRT) stereotactic therapy. The size of the lesion and high dose to be treated are the main indications for this type of therapy, apart from medical factors. In order to obtain the best possible treatment results, it is necessary to choose the best method of irradiation. Gamma Knife, proton beam therapy device, Cyber Knife, linear accelerator are among the equipment that use radio-surgical procedures. It is not possible to determine which of the mentioned devices is the best for this purpose, but only to indicate some predictive factors for using the appropriate method. Because of the common use of linear accelerators, their clinical utility in SRS and SBRT irradiation needs to be highlighted. Key words: radiosurgery, stereotaxy, VMAT, CyberKnife Wstęp Zastosowanie zaawansowanych technologii w radioterapii umożliwia rozwój technik napromieniania chorych. Obecnie aparaty terapeutyczne oraz systemy planowania leczenia pozwalają na podanie coraz wyższej dawki frakcyjnej do objętości tarczowej, przy jednoczesnym zmniejszeniu lub zachowaniu deponowanej dawki w tkance zdrowej. Dzięki takim możliwościom chory może być poddany nieinwazyjnemu zabiegowi radiochirurgii stereotaktycznej [1, 2], czyli w małą objętość tarczową może otrzymać jednorazowo wysoką dawkę terapeutyczną. Często stanowi to jedyną alternatywę leczenia, ze względu na zagrożenia, które niesie ze sobą interwencja chirurgiczna. Najlepsze wyniki dotyczą zmian o średnicy nieprzekraczającej 3 cm [3]. Określenie radiochirurgia odnosi się do podania choremu wysokiej dawki terapeutycznej jednorazowo. Podanie tej samej dawki w kilku frakcjach nazywane jest radioterapią stereotaktyczną (SRT, Stereotactic Radiotherapy) i charakteryzuje się inną skutecznością biologiczną [4, 5]. Jednak sposób podania dawki i weryfikacji terapii jest taki sam. Wymaga on zaawansowanych metod w zakresie pozycjonowania i unieruchamiania pacjenta, dozymetrycznej weryfikacji oraz wykorzystania odpowiednich technik obrazowania przed i podczas napromieniania. Głównymi wskazaniami medycznymi do śródczaszkowej radiochirurgii są: nieoperacyjne przerzuty do mózgu, mikrogruczolaki przysadki, oponiaki, malformacje tętniczo-żylne, nerwiaki nerwu VIII, neuralgie nerwu trójdzielnego [6]. W obszarze pozaczaszkowym wyróżnić można zastosowanie w paliatywnej radioterapii chorych na raka trzustki z przerzutami do płuc i wątroby oraz zmiany przykręgosłupowe. Przygotowanie chorego do terapii Stabilizacja i obrazowanie Warunkiem koniecznym zapewniającym powodzenie radioterapii jest precyzyjne przygotowanie chorego. Wymagana jest duża dokładność odtworzenia pozycji pacjenta na stole terapeutycznym. W tym celu każdemu choremu przygotowuje się odpowiednią dla obszaru napromieniania stabilizację. W przypadku śródczaszkowej SRS jest to rama stereotaktyczna lub wzmacniana maska termoplastyczna, natomiast w terapii pozaczaszkowej specjalny materac próżniowy (Fot. 1). Kolejnym etapem przygotowania chorego do zabiegu jest przeprowadzenie dostępnych badań obrazowych uwidoczniających ognisko chorobowe. Następnie na obrazy wprowadzane są kontury objętości tarczowych i objętości struktur krytycznych. Warto zwrócić uwagę na zastosowanie techniki 4D w pozaczaszkowej radioterapii stereotaktycznej, w której uwzględnia się ruchy fizjologiczne pacjenta, np. ruchy oddechowe. Wykonanie tomografii komputerowej i napromienianie pacjenta odbywa się tylko w danej fazie oddechowej. 340 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

wydarzenia / events a) b) Fot. 1 Stabilizacja pacjenta: a) maska termoplastyczna stosowana w radiochirurgii śródczaszkowej (źródło: http://www.healthtech.pl/index.php/qfix/), b) materac próżniowy wykorzystywany podczas terapii SBRT Planowanie leczenia w systemach komputerowych W systemach planowania leczenia wykorzystuje się obrazy tomografii komputerowej wspomagane fuzją obrazów rezonansu magnetycznego czy pozytonowej tomografii emisyjnej. Sposób planowania leczenia oraz jego techniczne aspekty zależą od wyboru metody napromieniania i akceleratora wykorzystywanego podczas terapii. Wybór ten dostosowany jest optymalnie do indywidualnych potrzeb wynikających z procesu leczenia oraz możliwości sprzętowych danego ośrodka radioterapii. W przypadku klasycznych przyspieszaczy liniowych podczas napromieniania wykorzystuje się zarówno technikę pojedynczych wiązek promieniowania X, ułożonych względem siebie zazwyczaj niewspółpłaszczyznowo (Intensity Modulated RadioTherapy, IMRT), jak i dynamiczną technikę łukową (Volumetric Modulated Arc Therapy, VMAT). Wiązka promieniowania jonizującego modelowana jest za pomocą kolimatorów wielolistkowych (Multi Leaf Collimator HD, MLC HD). Ruchome listki przesuwają się i ściśle dopasowują do kształtu ogniska chorobowego. Najmniejszy rozmiar listka w izocentrum wynosi 2,5 mm. Ich precyzyjna pozycja nadaje kształt wiązce promieniowania (Fot. 2). Realizując SRS, można posłużyć się również kolimatorami stożkowymi do formowania wiązek promieniowania (Fot. 2). Tę możliwość daje zarówno klasyczny akcelerator liniowy, jak i aparat CyberKnife. Akcelerator ten, znajdując się na ramieniu robota, dysponuje 6 stopniami swobody i posiada możliwości napromieniania nieizocentrycznego (Fot. 3). Po wcześniejszym ustaleniu geometrii wiązek, tzn.: liczby i zakresu łuków, wielkości kąta obrotu kolimatora, kąta obrotu stołu, wprowadza się wytyczne dla wartości dawek w objętościach tarczowych i strukturach krytycznych jako podstawę do obliczeń optymalizatora. W rezultacie optymalizacji obliczana jest fluencja fotonów. Następnie komputerowe systemy planowania obliczają rozkłady dawek, wykorzystując do tego celu zaawansowane algorytmy. Można do nich zaliczyć: AcurosXB, Anisotropic Analytical Algorithm, Collapsed Cone Convolution, MonteCarlo. Przykładowe zoptymalizowane rozkłady dawek przedstawione są na Fot. 4, Fot. 5, Fot. 6 i Fot. 7. Ocena rozkładu dawki Podstawowym kryterium oceny rozkładu dawki jest współczynnik opisujący konformalność rozkładu dawki w obszarze tarczowym, czyli stopień dopasowania izodozy terapeutycznej do kształtu obszaru tarczowego, oraz współczynnik opisujący stopień napromienienia obszaru tarczowego dawką przypisaną. Wartości dawek tolerancji dla struktur krytycznych, jeśli nie ma innych wymagań indywidualnych dla pacjenta, nie mogą przekraczać wyszczególnionych w protokołach stosowanych w SRS. Fot. 2 Od lewej: głowica aparatu terapeutycznego, kolimator wielolistkowy MLC HD (https://www.varian.com/oncology/products/treatment-delivery/ clinac-ix-system), ramię akceleratora, kolimatory stożkowe Fot. 3 Od lewej: aparat terapeutyczny CyberKnife, głowica aparatu CK, aparat CK z zaznaczonymi stopniami swobody, kolimatory stożkowe CK Fot. 4 Od lewej: geometria układu wiązek klasycznego akceleratora, wymodelowany rozkład dawki w napromienianiu zmiany w odcinku piersiowym w przekrojach: poprzecznym, bocznym oraz czołowym Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 341

wydarzenia \ events Fot. 5 Od lewej: geometria układu wiązek aparatu CyberKnife, wymodelowany rozkład dawki w napromienianiu guza kąta mostowo-móżdżkowego w przekrojach: poprzecznym, bocznym oraz czołowym Fot. 6 Od lewej: geometria układu wiązek klasycznego akceleratora biomedycznego, wyposażonego w MLC HD, wymodelowany rozkład dawki w napromienianiu guza płuca w przekrojach: poprzecznym, bocznym oraz czołowym Fot. 7 Wymodelowany rozkład dawki w napromienianiu mikrogruczolaka przysadki klasyczny akcelerator biomedyczny wykorzystujący kolimatory stożkowe w przekrojach: poprzecznym, bocznym oraz czołowym Weryfikacja dozymetryczna planu leczenia Przed rozpoczęciem radiochirurgii, plan leczenia chorego jest sprawdzany pod względem dozymetrycznym. Stosując matryce detektorów półprzewodnikowych lub komór jonizacyjnych, przeprowadza się pomiar rozkładu dawki przeliczony w fantomie. Napromienianie chorego Przystępując do realizacji zabiegu radiochirurgicznego należy wykonać szereg testów dozymetrycznych, geometrycznych i mechanicznych zapewniających jakość oraz precyzję dostarczania obliczonego rozkładu dawki przez aparat terapeutyczny. Pierwszym etapem napromieniania SRS jest odtworzenie pozycji pacjenta na aparacie terapeutycznym, używając wcześniej przygotowanej stabilizacji i wykonanie niezbędnych badań obrazowych (np. komputerowa tomografia stożkowa CBCT). Pozwala to na ułożenie chorego w taki sposób, aby izocentrum rzeczywiste pokrywało się z izocentrum wirtualnym wyznaczonym w procesie planowania. W przypadku napromieniania chorego w wybranej fazie oddechowej w technice 4D, dodatkowo konieczne jest użycie systemu do bramkowania oddechowego. Podsumowanie Radiochirurgia stereotaktyczna, polegająca na jednorazowym podaniu wysokiej dawki promieniowania jonizującego w małą objętość ogniska chorobowego, stanowi wyzwanie dla współczesnej radioterapii. Trudność polega zarówno na precyzyjnym formowaniu pola napromieniania, jak i na właściwym ułożeniu chorego na aparacie terapeutycznym. Wybór urządzenia wykorzystywanego do radiochirurgii zależy przede wszystkim od spełnienia warunków, jakie stawiają indywidualne potrzeby wynikające z procesu leczenia pacjenta. Dostępność liniowych akceleratorów biomedycznych sprawia, że zabiegi radiochirurgiczne stają się coraz bardziej powszechne. Literatura 1. L.S. Chin, W.F. Regine (Eds.): Principles and Practice of Stereotactic Radiosurgery, Springer 2008. 2. L. Leksell: Stereotactic radiosurgery, Journal of Neurology, Neurosurgery, and Psychiatry, 46, 1983, 797-803. 3. A. Mucha-Małecka, B. Gliński, E. Jakubowicz: Radiochirurgia stereotaktyczna w praktyce klinicznej, Onkologia w Praktyce Klinicznej, 9(4), 20139, 123-127. 4. J.C.T. Chen, M.R. Girvigian: Stereotactic Radiosurgery: Instrumentation and Theoretical Aspects Part 1, The Permanente Journal, 9(4), 2005. 5. G.H. Barnett, M.E. Linskey, J.R. Adler i in.: Stereotactic radiosurgery - an organized neurosurgery-sanctioned definition, J. Neurosurg., 106, 2007, 1-5. 6. A.A.F. De Salles, A.A. Gorgulho, M. Selch, J. De Marco, N. Agazaryan: Radiosurgery from the brain to the spine: 20 years experience, Acta Neurochir Suppl, 101, 2008, 163-168. 342 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

wydarzenia / events Rola obrazowania wiązką stożkową w stereotaktycznej radioterapii przerzutów do mózgowia i guzów płuca The role of cone beam CT imaging in Stereotactic Radiotherapy for brain metastases and lung tumors Martyna Sroka Katowickie Centrum Onkologii, ul. Raciborska 27, 40-073 Katowice, tel.: +48 32 420 01 17, e-mail: sroka.martyna@outlook.com Streszczenie Przeprowadzanie radioterapii stereotaktycznej pod kontrolą obrazowania pozwala zminimalizować systematyczne i przypadkowe błędy pozycjonowania pacjenta. Stosowane w Katowickim Centrum Onkologii obrazowanie wiązką stożkową pozwala zredukować błędy pozycjonowania w stereotaktycznej radiochirurgii przerzutów do mózgowia do wartości poniżej 1 mm we wszystkich kierunkach (poprzecznie: 0,1±0,5 mm, podłużnie: -0,3±0,6 mm, pionowo: 0,1±0,6 mm). W stereotaktycznej radioterapii guzów płuca umożliwia utrzymanie marginesów bezpieczeństwa w zakresie: 3,1 mm poprzecznie, 3,2 mm podłużnie i 2,6 mm pionowo. Słowa kluczowe: radioterapia stereotaktyczna, SRT, wiązka stożkowa, radiochirurgia stereotaktyczna, SRS, IGRT, kv CBCT Radioterapią stereotaktyczną SRT (Stereotactic Radiotherapy) nazywamy napromienianie niewielkiego, chorobowo zmienionego obszaru wysokimi dawkami frakcyjnymi w celu uzyskania wysokiej biologicznej dawki równoważnej (BED) [1]. W celu zminimalizowania toksyczności takiego leczenia dla zdrowych tkanek stosuje się zazwyczaj wiele małych, często niekoplanarnych wiązek fotonowych, umożliwiających uzyskanie wysoce konformalnego rozkładu dawki z dużym gradientem dawki na granicy napromienianego obszaru [2]. Historycznie starszą metodą jest radiochirurgia stereotaktyczna SRS (Stereotactic RadioSurgery) polegająca na podaniu w pojedynczej frakcji wysokiej, ablacyjnej dawki promieniowania do położonych wewnątrzczaszkowo guzów [3]. Pozaczaszkowo zlokalizowane zmiany napromienia się stereotaktycznie w kilku frakcjach, jest to tzw. SBRT (Stereotactic Body Radiation Therapy) lub SABR (Stereotactic Ablative Body Radiotherpy). Ze względu na niewielkie rozmiary obszarów tarczowych, duży gradient dawki na ich granicy i stosowanie możliwie małych marginesów PTV w radioterapii stereotaktycznej, kluczowe znaczenie mają precyzyjne wyznaczenie obszarów GTV i CTV w oparciu o tomografię komputerową 3D lub 4D (gdy istotna jest ruchomość napromienianego obszaru) oraz badania pomocnicze, takie jak MRI czy PET. Równie ważne jest stosowane sprawdzonych unieruchomień. Ponadto 91 raport ICRU bezwzględnie zaleca przeprowadzanie stereotaktycznej radioterapii pod kontrolą obrazowania w celu zminimalizowania wpływu dziennej zmienności anatomicznej oraz pozycjonowania pacjenta względem referencyjnego badania do planowania leczenia [2]. W niniejszej pracy skupiono się na oszacowaniu błędów pozycjonowania pacjenta na podstawie obrazowania przy pomocy wiązki stożkowej kv w radiochirurgicznym napromienianiu przerzutów do mózgowia oraz w stereotaktycznej radioterapii guzów płuca. Realizacja SRT oraz obrazowanie przy użyciu kv CBCT Radioterapia stereotaktyczna w Katowickim Centrum Onkologii jest realizowana na liniowym przyspieszaczu Elekta Versa HD (Fot. 1) wyposażonym w wielolistkowy kolimator Agility (160 listków o szerokości 5 mm w izocentrum aparatu) przy użyciu wysokoenergetycznych wiązek promieniowania X bez filtra spłaszczającego o napięciu przyspieszającym 6 MV oraz 10 MV. Abstract Image guidance allows to minimize systematic and random set- -up errors during the stereotactic radiotherapy. Using kv CBCT at Center of Oncology in Katowice reduces set-up errors in stereotactic radiosurgery for brain metastases to less than 1 mm in all directions (lateral: 0,1±0,5 mm, longitudinal: 0,3±0,6 mm, vertical: 0,1±0,6 mm). It also allows to keep safety margins in stereotactic radiotherapy for lung tumors in range: lateral: 3,1 mm, longitudinal: 3,2mm, vertical: 2,6 mm. Key words: Stereotactic Radiotherapy SRT, cone beam CT, Stereotactic Radiosurgery, SRS, IGRT, kv CBCT Wstęp Fot. 1 Liniowy przyspieszacz Elekta Versa HD w KCO wyposażony 160-listkowy kolimator oraz wiązki bezfiltrowe (6 MV FFF oraz 10 MV FFF) wraz z systemami iview GT (umieszczony naprzeciwlegle do ramienia aparatu) oraz XVI (lampa RTG oraz panel detektora umieszczone prostopadle do ramienia aparatu) Zastosowanie wiązek bezfiltrowych, których moc dawki wynosi odpowiednio około 1400 MU/min oraz 2200 MU/min, pozwala skrócić czas napromieniania średnio o 3 minuty (około 35% czasu napromieniania) w porównaniu ze stosowaniem wiązek z filtrem spłaszczającym FF [4]. Zaleca się, by czas leczenia był możliwie krótki i nie przekraczał 15 minut [5], ze względu na rosnące znaczenie zmiany początkowej pozycji pacjenta w miarę wydłużającego czasu trwania terapii. Do weryfikacji ułożenia pacjenta służą: elektroniczne urządzenie portalowe EPID (Electronic Portal Imaging Device) iview GT pozwalające uzyskiwać planarne obrazy 2D z wiązki megawoltowej oraz urządzenie kv CBCT Elekta XVI (X-Ray Volume Imaging Device). Zastosowanie XVI pozwala na zebranie obrazów z pełnego 360-stopniowego (około 650 planarnych obrazów) bądź niepełnego obrotu układu lampa-detektor i zrekonstruowania trójwymiarowego obrazu. Użycie nieskolimowanej wiązki umożliwia uzyskanie obrazu o wymiarach 425 mm x 425 mm na płaskim panelu detektora [6]. Możliwe jest stosowanie Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 343

wydarzenia \ events mniejszych pól widzenia FOV (small, medium, large). W porównaniu z tomografią diagnostyczną jakość obrazów uzyskanych przy pomocy wiązki stożkowej jest gorsza, co wynika z większego udziału promieniowania rozproszonego od szerokiej wiązki stożkowej oraz z gorszego stosunku sygnału do szumu [7, 8]. Rutynowo przed każdą frakcją stereotaktycznej radioterapii wykonywane jest XVI, które umożliwia precyzyjne dopasowanie terapeutycznej pozycji pacjenta do obrazów referencyjnych z tomografii komputerowej do planowania leczenia. Obrazowanie CBCT w SRS przerzutów do mózgowia Z leczonych w latach 2014-2017 72 pacjentów (36-85 lat) wstępnie wyselekcjonowano i przeanalizowano dane 39 pacjentów (41-79 lat), u których napromieniono w pojedynczej frakcji 1-3 przerzutów do mózgowia dawką w zakresie 10 Gy-24 Gy. U tych pacjentów łącznie napromieniono 47 zmian i każdą potraktowano jako indywidualną terapię z odrębnym obrazowaniem, nawet jeśli więcej niż jedną zmianę napromieniano tego samego dnia. Jako kryterium doboru pacjentów przyjęto wykonanie 3 obrazowań kv CBCT: 1CBCT po ułożeniu pacjenta w pozycji terapeutycznej, 2CBCT sprawdzające po korekcji ułożenia pacjenta w oparciu o 1CBCT oraz 3CBCT po zakończonym napromienianiu w celu ustalenia ewentualnego wewnątrzfrakcyjnego przesunięcia. Należy podkreślić, że przy użyciu XVI nie jest możliwe skorygowanie pozycji stołu, a tym samym pacjenta o wartość mniejszą niż 1 mm. Wszyscy pacjenci byli unieruchomieni za pomocą zestawu HeadSTEP iframe i podwójnej maski termoplastycznej z mikroperforacją (icast Precut Double Head Micro Perforation (5 pcs)) firmy Elekta. Plany składające się z co najmniej 8 wiązek stacjonarnych 6 MV FFF dopasowanych ściśle do PTV przygotowano w systemie Elekta Oncentra External Beam. Izocentrum planu zlokalizowane było w geometrycznym środku GTV. GTV = CTV, margines CTV-PTV wynosił 2 mm. Tabela 1 Średnie przesunięcia translacyjne oraz rotacje wraz z odchyleniami standardowymi w trzech kierunkach dla obrazowania pacjentów po ułożeniu w pozycji terapeutycznej (1CBCT), po korekcji, a przed napromienianiem (2CBCT) oraz tuż po napromienianiu (3CBCT). 1CBCT 2CBCT PO KOREKCJI PRZED RT 3CBCT PO RT Kierunek przesunięcia TRANSLACJA ŚREDNIA [mm] SD [mm] ŚREDNIA [ ] ROTACJA SD [ ] X LATERAL 0,4 1,8 0,6 1,4 Y LONGITUDINAL 0,3 1,6 0,3 1,0 Z VERTICAL -0,1 1,8-0,1 1,0 X LATERAL 0,2 0,8 0,6 1,1 Y LONGITUDINAL -0,1 0,5 0,2 0,8 Z VERTICAL 0,2 0,9-0,1 0,9 X LATERAL 0,1 0,5 0,7 1,2 Y LONGITUDINAL -0,3 0,6 0,2 0,8 Z VERTICAL 0,1 0,6-0,1 0,9 Tabela 2 Suma kwadratów odchyleń standardowych (SD) wszystkich systematycznych oraz przypadkowych σ błędów pozycjonowania w trzech kierunkach i wyznaczony na ich podstawie zgodnie z formułą van Herka margines. 1CBCT 3CBCT PO RT Całkowite SD Margines van Herka [mm] σ [mm] 2,5 +0,7σ [mm] X LATERAL 2,4 2,5 7,5 Y LONGITUDINAL 3,8 3,7 12,1 Z VERTICAL 4,1 3,6 12,9 X LATERAL 0,9 1,0 3,1 Y LONGITUDINAL 0,9 1,3 3,2 Z VERTICAL 0,8 0,7 2,6 W tabeli 1 zestawiono średnie wartości przesunięć translacyjnych i rotacyjnych w trzech kierunkach wraz z odchyleniami standardowymi dla 47 napromienianych zmian. Tuż po wykonanej radioterapii średnie przesunięcia translacyjne wynosiły: poprzeczne: 0,1±0,5 mm, podłużne: 0,3±0,6 mm, pionowe: 0,1±0,6 mm i wszystkie mieszczą się poniżej 1 mm. Przesunięcia, które nastąpiły podczas napromieniania określono na podstawie różnic pomiędzy 2CBCT a 3CBCT. Średnie przesunięcia translacyjne i rotacyjne wynosiły odpowiednio: poprzeczne: 0,1±0,7 mm i 0,1 ±0,4, podłużne: 0,1±0,5 mm i 0,0 ±0,2, pionowe: 0,0±0,9 mm oraz 0,0 ±0,6. Wszystkie mieszczą się poniżej 1 mm i 1. Pierwsze obrazowanie wykonywane po ułożeniu pacjenta w pozycji terapeutycznej może być miarą błędu pozycjonowania, jaki zostałby popełniony, gdyby nie stosowano IGRT. W takim przypadku średnie przesunięcia translacyjne wynosiłyby: poprzeczne: 0,43±1,8 mm, podłużne: 0,28±1,6 mm, pionowe: -0,1±1,8 mm. To oznacza, że trzeba by liczyć się z przesunięciami przekraczającymi 2 mm w każdym kierunku, które nie spełniają założonej tolerancji. Realizacja SBRT guzów płuca Do wstępnej analizy wybrano 17 pacjentów (60-82 lata) leczonych stereotaktycznie w latach 2016-2017 według kilku schematów frakcjonowania dawki (3x10 Gy Dc = 30 Gy, 3x12 Gy Dc = 36 Gy, 3x18 Gy Dc = 54 Gy, 5x10 Gy Dc = 50 Gy, 8x7 Gy Dc = 56 Gy, 8x7, 5 Gy Dc = 60 Gy). Wszystkim pacjentom wykonano na swobodnym oddechu tomografię 4D do planowania leczenia na aparacie Siemens SO- MATOM Definition AS w celu zobrazowania poszczególnych faz oddechowych. Planowanie odbywało się w oparciu o koncept ITV, co oznacza, że CTV wyznaczono na uśrednionej tomografii komputerowej jako sumę wszystkich CTV z poszczególnych faz (wykorzystywana jest również rekonstrukcja t-mip). Następnie do sumarycznego CTV dodano 5 mm margines PTV. Uwzględnienie ruchu oddechowego w marginesie ITV umożliwia przeprowadzenie napromieniania bez bramkowania oddechowego w czasie radioterapii [9-11]. Do analizy przypadkowych i systematycznych błędów pozycjonowania pacjenta użyto równania van Herka, zgodnie z którym: margines = 2,5 + 0,7σ, gdzie to całkowite odchylenie standardowe błędów systematycznych, a σ to całkowite odchylenie standardowe błędów przypadkowych dla wszystkich frakcji wszystkich analizowanych pacjentów. Margines obliczony zgodnie z tą formułą zapewnia minimalną dawkę w CTV na poziomie 95% u 90% pacjentów [12]. U wybranych 17 pacjentów wykonano obrazowanie CBCT przed frakcją i po zakończeniu napromieniania. W oparciu o nie obliczono, σ oraz marginesy z równania van Herka (Tabela 2). Z tabeli 2 wynika, że bez stosowania IGRT konieczne byłoby zastosowanie marginesów większych niż 1 cm, co nie jest akceptowalne w radioterapii stereotaktycznej, gdzie rozmiar napromienianego obszaru powinien być możliwie najmniejszy. Dzięki prowadzeniu radioterapii sterowanej obrazem możliwe jest ograniczenie marginesów do 3,1 mm poprzecznie, 3,2 mm podłużnie i 2,6 mm wertykalnie. Wyniki mieszczą się w założonej 5 mm tolerancji. Podsumowanie Zaprezentowane dane są wynikiem wstępnej analizy i dotyczą wyłącznie błędów związanych z pozycjonowaniem pacjenta. Na ich podstawie można wnioskować, że stosowane w Katowickim Centrum Onkologii marginesy PTV: 2 mm w SRS przerzutów do mózgowia oraz 5 mm w przypadku SBRT płuca zapewniają założone pokrycie obszaru CTV zadaną dawką. Analizy będą kontynuowane w celu zwiększenia statystyki pacjentów oraz 344 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

wydarzenia / events uwzględnienia niepewności związanej z kontrolą samego systemu obrazowania (test Ballbearing, test Winstona-Lutza), błędów wynikających z konturowania, ruchu i zmian kształtu obszaru tarczowego, transferu danych, systemu planowania leczenia etc. Wszystkie te czynniki mają wpływ na ostateczną wielkość marginesu PTV [13]. Literatura 1. AAPM: Stereotactic body radiation therapy: The report of AAPM Task Group 101, Medical Physics, 37(8), 2010. 2. ICRU: Prescribing, Recording, and Reporting of Stereotactic Treatments with Small Photon Beams, Journal of the International Commission on Radiation Units and Measurements, ICRU Report 91, 14(2), 2014. 3. E.B. Podgorsak: Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students, IAEA, Vienna, 2004. 4. M. Sroka: FFF vs FF w realizacji radiochirurgii stereotaktycznej, III Spotkanie Użytkowników aparatów do radioterapii firmy Elekta w Augustowie Stereotaksja w codziennej praktyce klinicznej, 2015. 5. M.S. Hoogeman, J.J. Nuyttens, P.C. Levendag, B.J. Heijmen: Time dependence of intrafraction patient motion assessed by repeat stereoscopic imaging, Int J Radiat Oncol Biol Phys., 70(2), 2008, 609-618. 6. J. Renström, P. Nilsson, T. Knöös: Master of Science Thesis Evaluation of the Elekta Synergy concept for patient positioning in image guided radiotherapy, Medical Radiation Physics Clinical Sciences, Lund Lund University, 2005. 7. D. Oborska-Kumaszyńska, D. Northover: Optymalizacja systemu XVI dla protokołów klinicznych, Inżynier i Fizyk Medyczny, 5, 2016, 203-215. 8. J. Topczewska-Bruns, J.T. Filipowski, R. Chrenowicz, B. Pancewicz-Janczuk, E. Rożkowska: Zastosowanie radioterapii sterowanej obrazem (IGRT) za pomocą kilowoltowej stożkowej tomografii komputerowej (kv CBCT) w codziennej praktyce klinicznej, Nowotwory - Journal of Oncology, 63, 2013, 305-310. 9. Y.G. van der Geld, F.J. Lagerwaard, J.R. van Sörnsen de Kost, Cuijpers, B.J. Slotman, S. Senan: Reproducibility of target volumes generated using uncoached 4-dimensional CT scans for peripheral lung cancer, Radiat Oncol., 1, 2006, 1:43. 10. J.W. Wolthaus, J.J. Sonke, M. van Herk, J.S. Belderbos, M.M. Rossi, J.V. Lebesque, E.M. Damen: Comparison of different strategies to use four-dimensional computed tomography in treatment planning for lung cancer patients, Int J Radiat Oncol Biol Phys., 70(4), 2008, 1229-1238. 11. M. Guckenberger, J. Meyer, J. Wilbert, A Richter, K. Baier, G. Mueller, M. Flentje: Intra-fractional uncertainties in cone-beam CT based image-guided radiotherapy (IGRT) of pulmonary tumors., Radiother Oncol., 83(1), 2007, 57-64. 12. M. van Herk, P. Remeijer, C. Rasch, J.V. Lebesque: The probability of correct target dosage: dose-population histograms for deriving treatment margins in radiotherapy, International Journal of Radiation Oncology* Biology* Physics, 47(4), 2000, 1121-1135. 13. The Royal Collage of Radiologist, Institute of Physics and Engineering in Medicine, Society and College of Radiographers: On target: ensuring geometric accuracy in radiotherapy, London: The Royal Collage of Radiologist, 2008. Planowanie i realizacja leczenia TMI przy pomocy akceleratora klasycznego i tomoterapii Jacek Wendykier 1, Michał Radwan 1, Wojciech Leszczyński 1, Dolla Łukasz 1, Krzysztof Ślosarek 1, Aleksandra Grządziel 1, 2, Barbara Bekman 1, Marek Trzciński 3 1 Zakład Planowania Radioterapii, Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej-Curie, Oddział w Gliwicach, Wybrzeże Armii Krajowej 15, 44-101 Gliwice, tel. +48 662 230 286, e-mail: jacek.wendykier@io.gliwice.pl 2 Zakład Fizyki Medycznej, Instytut Fizyki, Uniwersytet Śląski, 75 Pułku Piechoty 1A, 41-500 Chorzów 3 Zakład Radioterapii, Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej-Curie, Oddział w Gliwicach, Wybrzeże Armii Krajowej 15, 44-101 Gliwice Streszczenie Zastosowanie technik dynamicznych przy napromienianiu całego szpiku (TMI) pozwala na lepszą ochronę organów krytycznych. Praca prezentuje porównanie planowania i realizacji napromieniania całego szpiku przy pomocy akceleratora typu C-arm i tomoterapii. Praca streszcza protokół terapeutyczny stosowany w Centrum Onkologii Instytucie, Oddziale w Gliwicach. Opisany jest sposób przygotowania oraz unieruchomienia pacjenta, sposób frakcjonowania oraz normalizacja rozkładu dawki. Dla obu aparatów terapeutycznych podane są szczegóły dotyczące planowania, kontroli jakości oraz samego napromieniania. Tomoterapia jest metodą z wyboru przy TMI ze względu na szybszy i mniej pracochłonny proces planowania, mniej czasochłonną kontrolę jakości oraz krótszy czas samego seansu terapeutycznego. Słowa kluczowe: napromienianie całego szpiku, tomoterapia, VMAT Abstract Application of the modern dynamic techniques to total marrow irradiation allows to better spare of organs at risk. This paper presents comparison of planning and realization of TMI using C-arm linac and tomotherapy. The paper summarizes treatment protocol from MSC Memorial Cancer Center and Institute of Oncology in Gliwice. Patient preparation and immobilization, the target and organs at risk contouring, fractionation and dose distribution normalization are described. For both the treatment units some details of planning, quality assurance and realization are given. The tomotherapy is the method of choice used in case of TMI, because of the faster and slightly less hardworking planning process, less time consuming quality assurance and much more shorter time of RT session. Key words: Total marrow irradiation, tomotherapy, VMAT Wstęp Napromienianie całego szpiku (total marrow irradiation, TMI) jest techniką pozwalającą na podanie terapeutycznej dawki na szpik przy minimalizacji toksyczności leczenia [1,2] dzięki użyciu optymalizatorów rozkładu dawki i modulacji wiązki. Realizować tego typu techniki można zarówno przy wykorzystaniu tomoterapii (TT) [3], jak również klasycznego akceleratora typu C-arm i łukowej techniki modulacji dawki VMAT (Volumetric Modulated Arc Therapy) [4,5]. Celem tej pracy jest porównanie całego procesu planowania i realizacji leczenia przy użyciu dwóch wyżej wymienionych aparatów do radioterapii. Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 345

wydarzenia \ events Przygotowanie pacjenta. Protokół stosowany w Centrum Onkologii Instytucie, Oddziale w Gliwicach (COI Gliwice) oparty jest głównie na [4] i służy do leczenia szpiczaka mnogiego po tandemowym przeszczepie szpiku od dawcy. Standardowo każdy pacjent jest unieruchamiany za pomocą czterech unieruchomień termoplastycznych na zestawie dedykowanych podpórek (Fot. 1). dawki 24 Gy w dawkach frakcyjnych po 4 Gy tylko na te aktywne zmiany. W zależności od lokalizacji aktywnego ogniska stosuje się technikę dynamiczną (VMAT, IMRT) lub statyczną (3D-CRT). Normalizacja rozkładu dawki zapewnia, iż 85% objętości targetu pokrywa 99% zadanej dawki. Aparaty Dla każdego pacjenta przygotowuje się plany na dwa rodzaje akceleratorów. Domyślną techniką jest tomoterapia (Accuray, Sunnyvale, CA, USA), równocześnie z planem na tomoterapię jest przygotowywany plan na akcelerator klasyczny: Clinac 2300 (VarianMedical Systems, PaloAlto, CA, USA) z kolimatorem Millenium 120. Kolimator ten pozwala na uzyskanie maksymalnego pola promieniowania 31x40 cm 2 w izocentrum. Tomoterapia Fot. 1 Zestaw dedykowanych podpórek wraz z czterema maskami termoplastycznymi służącymi do unieruchomienia pacjenta Tomografia komputerowa Wykonywane jest badanie tomografii komputerowej (CT), na podstawie którego powstaje plan leczenia. Pacjent jest unieruchamiany w pozycji terapeutycznej i skanowany w orientacji głową do aparatu na swobodnym oddechu. Zakres skanów obejmuje całe ciało. Skany są rekonstruowane co 0,5 cm. Objętość PTV oraz narządy krytyczne Jako PTV wrysowywane są kości z wyłączeniem kości dłoni, żuchwy i twarzoczaszki. Do kości długich dodawany jest pięciomilimetrowy margines, ze względu na ich możliwe ruchy. Organy krytyczne to: mózgowie, soczewki oczu, jama ustna, płuca, serce, wątroba, nerki, jelita oraz pęcherz moczowy. Kości klatki piersiowej łączy się w pojedynczą strukturę (Fot. 2) w celu kompensacji zmian położenia pojedynczych żeber podczas seansu terapeutycznego. Pacjent podczas napromieniania oddycha swobodnie. Blisko położone kości mogą zostać łączone, aby uprościć problem optymalizacji, ale tylko wtedy, gdy nie wpływa to negatywnie na dawki uzyskane w organach krytycznych. Frakcjonowanie i normalizacja Standardowo podawana jest dawka całkowita 12 Gy w dawkach frakcyjnych po 4 Gy. W przypadku stwierdzenia istnienia aktywnych zmian w badaniu PET stosuje się dodatkowy boost do Wykonuje się dwa plany dla każdego pacjenta. Pierwszy obejmuje objętość PTV od czubka głowy do mniej więcej połowy ud, w zależności od wysokości pacjenta i jest on realizowany w ułożeniu pacjenta głową w stronę aparatu. Drugi plan służy do napromieniowania kończyn dolnych pacjenta i jest realizowany przy ułożeniu pacjenta nogami w stronę aparatu. Takie postępowanie jest konieczne ze względu na ograniczenia techniczne przesuwu stołu do 130 cm. Plany te różną się też zastosowaną techniką. W planie do napromieniania kończyn dolnych wykorzystuje się dwie boczne wiązki naprzeciwległe. Jest to tak zwana technika TomoDirect. Plan dla głowy i tułowia jest realizowany jako napromienianie z wykorzystaniem techniki helikalnej. Standardowa siatka do obliczeń rozkładu dawki ma rozdzielczość 0,254 x 0,254 cm. Do weryfikacji ułożenia pacjenta korzysta się z dwu sekwencji MVCT: jednej dla regionu głowy pacjenta, drugiej w okolicy miednicy. Osobno weryfikowana jest pozycja odwrócona przed napromienianiem kończyn dolnych pacjenta. Kontrola jakości planu jest trójelementowa. Za pomocą dwu komór jonizacyjnych określa się dawkę w okolicy lędźwiowej i kończyn dolnych pacjenta, a przy użyciu matrycy detektorów i fantomu Octavius (PTW, Freiburg, Niemcy) mierzy się rozkład dawki dla głowy pacjenta. Przyjęte kryteria akceptacji rozkładu dawki w obliczeniach współczynnika gamma to 3%/3 mm przy 90% progu liczby punktów spełniających kryterium. Technika VMAT Pacjent podobnie jak przy planach TT jest napromieniany w dwóch położeniach, a objętość PTV początkowo dzielona jest w okolicy ud. Dodatkowo, aby móc skuteczniej przeprowadzić Fot. 2 Przykład łączenia struktur uzyskanych dzięki automatycznemu konturowaniu kości (lewa strona) w większe struktury (prawa strona). Na prawym rysunku widoczny jest dodatkowy margines dodany do konturu kości długich kończyny górnej 346 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

wydarzenia / events Fot. 3 Lewa strona prezentuje geometrię ustawiania dwu górnych izocentrów oraz łączenie poszczególnych łuków, z charakterystycznym nakładaniem się pól. Prawy rysunek prezentuje cztery izocentra dla głowy oraz tułowia pacjenta (źródła promieniowania po prawej stronie rysunku) i dwie kolejne wiązki dla kości długich kończyn górnych (źródło promieniowania po lewej stronie rysunku) optymalizację, górna części targetu jest dzielona na kolejne podsekcje: głowę, klatkę piersiową, miednicę oraz osobno na każdą kończynę górną. Plany obliczane są za pomocą systemu planowania leczenia Eclipse, v. 13.6.23. Zwykle stosuje się 8-10 łuków w 4-6 izocentrach dla górnej części pacjenta i 5-6 łuków w 3 dolnych izocentrach dla kończyn dolnych pacjenta. Standardowy kąt kolimatora to 90 stopni ze względu na łączenia pól oraz możliwość efektywniejszej ochrony struktur krytycznych, jak to zaprezentowano na lewej stronie Fot. 3. Kości kończyn górnych napromieniane są wycinkami łuków (około 180 stopni, Fot. 3) o lekko skręconym kącie kolimatora (do 5 stopni). Optymalizacja jest jednoczasowa dla wszystkich wiązek w danym planie. Do obliczeń ostatecznego rozkładu dawki używany jest algorytm Anisotropic Analytical Algorithm i siatka obliczeniowa o rozdzielczości 2,5 mm. Weryfikację dozymetryczną dla każdego izocentrum przeprowadza się za pomocą matrycy detektorów MapCHECK (Sun Nuclear Corporation, Melbourne, FL, USA). Przyjęte parametry dla indeksu gamma to 3%/3mm przy co najmniej 90% punktów spełniających kryterium. Po ułożeniu pacjenta w pozycji terapeutycznej wykonuje się dwa ortogonalne zdjęcia kilowoltowe regionu głowy. Następnie przesuwa się pacjenta o określoną długość do regionu miednicy i tam sprawdza poprawność ułożenia drugą parą zdjęć kilowoltowych. Podsumowanie Oba systemy planowania leczenia wykorzystują do obliczeń klastry. W przypadku TT wykorzystywana jest macierz o dwu jednostkach, z których każda zawiera czterordzeniowy procesor sterujący, 6 GB pamięci operacyjnej i 500 GB przestrzeni dyskowej. Właściwe obliczenia są wykonywanie za pomocą zawierającej 448 rdzeni i 6 GB pamięci karty graficznej Tesla, dzięki czemu czas optymalizacji wynosi 3-5 godzin. Ponieważ w czasie optymalizacji obliczany jest rozkład dawki, jego wyznaczenie nie zajmuje dodatkowego czasu. W przypadku techniki VMAT obliczenia są przeprowadzane w klastrze obliczeniowym, składającym się z 15 serwerów obliczeniowych FAS, z których każdy jest wyposażony w dwa 12-rdzeniowe procesory Intel Xeon (2,5 GHz) oraz 64 GB pamięci RAM. Czas pojedynczej optymalizacji dla górnej części targetu wynosi około 2-3 godzin, a obliczenia rozkładu dawki w przestrzeni około 30 minut dla opisanych powyżej wartości siatki obliczeniowej. Ponieważ dla tomoterapii często wystarcza jedna optymalizacja, jak również nie jest konieczne przygotowanie dodatkowych podstruktur, ułatwiających optymalizację rozkładu dawki, oraz odpowiednio dobranych zestawów wiązek, proces planowania jest krótszy i mniej pracochłonny. Dla TT czas napromieniania jest rzędu 30-40 minut dla pierwszego planu i około 15 minut dla regionu kończyn dolnych pacjenta i wymaga tylko jednego wejścia personelu do środka, w celu zmiany orientacji pacjenta, co trwa mniej niż 10 minut. W przypadku użycia klasycznego akceleratora konieczne jest częste wchodzenie do pomieszczenia terapeutycznego w celu ustawienia kolejnych izocentrów, a następnie wykonania obrazowania. Zatem, o ile czas włączenia promieniowania jest krótki, bo rzędu 20-30 minut, to cały seans trwa około 1,5-3 godzin, wliczając w to zmianę ułożenia pacjenta. Biorąc pod uwagę krótszy i nieco mniej pracochłonny proces planowania, mniej czasochłonną kontrolę jakości oraz wyraźnie krótszy czas seansu, tomoterapia jest techniką z wyboru przy napromienianiu całego szpiku w Centrum Onkologii Instytucie, Oddział w Gliwicach. Plany na akcelerator klasyczny są koniecznością, aby w razie awarii aparatu do tomoterapii pacjent nie miał przerwanego procesu leczenia. Literatura 1. https://myslide.es/documents/ocena-wczesnej-tolerancji-selektywnego-napromieniania-szpiku-calego-ciala.html. 2. https://journals.viamedica.pl/nowotwory_journal_of_oncology/article/view/njo.2014.0052/34036. 3. R. Corvò, M. Zeverino, S. Vagge, S. Agostinelli, S. Barra, G. Taccini et al.: Helical tomotherapy targeting total bone marrow after total body irradiation for patients with relapsed acute leukemia undergoing an allogeneic stem cell transplant, Radiother Oncol, 98(3), 2011, 382-386. 4. A. Fogliata, L. Cozzi, A. Clivio, A. Ibatici, P. Mancosu, P. Navarria et al.: Preclinical assessment of volumetric modulated arc therapy for total marrow irradiation, Int J Radiat Oncol Biol Phys, 80(2), 2011, 628-636. 5. B. Aydogan, M. Yeginer, G.O. Kavak, J. Fan, J.A. Radosevich, K. Gwe-Ya: Total marrow irradiation with rapidarc volumetric arc therapy, Int J Radiat Oncol Biol Phys, 81(2), 2011, 592-599. Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 347

wydarzenia \ events Aspekt (nie)jednorodności w planowaniu leczenia w Gamma Knife The problem of (non) homogeneity in treatment planning in the Gamma Knife technique Katarzyna Antończyk-Szewczyk 1, 2, Beata Kozłowska 2, Anna Mitek 1 1 Exira Gamma Knife, ul. Ceglana 35, 40-514 Katowice, tel. +48 607 054 118, e-mail: antonczykkasia@gmail.com 2 Uniwersytet Śląski, Śląskie Międzyuczelniane Centrum Edukacji i Badań Interdyscyplinarnych Instytut Fizyki, Zakład Fizyki Jądrowej i Jej Zastosowań, ul. 75 Pułku Piechoty 1A, 41-500 Chorzów Streszczenie Indeks jednorodności (HI) jest narzędziem służącym do ilościowej oceny planu leczenia w radioterapii. Obiektywnie ocenia rozkład dawki w obszarze tarczowym. Gamma Knife jest powszechnie używaną techniką do leczenia zmian nowotworowych i nie tylko, w obrębie głowy. W przypadku techniki Gamma Knife przyjęło się planowanie dawki marginalnej na izodozę 50%, co odpowiada izodozie 100% w konwencjonalnej radioterapii. Efektem planowania leczenia na niższą izodozę niż w porównaniu z konwencjonalną radioterapią, jest tworzenie się tzw. gorących punktów w targecie. Celem niniejszej pracy było przeprowadzenie wstępnych badań trzech planów leczenia różniących się przypisaną izodozą referencyjną (Plan 1: 40%, Plan 2: 50% oraz Plan 3: 60%) oraz wyznaczenie w każdym z przypadków indeksów jednorodności zgodnych z zaleceniami. Istnieje wyraźna zależność między stosowaną izodozą referencyjną a wskaźnikami jednorodności. Na podstawie przedstawionych zależności stwierdzono, że wraz ze wzrostem izodozy referencyjnej wskaźniki jednorodności zmniejszały się. Otrzymane wskaźniki jednorodności rozkładu dawki są średnio dwukrotnie większe niż w przypadku wskaźników HI otrzymanych w konwencjonalnej radioterapii [1]. Badania jednak wymagają poszerzenia grupy badawczej, co pozwoli na precyzyjniejszą analizę jednorodności dawki w targecie w technice Gamma Knife. Słowa kluczowe: współczynnik jednorodności (HI), radiochirurgia, Gamma Knife, izodoza referencyjna, gorące punkty Abstract The homogeneity index (HI) is a tool for quantifying the treatment plan in radiotherapy. It objectively evaluates the dose distribution in the target. Gamma Knife is a technique commonly used for the treatment of brain tumor, but not only. In the case of Gamma Knife, it is customary to plan a marginal dose of 50% isodose, which corresponds to 100% isodose in a conventional radiotherapy. As a result of planning of treatment for the lower isodose compared to conventional radiotherapy,is hot spots in the target appear. The aim of this work was to conduct a preliminary study of three different treatment plans that were assigned reference isodose (Plan 1: 40%, Plan 2: 50% and Plan 3: 60%) and to designate homogeneous index in each case according to recommendations. There is a clear correlation between the reference isodose used and homogeneity index. Based on the presented relationship, it was found that as the reference isodose increased, the homogeneity indexes decreased. The resulting homogeneity of dose distribution is on average twice as high as that of HI values obtained with conventional radiotherapy [1]. This study, however, requires an increase of the research group to allow more accurate homogeneity of the dose in Gamma Knife. Key words: homogeneity Index (HI), radiosurgery, Gamma Knife, reference isodose, hot spots Wstęp Temat jednorodności dawki w planowaniu leczenia metodą Gamma Knife, czyli radiochirurgiczną metodą leczenia głównie zmian nowotworowych w okolicy głowy, jest ważnym tematem wielu prac badawczych oraz często wzbudza wiele kontrowersji w świecie radioterapii. Indeks jednorodności (HI) to obiektywne narzędzie do analizy rozkładu dawki w obszarze tarczowym. Problem niejednorodności rozkładu dawki występuje w niemal każdej z stosowanych technik radioterapii. Niejednorodność dawki jest często skutkiem tworzenia się tzw. gorących punktów ( hot spots ), czyli miejsc o podwyższonej dawce promieniowania w obszarze tarczowym w stosunku do dawki przypisanej. W przypadku konwencjonalnej radioterapii gorące punkty to punkty posiadające dawkę większą niż 107% dawki przypisanej na obszar tarczowy. Istnieje wiele sposobów niwelowania powstałych gorących punktów, np. klinowanie wiązki terapeutycznej, dobór odpowiednich kątów padającej wiązki oraz tworzenie dodatkowych struktur zawierających obszar gorących punktów i zadania na tę strukturę odpowiednich priorytetów. Mogą jednakże pojawić się ograniczenia techniczne uniemożliwiające wykorzystanie ww. sposobów. Badania wykazały, że kształt oraz lokalizacja napromienianej zmiany chorobowej nie ma dużego wpływu na tworzenie się gorących punktów, z kolei wykazano tendencję wzrostową HI w stosunku do przypisanej dawki [1]. W przypadku stosowania techniki Gamma Knife efekt tworzenia się gorących punktów także występuje, ale nabiera innego znaczenia. Technika Gamma Knife i niejednorodność dawki Gamma Knife Perfection to urządzenie posiadające w swojej budowie 192 źródła izotopu kobaltu Co-60. W trakcie leczenia padające wiązki elementarne krzyżują się w izocentrum x = 100 mm, y = 100 mm, z = 100 mm. By zbudować izodozę referencyjną, której została przypisana odpowiednia dawka, w obszarze tarczowym należy zastosować odpowiednią ilość paczek wiązek elementarnych, czyli tzw. strzałów. Każda paczka wiązek elementarnych składa się z 8-sektorowego układu, a każdy sektor posiada 24 izotopy źródła Co-60. Każdy z sektorów ma cztery rodzaje kolimatorów o średnicy: 4 mm, 8 mm, 16 mm oraz możliwość off, czyli całkowitego zamknięcia sektora, co umożliwia precyzyjne dopasowanie izodozy referencyjnej do obszaru targetu. W przypadku techniki Gamma Knife, w przeciwieństwie do konwencjonalnej radioterapii, należy dokonać wyboru odpowiedniej izodozy, której zostaje przypisana dawka frakcyjna, a w większości przypadków równoznaczne jest to z dawką całkowitą. Po zaplanowaniu leczenia, ukształtowana izodoza referencyjna o zadanej dawce otacza obszar tarczowy i jest często określana jako dawka marginalna. Dla przykładu, dawka 12 Gy 348 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

wydarzenia / events o znacznie większym wysyceniu świadczą o występowaniu tam komórek macierzystych guza nowotworowego, czyli komórek złośliwych. Cel badań Rys. 1 Poprzeczy przekrój guza z zaplanowaną izodozą 50% (linia żółta). Linia czerwona określa obszar targetu, natomiast linia zielona to izodoza 90% czyli tzw. hot spot Celem niniejszej pracy było przeprowadzenie wstępnych badań i porównanie indeksów jednorodności (HI) planów leczenia przy użyciu izodozy referencyjnej 40%, 50% oraz 60%, przypisując dawkę 12 Gy w każdym z przypadków. Umożliwi to wstępną ocenę ilościową przygotowanych planów leczenia dla tego samego targetu. W roku 1993 Radiation Therapy Oncology Grup (RTOG) opracowała wytyczne dotyczące rutynowej oceny planów radioterapii stereotaktycznej (SRT). Według tej grupy indeks jednorodności (HI) został określony jako HI = I max /RI, gdzie I max określa maksymalną wartość izodozy występującej w targecie, natomiast RI to wartość izodozy referencyjnej. Jeśli HI 2, to plan leczenia uznano za zgodny z protokołem leczenia, jeśli 2 HI 2,5 to uznano za niewielkie odchylenie od normy, natomiast jeśli HI 2,5 to uznano to za znaczące odchylenie od normy. Ponadto do oceny indeksu jednorodności HI wykorzystano następujące zależności: Rys. 2 Przykład dwóch planów leczenia różniących się przypisaną izodozą referencyjną. Plan 1: 20Gy w izodozie 40% oraz Plan 2: 20Gy w izodozie 90% 2 D 5 /D 95, D max /D min, D 5 -D 95 /D p x100 oraz D max /D p, gdzie: D 5,95 to odpowiednio dawka minimalna w 5%, 95% objętości targetu, D max i D min to odpowiednio dawka maksymalna i minimalna w objętości targetu, D p dawka przypisana izodozie referencyjnej. Tabela nr 1 przedstawia zestawienie wybranych zależności określających jednorodność dla przygotowanych planów leczenia przy użyciu techniki Gamma Knife. w izodozie 50% oznacza, że plan został tak stworzony, by otoczyć target linią izodozową 50%, czyli dawką 12 Gy. Rysunek 1 przedstawia przykładowy poprzeczny obraz MR głowy z zaplanowaną izodozą 50% wokół targetu, której została przypisana dawka 12 Gy (linia żółta). Plan został przygotowany przy użyciu systemu LGP (Leksell Gamma Plan v. 10.1). Rysunek 2 przedstawia definicję tworzenia się gorących punktów oraz jednorodności. Gdy dawce marginalnej zostanie przypisana izodoza 90%, wtedy występuje tylko 10% różnicy między dawką marginalną a dawką maksymalną znajdującą się we wnętrzu targetu. W przypadku konwencjonalnej radioterapii dużą uwagę zwraca się na stworzenie jak najbardziej jednorodnego planu leczenia, czyli każdy punkt w obrębie targetu otrzymuje w przybliżeniu podobną dawkę. Główną przyczyną takiego podejścia jest przede wszystkim dużo większa objętość targetu. Zatem występowanie gorących punktów mogłoby spowodować uszkodzenie tkanki. Uzyskanie wysokiej jednorodności jest możliwe dzięki zastosowaniu wysokiej izodozy referencyjnej, na której zostaje przypisana odpowiednia dawka. Innymi słowy, nie istnieje szeroki zakres dawek pomiędzy marginalną a maksymalną dawką. Natomiast gorące punkty występują wtedy, gdy różnica między dawką marginalną a maksymalną, występującą we wnętrzu targetu, jest znacząca, jak w przykładzie, gdzie 20 Gy zostało przypisane izodozie 40%, a różnica ta wynosi 60%. W przypadku radiochirurgii omówiona niejednorodność oraz występowanie gorących punktów są traktowane jako efekty pożądane, które mogą zwiększyć skuteczność leczenia. Jest to wytłumaczalne jedynie w przypadku małych objętości tarczowych do 2 cm średnicy. Celem radiochirurgii jest tak wykonać plan leczenia, by gorące punkty występowały w miejscach najbardziej wysyconych kontrastem w objętości targetu. Miejsca Tabela 1Wartości HI w zależności od użytej izodozy referencyjnej w technice Gamma Knife Lp. Zależność HI Plan 1: 12 Gy w izodozie 40% Plan 2: 12 Gy w izodozie 50% Plan 3: 12 Gy w izodozie 60% 1. I max /RI 6,25 4,03 2,83 2. D 5 /D 95 2,16 1,74 1,47 3. D max /D min 2,83 2,24 1,91 4. D 5 -D 95 /D p x100 120,00 76,67 48,33 5. D max /D p 2,5 2,02 1,70 Podsumowanie Porównując otrzymane wskaźniki jednorodności, można stwierdzić wyraźną zależność między wartością izodozy referencyjnej a wskaźnikami jednorodności. We wszystkich zależnościach widać wyraźną tendencję spadkową wraz ze wzrostem izodozy referencyjnej, co oznacza, że im wyższa izodoza referencyjna, tym lepsza jednorodność dawki w targecie. Otrzymane wskaźniki jednorodności dawki są średnio dwukrotnie większe niż w przypadku wskaźników HI otrzymanych w konwencjonalnej radioterapii [1]. Badania jednak wymagają poszerzenia grupy badawczej, co pozwoli na precyzyjniejszą analizę jednorodności dawki w targecie w technice Gamma Knife. Literatura 1. K. Tejinder, S. Kuldeep, S. Vikraman, K.P. Karrthick, S.S. Bisht: Homogeneity Index: An objective tool for assessment of conformal radiation treatments, J Med Phys., 37(4), 2012, 207-213. 2. A.C. Goller, J.A. Fiedler, G.J. Gagnon, I. Paddick: Radiosurgical Planning Gamma Trick and Cyber Pick, Wiley-Blackwell. Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 349

wydarzenia \ events Porównanie wybranych parametrów dwóch metod radioterapii, Gamma Knife oraz VMAT na przykładzie oponiaka sklepistości przystrzałkowej w lewej okolicy czołowej Comparison of chosen parameters of two radiotherapeutic methods, Gamma Knife and VMAT, on the example of parasagittal meningioma in the left frontal area Nina Kosiak 1, Beata Kozłowska 1, Anna Kokosza 1, 3, Aneta Kawa-Iwanicka 4, Kinga Polaczek-Grelik 2, 4 1 Uniwersytet Śląski, Śląskie Międzyuczelniane Centrum Edukacji i Badań Interdyscyplinarnych, Instytut Fizyki, Zakład Fizyki Jądrowej i Jej Zastosowań, ul. 75 Pułku Piechoty 1A, 41-500 Chorzów, tel. +48 32 359 19 56, e-mail: ninaannakosiak@gmail.com 2 Uniwersytet Śląski, Śląskie Międzyuczelniane Centrum Edukacji i Badań Interdyscyplinarnych, Instytut Fizyki, Zakład Fizyki Medycznej, ul. 75 Pułku Piechoty 1A, 41-500 Chorzów 3 Exira Gamma Knife, ul. Ceglana 35, 40-514 Katowice 4 NU MED Centrum Diagnostyki i Terapii Onkologicznej, ul. Ceglana 35, 40-514 Katowice Streszczenie Przeprowadzono ocenę konformalności planów leczenia oponiaka sklepistości przystrzałkowej w lewej okolicy czołowej metodą Gamma Knife i techniką VMAT. Ponadto zostały porównane wybrane parametry do oceny jakości planów stereotaktycznych. Należą do nich: gradient dawki promieniowania, selektywność, pokrycie dawką, indeks Paddicka oraz czas napromieniania zmiany nowotworowej. Gamma Knife jest urządzeniem do radioterapii i radiochirurgii stereotaktycznej, która może stanowić alternatywę terapii bezinwazyjnej dla leczenia operacyjnego guzów wewnątrzczaszkowych i innych zmian zlokalizowanych w mózgu. Porównanie jej parametrów z odpowiednimi w technice VMAT może dać odpowiedź wyboru najkorzystniejszej metody leczenia guzów okolicy przyczaszkowej. Słowa kluczowe: radioterapia, radiochirurgia, akcelerator medyczny, nóż Gamma, VMAT, stereotaksja Abstract Evaluation of treatment plans conformity of parasagittal meningioma in the left frontal area were made with two methods: Gamma Knife and VMAT. Moreover the following selected parameters were compared to evaluate the quality of stereotactic plans: radiation dose gradient, selectivity, dose coverage, Paddick index and time irradiation of cancer. Gamma Knife is a device for radiotherapy and stereotactic radiosurgery which can be an alternative method as a non-invasive therapy for the surgical treatment of intracranial tumors and other changes located in the brain. Comparison of the relevant parameters in Gamma Knife and VMAT techniques may help to choose which treatment method of tumors located in the craniofacial region is most beneficial for the patient. Key words: radiotherapy, radiosurgery, medical accelerator, Gamma Knife, VMAT, stereotaxy Wprowadzenie Rozwój radiochirurgii rozpoczął się pod koniec 1949 r. Pomysłodawcą tego rozwiązania był neurochirurg Lars Leksell ze Sztokholmu, który 20 lat później zaprojektował urządzenie Gamma Knife. Zbudowane jest ono z następujących elementów: izotopowych źródeł promieniowania gamma, kolimatorów, stołu terapeutycznego oraz konsoli sterującej. Do wyposażenia Gamma Knife zaliczana jest również rama stereotaktyczna, która pełni funkcję orientacyjną dla systemu planowania leczenia. Gamma Knife Perfection ma 192 źródła Co-60, które rozmieszczone są na sferze w 8 sektorach. Co-60 ulega spontanicznej przemianie β - do niklu pozostającego w stanie wzbudzonym, który przechodząc do stanu podstawowego, emituje kwanty gamma o średniej energii 1,25 MeV. Emitowane przez każde źródło promieniowanie gamma może być formowane w ołówkowe wiązki elementarne poprzez kolimatory o średnicy 4 mm, 8 mm i 16 mm oraz możliwość off, czyli całkowitego zamknięcia sektora, co pozwala kształtować wielkość wiązki elementarnej. Metoda VMAT (Volumetric Modulated Arc Therapy) realizowana przez konwencjonalne akceleratory medyczne, znajduje w ostatnim czasie coraz szersze zastosowanie kliniczne. VMAT wprowadzono do praktyki w pierwszej dekadzie XXI wieku. Jest to wielołukowa dynamiczna metoda radioterapii z użyciem wiązek fotonowych 6-20 MV, realizowana poprzez obrót głowicy akceleratora z równoczesną modulacją intensywności wiązki poprzez zmianę mocy dawki oraz kształtu pola napromieniania. Modyfikatorem rozkładu dawki jest wielolistkowy (80-160, w zależności od modelu) kolimator MLC (Multi Leaf Collimator). VMAT łączy w sobie technikę łukową oraz metodę IMRT (Intensity Modulated Radiation Therapy). IMRT jest to technika, która pozwala na trójwymiarowe dostosowanie dawki promieniowania, tak aby precyzyjnie napromienić nieregularną zmianę nowotworową, a jednocześnie oszczędzić zdrowe tkanki, które znajdują się w sąsiedztwie targetu. Celem pracy jest ocena konformalności planów leczenia przygotowanych w systemie planowania leczenia LGP (Leksell Gamma Plan) dedykowany do leczenia Gamma Knife i MONA- CO 9.3 konwencjonalny akcelerator medyczny oraz porównanie możliwości obu technik z wykorzystaniem standardowo do tego celu stosowanych wielkości i wskaźników. Parametry charakteryzujące jakość planów stereotaktycznych w obu technikach to: gradient dawki, selektywność, pokrycie dawką, indeks Paddicka oraz czas napromieniania zmiany nowotworowej. Różnice w planach leczenia Gamma Knife oraz VMAT W metodzie Gamma Knife w systemie planowania leczenia LGP izodoza terapeutyczna jest kształtowana przez każdą dodaną wiązkę elementarną potocznie zwaną strzałem (shots). Kolimator dla każdego ze 192 źródeł Co-60 formuje strzały (wiązki elementarne), a te z kolei kształtują izodozę referencyjną, która konformalnie pokrywa obrys guza (target). Minimalna średnica kolimatora we wszystkich przypadkach to 4 mm. W planach zastosowany został kąt ramy 90º, gdzie głowa pacjenta znajduje 350 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

wydarzenia / events się na przedłużeniu stołu, na którym on leży. W LGP siatka obliczeniowa jest w postaci matrycy. Zakres stosowanej wielkości matrycy wynosił od 0,9 mm do 1,3 mm. Czas napromieniania zmiany nowotworowej w przypadku Gamma Knife podany jest w minutach i zależy od zastosowanej liczby strzałów. Strzały w systemie planowania leczenia to nic innego jak punkty położenia izocentrów stosowanych wiązek elementarnych. Im większa zmiana nowotworowa, tym więcej punktów izocentrycznych ( strzałów ) dla danej zmiany nowotworowej, a więc i dłuższy czas napromieniania. W technice VMAT głowica akceleratora podczas napromieniania porusza się wokół izocentrum, zakreślając łuki o określonej długości kątowej. Ilość łuków zależy od wielkości zmiany nowotworowej oraz jej lokalizacji. Długości łuków, które zastosowano w planach leczenia znajdują się w przedziale od 110-220º. Zastosowane kąty ustawienia stołu znajdują się w przedziale 0-315º. Szerokość segmentu w tej metodzie dotyczy minimalnej odległości, na jaką mogą się zbliżyć do siebie pary naprzeciwległych listków kolimatora MLC, formując poszczególne segmenty. Czas napromieniania w technice VMAT podawany jest w jednostkach monitorowych (MU), które można przeliczyć na czas w minutach, uwzględniając średnią moc wiązki (dose rate) w trakcie realizacji planu leczenia. a) b) Charakterystyka wybranych parametrów oceny jakości planów leczenia Do porównania jakości planów stereotaktycznych w obu technikach wybrano następujące parametry: gradient dawki, selektywność, pokrycie dawką, indeks Paddicka oraz czas napromieniania zmiany nowotworowej. Wskaźnik gradientu dawki definiowany jest jako stosunek objętości izodozy stanowiącej połowę dawki referencyjnej (zalecanej izodozy-izodozy, na którą przypisujemy podawaną dawkę terapeutyczną) do objętości zalecanej izodozy. Wskaźnik ten powszechnie używany jest do ilościowej oceny szybkości spadku dawki poza napromienianą zmianą. W przypadku radioterapii akceleratorowej izodoza zalecana (referencyjna) stanowi 100% dawki terapeutycznej. Natomiast w terapii Gamma Knife przyjęło się traktować jako izodozę referencyjną 50% dawki terapeutycznej. Selektywność to wskaźnik określający, w jakim stopniu izodoza, dla której przypisana jest dawka terapeutyczna, dopasowana jest do kształtu napromienianej zmiany. Idealne wartości selektywności są równe 1. Pożądane są wartości najbardziej zbliżone do 1. Pokrycie jest definiowane jako stosunek objętości docelowej (targetu) pokrytej przez objętość zaleconej izodozy. Indeks Paddicka jest miarą, jak dokładnie objętość rozkładu dawki dostosuje się do wielkości i kształtu objętości leczonej. Sukces radiochirurgii związany jest z niezwykłą konformalnością napromieniania docelowego, którą ilościowo w dokładny sposób opisuje indeks Paddicka. Porównanie parametrów dla pacjenta ze zmianą nowotworową oponiak sklepistości przystrzałkowej w lewej okolicy czołowej Dla wybranego przypadku oponiaka przeprowadzono ocenę konformalności planów leczenia w metodach Gamma Knife i VMAT oraz porównanie parametrów stosowanych w procedurach stereotaksji do oceny jakości planów leczenia. Zaplanowana dawka dla obu metod to odpowiednio: Gamma Knife 12 Gy na izodozę 50% oraz VMAT 12 Gy na izodozę 100%. Rysunek 1 przedstawia wykonane plany leczenia tego samego pacjenta dla urządzenia Gamma Knife i akceleratorowej techniki VMAT. W zaprezentowanych planach leczenia objętość zmiany nowotworowej wynosi 2,76 cm 3. Objętość mózgu w metodzie Gamma Knife wyniosła 1334,78 cm 3, natomiast w systemie Rys. 1 Plany leczenia techniki Gamma Knife (a) i VMAT (b) planowania leczenia w technice VMAT 1325,28 cm 3. Wynika to z faktu, iż obliczenia w obu metodach wykonane były na różnych wielkościach elementarnych komórek siatki kalkulacyjnej w odrębnych systemach planowania leczenia. Na rysunku (b) został zamieszczony wykres DVH (Dose Volume Histogram), czyli histogram zależności dawka objętość. Odpowiednio linia niebieska na wykresie DVH odzwierciedla dawkę w objętości guza, różowa w mózgu, natomiast czerwona linia przedstawia w zewnętrznym obrysie pacjenta (external). W systemie LGP mózg jest obrysowany zieloną linią, natomiast target guz, niebieską. Na rysunku (1a) przedstawiona jest dodatkowo tabela z liczbą strzałów i ich lokalizacją, parametry, które są porównywane, a także czas napromieniania. Ilość zaplanowanych wiązek elementarnych oraz liczba łuków zależy od wielkości zmiany nowotworowej oraz lokalizacji guza. W przypadku tego pacjenta wykorzystano 27 strzałów w LGP, a czas napromieniania wyniósł 77,9 min, natomiast w technice VMAT zastosowano 4 łuki, a czas napromieniania to 5,23 min. Podsumowując uzyskane dla przypadku oponiaka wartości gradientu dawki, selektywności, pokrycia dawką, indeksu Paddicka oraz czasu napromieniania dla dwóch technik, Gamma Knife i VMAT, można stwierdzić następujące wnioski: gradient dawki w metodzie Gamma Knife jest niższy o 33,42% niż w technice VMAT. Idealne wartości gradientu dawki to te najniżej osiągalne. Selektywność wyższa o 20% w metodzie Gamma Knife niż w technice VMAT. Idealne wartości selektywności to najbardziej zbliżone do 1. Pokrycie dawką o 1% lepsze dla techniki VMAT. Indeks Paddicka jest proporcjonalny do selektywności, dlatego też jego wartość w metodzie Gamma Knife jest większa o 20%. Czas napromieniania okazał się krótszy o 93% w technice VMAT w porównaniu z metodą Gamma Knife. Podsumowanie Dawki minimalne w guzie z wykorzystaniem Gamma Knife są mniejsze niż w technice VMAT. Natomiast dawki maksymalne i średnie w guzie przy użyciu techniki Gamma Knife są większe niż w metodzie VMAT. Porównując dawki w mózgu, można Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 351

wydarzenia \ events stwierdzić iż w metodach Gamma Knife i VMAT minimalne dawki są bardzo niewielkie. Dawki maksymalne są w Gamma Knife o 1-2 Gy wyższe w stosunku do VMAT, tj. około 8-17% dawki terapeutycznej. Dawki średnie w obu przypadkach są bardzo zbliżone do siebie, różnią się setnymi częściami wartości. Podsumowując obie metody, można zauważyć konieczność analizy rożnych parametrów ilościowych jakości planów leczenia, by wybrać najkorzystniejszą z punktu widzenia pacjenta metodę leczenia. Wstępne wyniki badań planów wykonanych dla 10 pacjentów sugerują, że metoda Gamma Knife jest dla oponiaków wewnątrzczaszkowych korzystniejsza niż VMAT. Jak dotychczas, Gamma Knife jest najkorzystniejszym urządzeniem do napromieniania zmian nowotworowych o małych objętościach (średnica do 4 cm) znajdujących się w mózgu. Technika VMAT jest dobrą metodą napromieniania, jeżeli chodzi o większe zmiany nowotworowe znajdujące się w mózgu, pozwala łatwiej osiągnąć jednorodność dawki w obszarze napromieniania oraz stosowana jest do leczenia nowotworów w innych lokalizacjach. Literatura 1. J. Regis, M. Tamura, C. Guilltot, X. Muracciolle, M. Nagaje, D. Porchero: Radiosurgery of the head and neck with the world s first fully robotized 192 Cobalt-60 sources Leksell Gamma Knife Perfexion in clinical use, France. 2. M. Teoh, C.H. Clark, K. Wood, S. Whitaker, A. Nisbet: Volumetric modulated arc therapy: a review of current literature and clinical use in practice, An International Journal of Radiology, Radiation Oncology and all related sciences, 2011. 3. N. Kosiak: Ocena konformalności planów leczenia metodą Gamma Knife oraz porównanie z możliwościami konwencjonalnych akceleratorów medycznych, praca magisterska, 2017. Technika SFAT: Split Fields Arc Therapy w dynamicznej radioterapii nowotworów okolicy głowy i szyi Split Fields Arc Therapy (SFAT) in dynamic radiotherapy for head and neck cancer 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, 41-300 Dąbrowa Górnicza, e-mail: janik.michal.us@gmail.com 2 Zakład Radioterapii, Zagłębiowskie Centrum Onkologii, Szpital Specjalistyczny im. Sz. Starkiewicza, ul. Szpitalna 13, 41-300 Dąbrowa Górnicza Streszczenie Nowotwory głowy i szyi stanowią około 6% wszystkich nowotworów diagnozowanych w Polsce [1]. Dotyczą one m.in.: jamy ustnej, gardła i języka. Jedną z metod ich leczenia jest radioterapia. Wiele schematów leczenia wymaga elektywnego napromienienia układu chłonnego szyi do dawki 50 Gy [2]. Powoduje to potrzebę napromienienia targetu o dużej objętości, z jednoczesnym oszczędzeniem narządów krytycznych (rdzeń kręgowy, przyusznice, krtań itp.). Zaburzenia połykania, kserostomia, obrzęk krtani to niektóre z powikłań popromiennych, które mogą powstać po radioterapii [3]. Obniżają one poważnie komfort życia pacjenta. Praca ma na celu przedstawienie korzyści techniki SFAT (Split Fields Arc Therapy). Spośród wszystkich pacjentów leczonych w latach 2014-2017 wybrano przykładową grupę, u której napromieniano okolicę głowy i szyi. Rozpisano im odpowiednie schematy leczenia, których wspólną cechą była konieczność elektywnego napromienienia układu chłonnego szyi do dawki 50 Gy. Dla każdego pacjenta przygotowano dwa dynamiczne plany leczenia (Rapid Arc): jeden z dwoma pełnymi łukami z wykorzystaniem całego pola, natomiast drugi plan wykorzystujący technikę SFAT. Obydwa plany tworzone były w programie Eclipse, z zastosowaniem algorytmu AAA, z wykorzystaniem kolimatora wielolistkowego MLC 120 HD. Dla każdego pacjenta porównano parametry obydwu planów. Porównanie dwóch sposobów tworzenia planów pozwoliło na zaobserwowanie, że plany z wykorzystaniem metody SFAT wykazują lepsze pokrycie targetu oraz lepiej spełniają parametry planu radioterapeutycznego V95, V101.5. Dodatkowo pozwalają na lepszą ochronę organów krytycznych, m.in. ślinianek przyusznych, krtani i kanału kręgowego. Technika SFAT jest interesującą metodą realizacji dynamicznych planów RapidArc, która pozwala na stworzenie bardziej optymalnego planu leczenia. Technika ta wydaje się być dobra dla obszarów leczenia, gdzie dopasowanie dawki do targetu musi być bardzo wysokie, ze względu na bliskość i mnogość występowania w pobliżu organów krytycznych. Słowa kluczowe: nowotwory szyi i głowy, terapia dynamiczna, RapidArc, SFAT Abstract Head and neck cancers consist about 6% of all cancer diseases diagnosed in Poland [1]. They concern: mouth cavity, larynx, tongue etc. One of method of therapy in these cases is radiotherapy. A lot of therapy schemes require elective radiotherapy of neck s lymphatic system up to dose 50 Gy [2]. There is a need of irradiation a large volume target with simultaneously protection of Organ at Risk (OAR): spinal cord, larynx etc. Swallowing disorders, xserostomia, larynx swelling are complications which could arise after therapy [3] and could truly decrease a comfort of patient s life. The point of this article is to show the advantages of SFAT technique. Among all patients treated in 2014-2017, the group with head and neck s cancer was chosen. They got appropriate schemes of therapy, which required elective radiotherapy of neck s lymphatic system to dose 50 Gy. For each patient two dynamic plans (Rapid Arc) were prepared: first using two full arcs with full field, and second with using SFAT technique. Both plans were created with Eclipse software with using AAA algorithm and 120 HD MLC Collimator. For each patient the comparison of plan parameters were performed. The comparison of two radiotherapy techniques allowed to notice that SFAT plans feature target covering better and greatly improved radiotherapy plan parameters: V95, V101.5. Furthermore in proposed SFAT technique crucial OARs like spinal cord or larynx are better protected. 352 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

wydarzenia / events SFAT technique is interesting method of implementation RapidArc plans, which allows to create more optimal treatment plans. This technique seems to be good for areas, where conformity of dose is very desirable, because of proximity of OARs. Key words: head and neck cancer, dynamic radiotherapy, RapidArc, SFAT Wstęp Podczas leczenia pacjentów ze zdiagnozowanym nowotworem okolicy głowy i szyi w wielu przypadkach niezbędne jest elektywne napromienienie układu chłonnego szyi do dawki 50 Gy [2]. Obszar ten zawiera wiele narządów krytycznych (OAR), m.in.: krtań, ślinianki, rdzeń kręgowy [3]. W związku z tym niezbędne jest stworzenie planu o wysokim stopniu dopasowania rozkładu dawki do targetu z jednoczesną ochroną OAR. Jedną z metod realizacji takiego leczenia jest technika RapidArc, wykorzystująca ruch gantry wokół pacjenta z jednoczesną modulacją kształtu i wielkości pola oraz mocy dawki promieniowania [4]. Przy tworzeniu planu radioterapeutycznego z użyciem tej techniki obowiązują zasady odwrotnego planowania (z Inverse Palnning) [5]. Opracowana technika SFAT ma na celu optymalizację wykorzystania kolimatora MLC, zainstalowanego w akceleratorze TrueBeam 1.6, tak aby uzyskać jak najlepsze dopasowanie kształtu izodoz do targetu, z maksymalną ochroną występujących w okolicy OAR. Materiał, metody Spośród pacjentów napromienianych w latach 2014-2017 wybrano przykładową grupę sześciu pacjentów z nowotworem okolicy głowy i szyi. Pacjenci byli w różnym wieku, różnych płci, cechą wspólną była konieczność napromienienia układu chłonnego szyi do dawki 50 Gy, we frakcjonowaniu 2 Gy na dzień, pięć razy w tygodniu. Dla każdego pacjenta przygotowano zestaw dwóch planów radioterapeutycznych. Oba plany zostały stworzone za pomocą oprogramowanie Eclipse, z użyciem algorytmu AAA i kolimatora wielolistkowego MLC 120 HD. Pierwszy plan wykorzystywał dwa pełne łuki (zakres kątowy 179º-181º), różniące się kątem skręcenia kolimatora (30º i 330º). Drugi stworzony został analogicznie, jednak założono, aby ruch listków kolimatora mógł odbywać się tylko w obszarze jednej ze szczęk kolimatora przy zafiksowanej pozycji drugiej szczęki (odpowiednio X1 lub X2). Zabieg ten wymusił rozbicie każdego łuku na dwa, stąd sumarycznie powstały cztery łuki. Podczas optymalizacji obu planów zdefiniowano identyczne kryteria zarówno dla PTV (Planning Target Volume), jak i dla OAR: krtani, ślinianek przyusznych oraz kanału kręgowego. Po utworzeniu planów dokonano analizy histogramów DVH (Dose Volume Histogram) w celu oceny parametrów planów, porównania dopasowania dawki do objętości targetu oraz oceny wartości dawek zdeponowanych w poszczególnych narządach krytycznych. Wyniki Rys. 1 Porównanie parametrów DVH dla planu SFAT oraz standardowego RapidArc wykres 1) V95 w PTV; wykres 2) V101,5 w PTV Dla każdego pacjenta dokonano porównania parametrów pomiędzy dwoma planami, biorąc pod uwagę: V95, V101.5 oraz V105, czyli objętości PTV, która otrzymywała odpowiednio 95%, 101,5% oraz 105% dawki zaplanowanej, co przedstawiono na rysunku 1. Plany SFAT cechowały się lepszym pokryciem targetu (V95 wyższe niż dla planu standardowego) i co ważne, udało się to osiągnąć bez przesunięcia histogramu DVH ku wyższym dawkom (parametry V101.5 niższe dla planów SFAT). Parametr V105 dla wszystkich planów wynosił poniżej 1%. Wyliczono również średnie współczynniki homogeniczności HI (def. jako stosunek różnicy D max i D min w PTV do D śr w PTV; HI -> 0) oraz współczynnik pokrycia objętości tarczowej PTC (def. jako stosunek objętości PTV pokrytej izodozą 95% do objętości całego PTV; PTC -> 1). Średni HI dla techniki SFAT wyniósł 0,298, a dla drugiej 0,314. Średni PTC dla techniki SFAT wynosił natomiast 0,989, podczas gdy dla standardowej RapidArc 0,976. Aby sprawdzić, jak zwiększona liczba łuków w przypadku techniki SFAT wpływa na objętość tkanek otrzymującą niskie dawki promieniowania, wyznaczono średnie współczynniki różnicy pokrycia (WRP) dla poszczególnych izodoz, definiowane jako stosunek różnicy objętości pacjenta objętej konkretną izodozą w planie SFAT i objętości pokrytej tą samą izodozą dla planu standardowego, do objętości PTV. Średnie WRP 40% wynosiła 0,21, WRP 60% 0,08, a WRP 80% -0,02. Technika SFAT powoduje napromienianie większej objętości pacjenta niższymi dawkami, ale wraz z przesuwaniem się ku wyższym dawkom różnica w napromienianych objętościach staje się coraz mniejsza. Następnym krokiem była analiza DVH dla wybranych narządów krytycznych. Pod uwagę brane były: dawka maksymalna dla rdzenia kręgowego oraz dawka średnia dla krtani i obu ślinianek przyusznych. Plany SFAT cechowały się lepszą ochroną wybranych narządów krytycznych. Największą różnicę zauważyć można dla krtani. Dane zostały zebrane i porównane na rysunku 2. U niemal wszystkich pacjentów zauważyć można lepszą ochronę wybranych narządów krytycznych przy zastosowaniu podczas planowania techniki SFAT. Dyskusja Zaprezentowane wyniki pokazują, że plany wyliczone w technice SFAT charakteryzowały się lepszym pokryciem PTV niż plany standardowe. Było to możliwe dzięki zamknięciu jednej ze szczęk kolimatora, dzięki czemu listki MLC były w stanie lepiej rzeźbić dawkę w PTV. Mniejsze pole wykorzystywane w technice SFAT powoduje, że listki są w stanie szybciej i dokładniej modelować kształt pola, co jest trudniejsze w przypadku dużych pól. Również ochrona OAR przemawia na korzyść techniki SFAT. Największa różnica dawek występuje dla krtani. Jest to ważna informacja, gdyż krtań często jest otoczona przez PTV i jej ochrona wymaga wręcz kompletnego wycięcia dawki w tym obszarze (Rys. 3). Technika SFAT wymaga rozbicia każdego łuku z konwencjonalnego planu na dwa, co oznacza również wydłużenie czasu trwania każdego pojedynczego seansu radioterapeutycznego. Czas realizacji poszczególnych łuków oscyluje między 60-70 s, co po- Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 353

wydarzenia \ events Rys. 3 Strona lewa: rozkład dawki dla planu SFAT; strona prawa dla standardowego planu woduje wydłużenie napromieniania pacjenta o ok. 2-3 minuty. Czas ten nie jest długi, a lepsze parametry planu i lepsza ochrona OAR wydają się być tego warte. Podsumowanie Przedstawiona technika SFAT jest interesującym podejściem przy tworzeniu planów terapeutycznych. Zadając algorytmowi odpowiednie warunki podczas procesu optymalizacji, można uzyskać plany cechujące się wysokim poziomem dopasowania rozkładu dawki do targetu oraz wysokim poziomem ochrony narządów krytycznych. Technika ta wydaje się być bardzo dobra dla obszarów o dużej objętości i nieregularnym kształcie. Literatura Rys. 2 Porównanie dawek w narządach krytycznych (OAR) dla dwóch planów leczenia: wykorzystujących technikę SFAT oraz standardowy RapidArc 1. www.onkologia.org.pl, Krajowy Rejestr Nowotworów. 2. A. Kawecki i in.: Nowotwory nabłonkowe głowy i szyi, Zalecenia postępowania diagnostyczno-terapeutycznego w nowotworach złośliwych, 2013. 3. M. Hutnik, K. Składowski, A. Wygoda, T. Rutkowski, B. Pilecki: Dawki tolerancji w radioterapii chorych na raka głowy i szyi, Journal of Oncology, 63, 2013, 35-47. 4. E. Infusino: Clinical utility of RapidArc radiotherapy technology, Cancer Manag Res., 7, 2015, 345-356. 5. D. Jolly: RapidArc Inverse Planning, Dose Calculation and Clinical Application, University of Canterbury Chirstchurch, New Zeland, 2015. Wybrane parametry wiązek fotonowych bezfiltrowych FFF i konwencjonalnych FF o energii 6 MV i 10 MV analiza kształtu półprofili Selected parameters of flattening filter free FFF photon beams and conventional FF of 6 MV and 10 MV analysis of semi profiles Błażej Baic 1, 2, Beata Kozłowska 1, Marcin Dybek 2 1 Uniwersytet Śląski, Śląskie Międzyuczelniane Centrum Badań i Rozwoju, Instytut Fizyki, Zakład Fizyki Jądrowej i Jej Zastosowań, 75 Pułku Piechoty 1A, 41-500 Chorzów, e-mail: blazejbaic@gmail.com 2 Katowickie Centrum Onkologii, Zakład Radioterapii, Raciborska 26, 40-074 Katowice Streszczenie Powszechnie w radioterapii stosuje się wiązki fotonowe w szerokim zakresie energii od 4 do 25 MV. Ostatnio spore zainteresowanie wzbudziło usunięcie filtra spłaszczającego w głowicy akceleratora terapeutycznego. Powstałe wskutek tej modyfikacji wiązki niepłaskie FFF (Flattening Filter Free) posiadają kilka zalet w porównaniu z wiązkami konwencjonalnymi FF. Charakterystyka wiązek fotonowych bezfiltrowych FFF stała się interesującym aspektem dozymetrii promieniowania jonizującego. Niniejsze wstępne badania przedstawiają dozymetryczne parametry wiązek fotonowych niepłaskich FFF w porównaniu z wiązkami FF o energii 6 MV i 10 MV generowane z akceleratora Elekta Versa HD w Katowickim Centrum Onkologii w Katowicach. 354 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

wydarzenia / events Analizowane parametry to: procentowa dawka głębokości (PDG), profil wiązki, krawędź półprofilu, całkowity współczynnik korekcji rozproszenia (TSCF) oraz współczynnik korekcji rozproszenia głowy (HSCF). W tej pracy autorzy porównują różnice na krawędziach półprofili w zależności od głębokości. Słowa kluczowe: wiązki fotonowe bezfiltrowe, FFF, krzywe półprofili Abstract Commonly used in radiotherapy are photon beams in a wide range of energy from 4 to 25 MV. Recently, a great deal of interest has elicited the removal of the flattening filter in the therapeutic accelerator head. As a result of this modification, the flattening filter free (FFF) has several advantages compared to conventional FF beams. The characteristics of FFF photon beams have become an interesting aspect of ionizing radiation dosimetry. This preliminary study shows the dosimetric parameters of unflattened FFF beams compared to FF of 6MV and 10MV energy generated from the Elekta Versa HD accelerator at Katowice Oncology Center in Katowice. The analysed parameters are: percent depth dose (PDD), beam profile, edge of semi-profile, total scatter correction factor (TSCF) and head scatter correction factor (HSCF). In this work, the authors compare the differences in the edges of semi-profiles according from depth. Key words: unflattened photon beam, s FFF, semi-profiles Wstęp Badania w kierunku zastosowania w radioterapii wiązek fotonowych generowanych przez aparaty terapeutyczne, w których usunięto filtr spłaszczający fotonowe wiązki bezfiltrowe FFF (Flattening Filter Free), dowiodły wielu korzystnych aspektów zarówno dla pacjenta, jak i całego procesu radioterapii. Usunięcie filtra spłaszczającego powoduje zmianę w kształcie profilu wiązki zmniejszenie szerokości półcienia, zmniejszenie udziału promieniowania rozproszonego w dawce deponowanej pacjentowi, ale również możliwość zwiększenia wartości mocy dawki nawet czterokrotnie w porównaniu z tradycyjnymi wiązkami fotonowymi, co powoduje skrócenie czasu napromieniania, minimalizując w ten sposób prawdopodobieństwo ruchu pacjenta w trakcie napromieniania. Wstępne wyniki badań dotyczą wybranych właściwości fotonowych wiązek bezfiltrowych w oparciu o pomiary dozymetryczne z wykorzystaniem akceleratora liniowego ELEKTA VERSA HD. Parametry dozymetryczne, które są analizowane, to: rozkłady procentowych dawek na głębokości (PDG), analiza rozkładów dawek wzdłuż osi prostopadłych do osi wiązki profile wiązek, zmiany kształtu półprofili na krawędziach pola napromieniania oraz pomiary współczynników rozpraszania (TSCF, HSCF, PSCF) dla wiązek fotonów generowanych napięciem 6 MV i 10 MV zarówno z użyciem filtra spłaszczającego (FF), jak i bezfiltrowych (FFF). W niniejszej pracy autorzy skupili się na krzywych półprofili, porównując wiązki FF i FFF. Tabela 1 przedstawia fizyczne parametry wiązek fotonowych generowanych przez aparat Elekta Versa HD używanego do pomiarów. W pierwszych trzech wierszach tabeli przedstawione są kolejno: procentowa dawka na głębokości 10 cm (D 10 ), głębokość dawki maksymalnej (d max ) oraz współczynnik jakości promieniowania TPR 20,10 dla dwóch rodzajów wiązek. Można zauważyć, że nie ma znaczących różnic dla różnych typów wiązek o tej samej energii. Brak filtra spłaszczającego nie wpływa na indeks jakości, który jest identyczny lub zbliżony dla obu wiązek. Ostatnie dwa wiersze pokazują, że wartość mocy dawki dla fotonowych Tabela 1 Parametry wiązek filtrowych (FF) i bezfiltrowych (FFF) akceleratora ELEK- TA Versa HD [1] PARAMETR 6 MV FF 6 MV FFF 10 MV FF 10 MV FFF Procentowa dawka na głębokości 10 cm (D 10 ) 67.5 67.5 73.0 73.0 Głębokość dawki maksymalnej [cm] (d max ) 1.5 1.7 2.1 2.4 Współczynnik jakości, TPR 20,10 0.68 0.68 0.73 0.72 Minimalna nominalna wartość mocy dawki [MU/min] 30 200 30 400 Maksymalna nominalna wartość mocy dawki [MU/min] 500 1400 500 2200 wiązek bezfiltrowych jest dużo wyższa w odniesieniu do wiązek tradycyjnych [1, 2]. Idea porównania własności dozymetrycznych wiązek fotonowych filtrowych (FF) i bezfiltrowych (FFF) najlepiej przedstawiają krzywe półprofili. Wybranym analizowanym parametrem jest zmiana półprofili wraz z głębokością na krawędziach pola napromieniania dla wiązek fotonowych filtrowych (FF) i bezfiltrowych (FFF) o energiach 6 MV i 10 MV. Istotą przedstawienia zmian profili na krawędziach pola napromieniania jest sprawdzenie rozbieżności kształtu profilu zmieniającego się wraz z głębokością dla wiązek filtrowych i bezfiltrowych dla energii fotonów 6 MV i 10 MV [2, 3]. Analizując rysunek 1, szczególną uwagę należy zwrócić na różnice dawki względnej w zależności od głębokości dla 80% wartości względnego rozmiaru pola [3, 4]. Najważniejszym parametrem, na jaki należy zwrócić uwagę, analizując powyższe profile, jest rozrzut względnej dawki w zależności od głębokości dla 80% względnego rozmiaru pola (wartość zaznaczona linią wykropkowaną na rysunku 1). Widoczne jest, że dla wiązek bezfiltrowych wartość procentowej względnej dawki dla zaznaczonej wartości rozmiaru pola nie ulega prawie żadnym odchyleniom, w przeciwieństwie do wiązek płaskich, gdzie te różnice są znaczące. Wniosek jest taki, że dla energii 6 MV dla wiązek niepłaskich FFF względna wartość dawki na krawędziach półprofili nie zależy od głębokości. Względna dawka [%] 100 80 60 40 6MVFF Głębokość 20 5cm 10cm 15cm 20cm 0 0 20 40 60 80 100 120 140 Względny rozmiar pola [%] a) 100 b) 0 0 20 40 60 80 100 120 140 Względny rozmiar pola [%] Rys. 1 Półprofile boczne dla wiązek fotonowych: a) filtrowych FF i b) bezfiltrowych FFF o energii 6 MV na różnych głębokościach dla wielkości pola 20x20 cm2. Profile zostały znormalizowane do 100% na osi centralnej Względna dawka [%] 80 60 40 20 Głębokość 5cm 10cm 15cm 20cm 6MVFFF Dla energii 10 MV (Rys. 2) również widoczne są rozbieżności względnych wartości dawek dla różnych głębokości dla wiązek płaskich. W przypadku wiązek bezfiltrowych różnice dawki w zależności od głębokości są zdecydowanie mniejsze, natomiast zauważalne w przeciwieństwie dla tego samego rodzaju wiązek o mniejszej energii. Może to sugerować, że energia ma wpływ na rozbieżność dawki na krawędziach profili wiązek. Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 355

wydarzenia \ events Względna dawka [%] 100 80 60 40 10MVFF Głębokość 20 5cm 10cm 15cm 20cm 0 0 20 40 60 80 100 120 140 Względny rozmiar pola [%] a) Względna dawka [%] Głębokość 20 5cm 10cm 15cm 20cm 0 0 20 40 60 80 100 120 140 Wnioski Na krawędziach profili wiązek FFF dla 80% względnego rozmiaru pola występują bardzo znikome różnice w wartościach względnych dawek w zależności od odległości od osi wiązki, natomiast dla wiązek filtrowych FF różnice te dla tych samych wartości są znaczące, co może mieć wpływ na precyzję procesu leczenia. 100 80 60 40 10MVFFF b) Względny rozmiar pola [%] Rys. 2 Półprofile boczne dla wiązek fotonowych: a) filtrowych FF i b) bezfiltrowych FFF o energii 10 MV na różnych głębokościach dla wielkości pola 20 x 20 cm2. Profile zostały znormalizowane do 100% na osi centralnej Wykorzystując wiązki bezfiltrowe, można na różne sposoby poprawić jakość leczenia pacjenta: 1. Skracając czas napromieniania dawek frakcyjnych poprzez zwiększenie mocy dawki. 2. Zwiększając dokładność deponowanej dawki, ponieważ stabilność ułożenia pacjenta jest większa. 3. Zmniejsza się dawka na narządy krytyczne i tkanki zdrowe poprzez zmniejszenie ilości promieniowania rozproszonego, poprawia się dokładność planowania na skutek zmniejszenia promieniowania rozproszonego pochodzącego w dużym stopniu od filtra spłaszczającego. Literatura 1. J. Allen: High Dose Rate mode (Flattening Filter Free) Radiotherapy. Clinical advantages of High Dose Rate mode, available with Agility on Elekta s Versa HD linear accelerator, Elekta Ltd Crawley, 2014. 2. J. Cashmore: The characterization of unflattened photon beams from a 6 MV linear accelerator, Phys. Med. Biol., 53(7), 2008, 1933-1946. 3. G. Kragl, S. af Wetterstedt, B. Knausl, M. Lind, P. McCavana, T. Knoos, B. McClean, D. Georg: Dosimetric characteristics of 6 and 10 MV unflattened photon beams, Radiother. Oncol., 93, 2009, 141-146. 4. J. Cashmore: Operation, characterisation & physical modelling of unflattened medical linear accelerator beams and their application to radiotherapy treatment planning, University of Birmingham, 2013 [praca doktorska]. Badanie poprawności automatycznej analizy parametrów kontroli jakości systemów obrazowania używanych do weryfikacji teleradioterapii (IGRT) Validation of automatic of quality control parameters of imaging system used for verifying teleradiotherapy (IGRT) Paulina Porwoł, Piotr Czebek-Szebek Radiology Therapeutic Center Poland, Centrum Radioterapii Amethyst w Krakowie, os. Złotej Jesieni 1, 31-826 Kraków, e-mail: p.porwol@amethyst-rtcp.pl Streszczenie Powszechne stosowanie systemów obrazowania do weryfikacji obrazowej w teleradioterapii oraz do regularnej kontroli akceleratora narzuca konieczność sprawdzania jakości obrazowania. Aby zapewnić precyzję napromieniania, odpowiednie działanie urządzeń oraz bezpieczeństwo pacjentów, istotne jest rutynowe monitorowanie ich prawidłowego funkcjonowania. Ilość parametrów, które należy sprawdzić w systemach obrazowania, powoduje, że coraz popularniejsze stają się wszelkiego rodzaju automaty pozwalające sprawniej wykonać analizę obrazów i obliczenia. Celem niniejszej pracy jest sprawdzenie poprawności automatycznej analizy obrazów na przykładzie programu ARTISCAN oraz porównanie wyników między akceleratorami. W artykule przedstawiono metodykę wykonywania pomiarów na fantomach, a także omówiono napotkane problemy podczas automatycznej analizy obrazów. Słowa klucze: jakość systemu obrazowania, radioterapia, IGRT, EPID, CBCT Abstract The common use of imaging systems for verify teleradiotherapy and for regular control of the accelerator necessitates their quality assurance. Routine monitoring of their proper functioning is essential to ensure the precision of irradiation, correct operation of the equipment and patient safety. The number of parameters that should be checked in the imaging systems causes that all types of automatic machines become more and more popular, allowing for better image analysis and calculation. The aim of the study is to validate the automatic image analysis of the ARTISCAN program and compare the results between the accelerators. The paper presents the methods of performing phantom measurements and discusses the problems encountered during automatic image analysis. Key words: quality of imaging system, radiotherapy, IGRT, EPID, CBCT Wstęp Systemy obrazowania akceleratora liniowego, które umożliwiają zebranie obrazów pacjenta 2D oraz 3D, to: elektroniczny system portalowy EPID (z Electronic Portal Imaging Device) z wiązką megawoltową oraz tomografia komputerowa z wiązką stożkową kilowoltową CBCT (Cone Beam Computed Tomography). Na podstawie uzyskanych danych obrazowych podejmowane są decyzje kliniczne, dotyczące prawidłowej pozycji pacjenta na stole terapeutycznym czy położenia narządów wewnętrznych. Systemy obrazowania pozwalają na ocenę ułożenia nie tylko struktur kostnych, ale także tkanek miękkich (stopień wypełnienia pęcherza pacjenta czy lokalizacji prostaty). Obecne wymagania sta- 356 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

wydarzenia / events wiane systemom obrazowania, ich powszechne stosowanie do weryfikacji obrazowej w teleradioterapii IGRT (Image Guided Radiotherapy) oraz do regularnej kontroli akceleratora QA (Quality Assurance) narzuca konieczność sprawdzania ich jakości. W celu zapewnienia precyzji napromieniania, odpowiedniego działania oraz bezpieczeństwa pacjentów istotne jest rutynowe monitorowanie stabilności pracy detektorów EPID. Ilość parametrów, które należy sprawdzić w systemach obrazowania powoduje, że coraz popularniejsze stają się wszelkiego rodzaju automaty pozwalające sprawniej wykonać analizę obrazów i obliczenia [1-2]. Założenia i cel pracy Celem pracy jest sprawdzenie dokładności i powtarzalności automatycznej analizy obrazów na przykładzie programu ARTI- SCAN oraz porównanie wyników między akceleratorami. Materiały i metodyka W okresie od kwietnia 2015 r. do lutego 2017 r. przeprowadzono pomiary detektorów EPID na akceleratorach liniowych Elekta Synergy. Przyspieszacze Elekta Synergy wyposażone są w dwa rodzaje systemów obrazowania: iview GT (system megawoltowy MV) oraz XVI (system kilowoltowy kv). Na trzech akceleratorach sprawdzano system obrazowania megawoltowego z wykorzystaniem fantomu EPID QC, a na dwóch dodatkowo system obrazowania kilowoltowego z wykorzystaniem fantomów TOR 18FG dla projekcji 2D oraz CATPHAN 503 dla projekcji i rekonstrukcji 3D. Podczas przeprowadzania pomiarów fantomy kolejno ustawiano na blacie stołu terapeutycznego w odległości izocentrycznej tak, aby znaczniki na fantomach pokrywały się z laserami. W przypadku fantomu CATPHAN 503 wykonano CBCT dla najczęściej używanego klinicznie protokołu. Dla poszczególnych fantomów zebrano serie obrazów, w których parametry oraz kolejność akwizycji zostały ściśle określone przez producenta oprogramowania [3-6]. Analizę uzyskanych obrazów prowadzono w programie ARTI- SCAN służącym do automatycznego obliczania i oceny parametrów obrazu. Na rysunku 1 przedstawiono przykładowy protokół kontroli dla fantomu EPID QC. Prezentowane są wykonywane testy wraz z liczbą potrzebnych i przypisanych obrazów do danej kontroli. Program podczas analizy automatycznie przyporządkowuje obraz do określonego testu, wykonuje obliczenia dla zdefiniowanych obszarów zainteresowania ROI (z Region of Interest) na danym obrazie. Przeprowadzono dedykowane do poszczególnych fantomów testy zaimplementowane w programie [7-8]. Na podstawie uzyskanych danych przeanalizowano wybrane testy, wykonano ocenę powtarzalności testów, porównanie wyników pomiędzy akceleratorami i analizę statystyczną. Niepewność pomiaru wyznaczono z odchylenia standardowego średniej, uwzględniając współczynnik rozkładu t-studenta ze względu na małą ilość pomiarów oraz wykonano testy statystycznej istotności różnic na poziomie istotności α = 0,05 [9-10]. Testy, dla których nie zaobserwowano istotnej statystycznie różnicy między akceleratorami, to: dla EPID QC: jednorodność, liniowość przestrzenna, dokładność odległości, zniekształcenie obrazu, poprzeczny rozkład sygnału; dla TOR 18FG: jasność-kontrast, zniekształcenie geometryczne, rozdzielczość niskokontrastowa; dla CATPHAN 503: jednorodność, zniekształcenie geometryczne, kontrast, rozdzielczość wysokokontrastowa. Istotne różnice statystyczne zauważono w testach: dla EPID QC: liniowość sygnału, rozdzielczość niskokontrastowa, rozdzielczość wysokokontrastowa; dla TOR 18FG: rozdzielczość przestrzenna. Przykład sprawdzenia dokładności i powtarzalności automatycznej analizy obrazów został przedstawiony na rysunku 2, gdzie wyraźnie zauważono niedopasowanie ROI-ów do struktur na obrazie z fantomu EPID QC dla rozdzielczości niskokontrastowej. Również podobna zależność pojawia się na obrazie z fantomu TOR 18FG dla rozdzielczości niskokontrastowej prezentowanej na rysunku 3. W przypadku fantomu CATPHAN 503 testy typowo tomograficzne: pozycja warstwy, grubość warstwy, przyrost warstwy, rozdzielczość przestrzenna są obliczane z nie- Rys. 1 Przykładowy protokół kontroli dla fantomu EPID QC w programie ARTISCAN z wyszczególnionymi badanymi parametrami Wykres 1 Porównanie wyników kontroli jednorodności obrazu dla fantomu EPID QC między trzema akceleratorami: E1, E2 i E3 Wyniki W artykule zaprezentowano rezultaty jedynie kilku wybranych testów. Na wykresie 1 przedstawiono porównanie wyników kontroli jednorodności obrazu dla fantomu EPID QC między trzema akceleratorami E1, E2 i E3. Dodatkowo rysunek 5 pokazuje przykładowo otrzymany obraz z kontroli jednorodności EPID QC. Natomiast wykres 2 oraz wykres 3 prezentują porównanie wyników kontroli rozdzielczości niskokontrastowej obrazu również dla fantomu EPID QC. Rys. 5 Przykład automatycznego dopasowania ROI-ów na obrazach fantomu EPID QC dla parametru jednorodność. Zaznaczono numery ROI-ów od 0 do 5 (A) oraz widoczną segmentację obrazu przed interwencją serwisu (B). dokładnie zlokalizowanych ROI-ów ze względu na jakość obrazu. Rysunek 4 przedstawia porównanie obrazów otrzymanych z panela EPID oraz tomografii komputerowej. Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 357

wydarzenia \ events Wykres 2 Porównanie wyników kontroli rozdzielczości niskokontrastowej (na głębokości 1 mm) obrazu z fantomu EPID QC między akceleratorami E1, E2 i E3 Rys. 2 Przykład automatycznego dopasowania ROI-ów na obrazie z fantomu EPID QC dla parametru: rozdzielczość niskokontrastowa. Zaznaczono niepoprawnie dopasowane ROI-e. Wykres 3 Porównanie wyników kontroli rozdzielczości niskokontrastowej (na głębokości 2 mm) obrazu z fantomu EPID QC między akceleratorami E1, E2 i E3 Wnioski Dokładność automatycznego pozycjonowania obrazów i dopasowania ROI-ów do badanych obiektów ma duże znaczenie w próbie określenia wartości parametrów. W testach, w których pojawiają się ROI-e niewielkich rozmiarów lub ułożone blisko siebie, występują również niedokładności ich umiejscowienia wpływające na rozrzut wyników. Na wykresach 2 i 3 można zauważyć, że im mniejszy ROI, tym większa niepewność pomiaru. W naszej ocenie, z powodu słabej jakości obrazów tomograficznych uzyskiwanych z paneli EPID, testy dla CATPHAN 503 nie dostarczają miarodajnych wyników dla parametrów charakterystycznych w tomografii komputerowej. Problemem w tomografii wiązką stożkową jest większy poziom szumu niż w przypadku tomografii z węższą wiązką wachlarzową. Dla parametrów, których ocena jest utrudniona, dobrym sprawdzeniem stanu paneli EPID jest porównanie wartości wybranych parametrów z wartościami wyznaczonymi w trakcie testów akceptacyjnych producenta. W odniesieniu do wyników ATP (z Acceptance Test Protocol) systemu XVI, fantom CATPHAN 503 może posłużyć do oceny jakości obrazu dla parametrów: jednorodność, kontrast, rozdzielczość wysokokontrastowa oraz zniekształcenia geometryczne. Najczęstszym artefaktem pojawiającym się na obrazach z paneli EPID w naszym ośrodku jest segmentacja obrazu. Testem pozwalającym najlepiej przedstawić ten problem w sposób ilościowy jest jednorodność obrazu. Na różnicę wartości parametrów między akceleratorami mógł wpłynąć różny stopień degradacji paneli EPID w czasie. Automatyczne oprogramowanie usprawnia pracę, jednakże powinno oferować narzędzia do manualnej korekty położenia ROI-ów oraz możliwość śledzenia algorytmu obliczeniowego. Literatura 1. D. Oborska-Kumaszyńska, J. Bilkhu, C. Brewer, R. Lal: Testy kontroli jakości i kalibracja systemu XVI Elekta Synergy - cz. 2, Inżynier i Fizyk Medyczny, 2, 2013, 235-242. Rys. 3 Przykład automatycznego dopasowania ROI-ów na obrazie z fantomu TOR FG18 dla parametru: rozdzielczość niskokontrastowa. Zaznaczono niepoprawnie dopasowane ROI-e. Rys. 4 Przykład automatycznego dopasowania ROI-ów na obrazach fantomu CAT- PHAN 503 dla parametru osłabienie-kontrast. Porównanie obrazu otrzymanego z panelu EPID (A) i z tomografu komputerowego (B). 2. D. Oborska-Kumaszyńska: Obrazowanie w radioterapii kryteria jakości obrazów MV vs. kv, planarne vs. wolumetryczne, II Konferencja z zakresu detekcji promieniowania jonizującego oraz kontroli jakości w rentgenodiagnostyce, radioterapii i medycynie nuklearnej, Klimkówka, Poland, Maj 2015. 3. J.P. Bissonnette, P.A. Balter, K.M. Langen, D.M. Lovelock, M. Miften, D.J. Moseley, J. Pouliot, J.J. Sonke, S. Yoo: Quality assurance for image-guided radiation therapy utilizing CT-based technologies: a report of the AAPM TG-179, Medical Physics, 39, 2012, 1946-1963. 4. http://www.ptw.de/2320.html. 5. http://www.leedstestobjects.com/index.php/phantom/tor- -18fg/. 6. The Phantom Laboratory Catphan 503 Manual Copyright 2016. 7. ARTISCAN Advanced User Manual Copyright AQUILAB, 2002-2014. 8. H. de las Heras Gala i in.: Quality control in cone-beam computed tomography (CBCT), EFOMP-ESTRO-IAEA protocol, 2017. 9. http://beta.chem.uw.edu.pl/people/amyslinski/informator_08/pracownie/fiz_i_radio/analiza.pdf. 10. Oprogramowanie Statistica Trial, StatSoft Polska. 358 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

wydarzenia / events Odpowiedź detektorów: termoluminescencyjnego oraz półprzewodnikowego na zmieniające się warunki temperaturowe Response of thermoluminescent and semiconductor detectors to temperature variations Marcin Owcarz 1, Beata Kozłowska 1, Renata Kopeć 2, Agata Toboła-Galus 2 1 Uniwersytet Śląski, Śląskie Międzyuczelniane Centrum Badań i Rozwoju, Instytutu Fizyki, Zakład Fizyki Jądrowej i Jej Zastosowań, ul. 75 Pułku Piechoty 1A, 41-500 Chorzów, tel.: +48 32 349 76 05, e-mail: owcarzmarcin@gmail.com 2 Instytut Fizyki Jądrowej im. H. Niewodniczańskiego Polskiej Akademii Nauk, ul. E. Radzikowkiego 152, 31-342 Kraków Streszczenie W przeprowadzonym eksperymencie zbadano reakcję dwuwymiarowego detektora termoluminescencyjnego na zmiany temperatury podłoża oraz porównano otrzymane wyniki z analogicznymi pomiarami detektorem półprzewodnikowym. Celem było wyznaczenie temperaturowego współczynnika korekcji dawki pochłoniętej obu typów detektorów. Słowa kluczowe: termoluminescencja, dozymetria TL, detektor półprzewodnikowy, zależność temperaturowa Abstract Wstępne wyniki eksperymentu przedstawione w niniejszej pracy zebrane zostały za pomocą detektorów planarnych TL oraz detektora półprzewodnikowego. Standardowo w dozymetrii termoluminescencyjnej stosuje się detektor w postaci pastylki o średnicy 4,5 mm i grubości 0,9 mm, uformowany na bazie fluorku litu aktywowanego magnezem, miedzią i fosforem. Spośród wszystkich dostępnych materiałów termoluminescencyjnych cieszy się on dużym zainteresowaniem z powodu wysokiej czułości oraz szerokiego zakresu energetycznego. Detektory te charakteryzuje również szeroki zakres liniowej odpowiedzi detektora, zatem stosowane są do pomiarów zarówno niskich, jak i wysokich dawek. Znaczną ich zaletą jest możliwość wielokrotnego przeprowadzenia pomiaru. W 2005 roku w Instytucie Fizyki Jądrowej PAN w Krakowie rozpoczęto produkcję detektorów dwuwymiarowych, zwanych foliami TL. W celu otrzymania płaskiej folii o właściwościach standardowych detektorów na bazie LiF do materiału luminoforu dodawany jest odpowiedni polimer pełniący rolę spoiwa [2]. Do pomiarów wykorzystano folie o wymiarach 30 x 30 mm oraz grubości 1 mm. Pozwalają ocenić wartość dawki wejściowej, obejmując wycinek powierzchni ciała pacjenta oraz ewentualne błędy w ułożeniu pacjenta. Rysunek 1 przedstawia zastosowane w eksperymencie detektory. The responses of two-dimensional thermoluminescent detectors vs. analogous semiconductor detector were tested due to the changes of the base temperature. The results were used to determine the temperature correction factors of the absorbed doses for both types of detectors. Key words: thermoluminescence, TL dosimetry, semiconductor detector, temperature dependence Wstęp Metoda termoluminescencyjna pomiaru dawek promieniowania jonizującego stała się metodą powszechnie i szeroko stosowaną, z uwagi na łatwość wykonania odczytów, możliwość wielokrotnego użycia detektorów, wysoką czułość i szeroki zakres pomiaru dawek [1]. W połowie ubiegłego dziesięciolecia w Instytucie Fizyki Jądrowej PAN w Krakowie rozwinięto metodę produkcji detektorów planarnych dających możliwość prócz pomiaru dawki, zbadania również jej powierzchniowego rozkładu. Celem niniejszej pracy było zbadanie reakcji dwuwymiarowego detektora termoluminescencyjnego na zmiany temperatury podłoża oraz porównanie otrzymanych wyników z analogicznymi pomiarami detektorem półprzewodnikowym. W zakresie temperatur, dla którego przeprowadzono eksperyment, obejmującego zmienne temperatury osiągane na skórze pacjenta, detektory wykazują zmienną czułość. Wartości temperatur są kwestią indywidualną i wynikają z aktywności fizjologicznej organizmu, rodzaju i stopnia zaawansowania schorzenia osoby poddawanej terapii promieniowaniem jonizującym. Analiza uzyskanych danych może stanowić uzupełnienie procedur weryfikujących poprawność wykonania planu leczenia wiązkami zewnętrznymi promieniowania (dozymetria in vivo ) o współczynnik temperaturowy, korygujący odczyt dawki pochłoniętej w ciele pacjenta. Materiał i metodyka pomiarów Rys. 1 Detektor planarny TL (strona lewa) oraz półprzewodnikowy (strona prawa) Detektorem referencyjnym zwyczajowo wykorzystywanym w procedurach kontroli jakości w radioterapii jest krzemowy detektor półprzewodnikowy typu p. Rejestruje on dawkę wejściową punktowo w obszarze pola terapeutycznego. Wszystkie pomiary wykonane zostały, korzystając z promieniowania emitowanego z liniowego przyspieszacza elektronów TrueBeam (Varian Medical Systems) o energii 6 MeV. Napromienienie folii TL przebiegało dwuetapowo. W pierwszym etapie każdy detektor napromieniony został jednakową dawką 2 Gy w celu wyznaczenia indywidualnego współczynnika czułości IRF, definiowanego całkowitym natężeniem światła emitowanego przez detektor na jednostkę dawki pochłoniętej. W praktyce detektory pochodzące z danej partii produkcyjnej wykazują rozrzut czułości wynikający z różnic w ilości luminoforu. Po napromienieniu każdego detektora, uzyskany wynik pomnożony został przez jego indywidualny współczynnik czułości. Odczytu folii TL dokonano, korzystając ze specjalnego czytnika wyposażonego w ultraczułą kamerę CCD (Couple Charge Device) posiadającą wystarczającą czułość do rejestracji słabego sygnału TL oraz umożliwiającą wizualizację źródła detektora TL. Stosując metody termoluminescencyjne, nie jest możliwe bezpośrednie otrzymanie wartości dawek promieniowania. Dlatego też koniecznym było dokonanie kalibracji polegającej na napromienieniu detektorów znaną dawką, tj. 1,0, 1,5, 2,0, 2,5 oraz 4,0 Gy, a następnie określenie stosunku poszczególnych wartości dawek do wartości odpowiedzi detektora. Poniżej na wykresie 1 prezentowane są dane kalibracyjne detektorów: Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 359

wydarzenia \ events Wykres 1 Krzywa kalibracji detektorów planarnych TL Wykres 2 Zależność wartości dawki pochłoniętej od temperatury dla detektorów planarnych (folii termoluminescencyjnej) względem detektora półprzewodnikowego Powyższy wykres potwierdza liniowy charakter detektorów TL. Pomiary zarówno detektorów termoluminescencyjnych, jak i półprzewodnikowych wykonano, umieszczając je kolejno na powierzchni fantomu wykonanego z pleksi z możliwością wypełnienia wodą. Odległość źródła do powierzchni fantomu (SSD) wynosiła 92,5 cm, a pole napromieniania w tej odległości równe 10 x 10 cm. Na fantomie oraz na napromienianym detektorze umieszczono 1,5 cm materiału w celu absorpcji dawki, tak by maksymalna dawka została zbudowana na głębokości umiejscowienia detektora. Napromienianie odbywało się według planu opracowanego w systemie planowania leczenia Eclipse (Varian) zawierającego wszystkie parametry wiązki promieniowania. Cały układ pomiarowy pozostawał w czasie właściwych pomiarów temperaturowych pod kontrolą wzorcowanego termometru elektronicznego, którego sonda pomiarowa znajdowała się w bliskim sąsiedztwie detektora termoluminescencyjnego lub półprzewodnikowego. Poniższe dane zostały uzyskane w wyniku napromienienia poszczególnych typów detektorów dawką o wartości 2 Gy. Pomiary wykonano w warunkach zmiennej temperatury fantomu początkowo wypełniając wnętrze wodą o temperaturze przekraczającej 40 C, po czym stopniowo ją ochładzając, dokonując pomiaru przy określonej wartości, aż do osiągnięcia temperatury 24. Rysunek 2 przedstawia folię TL umieszczoną na fantomie oraz nałożony materiał bolusa. Rys. 2 Układ pomiarowy w postaci fantomu oraz umiejscowionego detektora (folii) TL i warstwy bolusa Dyskusja wyników Wyniki badania, będące relacją dawki pochłoniętej przez detektory w warunkach zmieniającej się temperatury, przedstawia wykres 2. Każdy pomiar dawki zarejestrowanej zarówno detektorem planarnym TL, jak i detektorem półprzewodnikowym przeprowadzony został dwukrotnie, co uwzględniono na poniższym wykresie. Wartości skorygowano zarówno o współczynnik IRF, jak i wydajność akceleratora liniowego, której wartość wyznaczano przed każdym pomiarem danego detektora. Otrzymane wyniki po przeprowadzeniu odpowiednich kalibracji wykazują dużą zgodność różnica procentowa pomiędzy wynikami uzyskanymi w określonej temperaturze wynosiła dla detektora TL maksymalnie 0,2%, a detektora półprzewodnikowego maksymalnie 0,21%. Ponadto wartości różnic dla warunków brzegowych rozpatrywanego zakresu temperatur wynoszą: 0,055 Gy dla folii TL (różnica procentowa: 2,77%) oraz 0,114 Gy dla detektora półprzewodnikowego (6,1%). Wnioskiem płynącym z eksperymentu jest wzrost dawki, jaką pochłaniają zarówno detektory termoluminescencyjne (punkty niebieskie), jak i półprzewodnikowe (punkty zielone), gdy wzrasta temperatura podłoża. W zakresie temperatur 24-40ºC to te drugie wykazują szybsze narastanie dawki, szczególnie dobrze jest to widoczne do temperatury 32ºC, po czym wzrost dawki wykazuje charakter w przybliżeniu liniowy. Oba rodzaje detektorów są czułe na zmiany temperatury. Uwzględnienie współczynnika temperaturowego jest ważne, biorąc pod uwagę zastosowanie w radioterapii, np. w pomiarach in vivo lub bardziej zaawansowanych: weryfikacja planów dynamicznych IMRT lub VMAT. Zmiany czułości detektora TL oraz półprzewodnikowego dla rozpatrywanych temperatur względem temperatury ich kalibracji (28ºC) wymuszają wprowadzenie poprawki temperaturowej. W tabeli 1 przedstawiono współczynniki korekcji detektorów: folii TL FC T,foliaTL oraz detektora półprzewodnikowego FC T,półprzewodnik. Obserwowana tendencja wzrostu wartości dawki pochłoniętej wraz ze wzrostem temperatury podłoża wymaga sprawdzenia, gdyż nie przeprowadzano takiego typu testów temperaturowych folii TL, a efekt ten wydaje się być za silny. Dalsza analiza użytej procedury odczytu folii TL jest planowana. 1. M. Budzanowski: Ocena przydatności ultraczułych detektorów termoluminescencyjnych LiF: Mg, Cu, P(MCP-N) w dozymetrii promieniowania gamma w środowisk, Kraków, Raport Nr 1875/D, 2001. 2. M. Kłosowski, M. Liszka, R. Kopeć, P. Bilski, D. Kędzierska: Dosimetric properties and stability of thermoluminescent foils made from LiF:Mg,Cu,P or CaSO 4 :Dy during long-term use, Radiation Physics and Chemistry, 2014, 212-215. Tabela 1 Wyznaczone wartości współczynnika korekcji temperaturowej dla planarnego detektora TL (FC T,foliaTL ) oraz detektora półprzewodnikowego (FC T,półprzewodnik ) Temperatura [ºC] 24 26 28 30 32 33 34 35 36 37 38 39 40 Współczynnik FC T,foliaTL 0,989 0,992 1,000 0,997 0,999 1,001 1,002 1,004 1,005 1,006 1,009 1,014 1,016 Współczynnik FC T,półprzewodnik 0,986 0,988 1,000 1,010 1,022 1,024 1,027 1,030 1,033 1,036 1,041 1,044 1,046 360 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy Akcelerator Edge pierwsze doświadczenia z kolimatorami stożkowymi Edge accelerator first experiences with cone collimators Jacek Wendykier 1, Barbara Bekman 1, Aleksandra Grządziel 1, 2, Krzysztof Ślosarek 1 1 Zakład Planowania Radioterapii, Centrum Onkologii Instytut im. Marii Skłodowskiej-Curie, Oddział w Gliwicach, Wybrzeże Armii Krajowej 15, 44-101 Gliwice, tel. +48 662 230 286, email: jacek.wendykier@io.gliwice.pl 2 Zakład Fizyki Medycznej, Instytut Fizyki, Uniwersytet Śląski, 75. Pułku Piechoty 1A, 41-500 Chorzów Wprowadzenie wysokiej dawki o dużym gradiencie na brzegu. Z tego powodu przy zmianie o kształcie innym niż kula wymagane było odpowiednie łączenie sferycznych rozkła- Pierwszym urządzeniem terapeutycznym, umożliwiającym napromienianie zmian wewnątrzczaszkowch dów dawki w celu uzyskania zadowalającego pokrycia za pomocą dużej liczby niewielkich wiązek, był GammaKnife, którego konstrukcję zaproponował w 1952 SRS (Stereotactic RadioSurgery) wykorzystujące koli- objętości leczonej (targetu). Współczesne techniki roku neurochirurg Lars Laksell [1]. Podstawową zaletą matory w efekcie pozwalają uzyskać małe koliste pola. takiego wielowiązkowego rozwiązania było oszczędzanie zdrowej tkanki mózgu. Powstanie GammaKtegorii planowania typu sphere-based [1]. Dlatego też techniki te można również zaliczyć do kanife wiąże się również z początkiem nowego ujęcia Planowanie kilku zmian lub nieregularnych objętości PTV wiąże się z zastosowaniem techniki wielu sposobu budowania rozkładu dawki (sphere-based lub sphere-packing) związanego z wykorzystaniem przecięcia się wielu kołowych wiązek statycznych. W miejże się to z wydłużonym czasem seansu terapeutycz- punktów izocentrycznych. Przy samej realizacji wiąscu takiego przecięcia powstawała sferyczna objętość nego w porównaniu z innymi technikami [2]. Inni 362 Streszczenie pracy opisano pierwsze doświadczenia z systemem kolimatorów stożkowych przezna- W czonych do stereotaksji realizowanej za pomocą The first experiences with the Edge linac and using of Cone Dose Calculation for SRS-therapy were described. Some limitations of dose cal- akceleratora Edge. Zaprezentowane zostały również wyniki sprawdzenia opisanych przez producenferent types of targets the treatment plans were culation algorithm were checked as well. For difta ograniczeń algorytmu. Przygotowano plany dla prepared both with cone system and with HD collimator and VMAT technique. Results confirm the dwu różnych typów zmian wewnątrzczaszkowych z wykorzystaniem zarówno kolimatorów stożkowych, jak i techniki VMAT oraz kolimatora HD. Uzy- may be very useful for radiation therapy of spheri- experiences of the other authors: cone applicators skane wyniki zdają się potwierdzać doświadczenia cal, small targets. innych autorów: użycie kolimatorów stożkowych może okazać się bardzo użyteczne w przypadku radioterapii niewielkich, sferycznych zmian. Słowa kluczowe: stereotaksja śródczaszkowa, kolimatory stożkowe, VMAT Abstract Key words: Intracranial stereotaxy, cone collimators, VMAT otrzymano / received: 18.10.2017 poprawiono / corrected: 31.10.2017 zaakceptowano / accepted: 06.11.2017 Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 361

radioterapia \ radiotherapy artykuł naukowy \ scientific paper autorzy [3] również zwracają uwagę na trudności w planowaniu i realizacji leczenia za pomocą kolimatorów stożkowych zmian o nieregularnych kształtach. W takim przypadku polecane przez autorów są metody z wykorzystaniem MLC (Multi Leaf Collimator), co znacznie upraszcza proces planowania. Potwierdza to praca [4], w której kolimator o średnicy 4 mm użyty został do stereotaksji nerwu trójdzielnego z użyciem jednego izocentrum. Używanie tak małych pól wiąże się z wyzwaniami pomiarowymi, związanymi z dozymetrią nierównowagową [5, 6, 7]. Publikacje dotyczące dozymetrii małych wiązek opartych na kolimatorach [8], a także wykorzystania symulacji Monte Carlo do weryfikacji obliczeń rozkładów dawek [9] są przykładem prac prowadzonych nad tym zagadnieniem. Cel Celem pracy jest prezentacja rozwiązań zastosowanych w systemie planowania leczenia oraz w realizacji radiochirurgii z użyciem akceleratora Edge i kolimatorów stożkowych. Własności wiązek promieniowania Najnowszym akceleratorem, zainstalowanym w Centrum Onkologii Instytucie w Gliwicach, jest aparat Edge z kolimatorem HD (High Definition). Aparat umożliwia uzyskanie wiązki fotonów powstałych w wyniku oddziaływania elektronów przyspieszonych w polu o różnicy potencjałów 6 MV. Wiązka fotonów na wyjściu z głowicy aparatu może być zarówno płaska, jak i bezfiltrowa. Edge jest akceleratorem dedykowanym do stereotaksji, zarówno z wykorzystaniem zamontowanego kolimatora wielolistkowego, jak i zestawu kolimatorów pozwalających na uzyskanie małych stożkowych wiązek. W przypadku kolimatorów stożkowych wykorzystywana jest wiązka bezfiltrowa ze względu na jej natężenie. Na zestaw składa się siedem kolimatorów o następujących średnicach kołowego pola napromieniania zdefiniowanych w izocentrum: 4,0, 5,0, 7,5, 10,0, 12,5, 15,0 oraz 17,5 mm. Całość jest zaprezentowana na rysunku 1a. Na rysunku 1b widoczny jest sposób montażu kolimatora do głowicy akceleratora. Dla każdego kolimatora pole utworzone przez szczęki kolimatora jest równe 5 x 5 cm 2 w celu ograniczenia przecieku fotonów poza kolimatorem. Właściwości algorytmu obliczeniowego Zgodnie z dokumentacją producenta [10], system planowania leczenia (Cone Dose Calculation, CDC) posiada zaimplementowany algorytm wykorzystujący do obliczeń rozkładu dawki współczynniki TMR (Tissue-Maximum Ratio) oraz profile wiązek (Off-Axis Ratio, OAR). Siatka obliczeniowa składa się z dwu macierzy punktów. Pierwsza z nich (rzadka) służy do obliczeń rozkładu dawki w całej objętości konturu zewnętrznego i ma rozdzielczość 5,0 mm. Druga (gęsta) otacza izocentrum, a jej granice oddalone są od niego o podwojoną średnicę użytego kolimatora plus dodatkowy 5,0 mm margines. Jej domyślna rozdzielczość to 1,0 mm. Rozdzielczość siatki gęstej może być zmieniana. System planowania umożliwia zastosowanie techniki łukowej i wykonania obliczeń rozkładu dawki na bazie planowania wprost, bez wykorzystania algorytmu odwrotnego planowania z optymalizacją rozkładu dawki. Algorytm CDC korzysta z pewnych uproszczeń. (i). Cały łuk jest przybliżony pewną liczbą wiązek statycznych, przy wybranym kroku zmiany kąta. W celu sprawdzenia wpływu kroku na rozkład izodoz zostały sporządzone plany dla różnych ustawień (Rys. 2). W środku geometrycznym fantomu ArcCHECK (Sun Nuclear Corporation, Melbourne, FL, USA) zostało umieszczone izocentrum wiązki stożkowej dla kolimatora 17,5 mm. Przeliczono cztery plany dla różnych ustawień gęstej siatki obliczeniowej i kroku kąta przy zadanej dawce 10 Gy z jednego pełnego łuku. Wartość odcięcia prezentowanych izodoz została ustawiona na 10% dawki zadanej. Część a to siatka rzadka z krokiem 1 stopień, b siatka rzadka z krokiem 10 stopni, c siatka gęsta z krokiem 1 stopień, d siatka gęsta z krokiem 10 stopni. Dla kroku 1 stopnia wpływ siatki jest znikomy (części a oraz c ). Dla 10 stopni różnice są już znacznie bardziej widoczne. Niezależnie od użytej siatki czas obliczeń rozkładu dawki w trzech wymiarach wynosił 2 minuty +/- 10%. Dla każdego z tych planów wyliczona liczba jednostek monitorowych była dokładnie taka sama. Rys. 1 a) Zestaw kolimatorów. Liczby oznaczają średnicę pola promieniowania w milimetrach mierzoną w izocentrum aparatu; b) Kolimator zamontowany do głowicy akceleratora Źródło: materiały własne. 362 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy (ii). W obliczeniach nie uwzględnia się gęstości tkanek, przyjmując gęstość materii ograniczonej konturem zewnętrznym równą gęstością wody. Dokumentacja producenta szacuje wpływ kości czaszki na osłabienie wiązki X-6MV równy 1,2% [10]. W celu sprawdzenia tego doświadczalnie wykonany został plan z pełnym łukiem o polu 1,6 x 1,6 cm 2 dla wybranego przypadku klinicznego. Przy tych samych ustawieniach wszystkich parametrów (siatka 1 mm, objętość macierzy obliczeniowej, położenie izocentrum, dawka zadana) plan został przeliczony dwa razy w systemie planowania Eclipse v. 13.6.23 z użyciem algorytmu AcurosXB: raz z korekcją niejednorodności, raz z wypełnieniem całego konturu zewnętrznego (dla planowania CDC jest to zawsze skóra pacjenta) gęstością wody. W obu przypadkach dawka zadana w izocentrum wynosiła 10,0 Gy. W przypadku planu uwzględniającego niejednorodności liczba jednostek monitorowych (JM) wyniosła 1541,5, a dla planu z zadaną gęstością wody 1468,4, co daje różnicę 4,7%. Analogiczną kontrolę obliczeń wykonano dla drugiego przypadku klinicznego. Obliczona różnica liczby JM wyniosła 5,0%. Dodatkowo sprawdzono wpływ wielkości pola oraz użycia innego algorytmu na uzyskane różnice w liczbie JM. Przy zastosowaniu większego wymiaru pola, tj. 5 x 5 cm 2 uzyskana różnica wyniosła 4,6%. Użycie algorytmu AAA (Anisotropic Analytical Algorithm) dla pola 5 x 5cm 2 dało różnicę 3,6%. (iii). Z powodu bardzo małych średnic wiązek (największa daje pole o średnicy 17,5 mm w izocentrum) zaniedbane jest ukośne wejście wiązki oraz rozproszenie wsteczne promieniowania, a współczynniki OAR (Off Axis Ratio) są uznawane za niezależne od głębokości. Weryfikacja tych założeń wymaga zastosowania wyrafinowanych metod dozymetrycznych i wykracza poza zakres obecnej pracy. Przykładowe plany leczenia Rys. 2 Porównanie rozkładu dawki obliczonej w funkcji rozdzielczości kątowej wiązek oraz rodzaju wybranej siatki obliczeniowej; a) siatka rzadka, krok 1 stopień; b) siatka rzadka, krok 10 stopni; c) siatka gęsta, krok 1 stopień; d) siatka gęsta, krok 10 stopni Źródło: materiały własne. VMAT wykorzystany został kolimator HD. Użyto jednego punktu izocentrycznego oraz 9 niekoplanarnych łuków. Przykładowe rozkłady izodoz oraz rzuty punktów izocentrycznych zaprezentowane są na rysunku 3. Rozkład dawki jest przedstawiony w grejach, przy dolnej wartości odcięcia równej 15 Gy i bardzo zbliżonej wartości dawki maksymalnej. Kształty przecięcia objętości napromienianej z prezentowanymi płaszczyznami widoczne są jako czerwone linie. W przypadku użycia kolimatorów stożkowych nie udało się uzyskać pełnego pokrycia dawką 15 Gy bez istotnego wzrostu dawki maksymalnej. Pierwsze plany testowe, wykonane z zastosowaniem algorytmu CDC, zdają się potwierdzać wnioski literaturowe [2, 3, 4]. Wykonano dwa plany dla pacjenta z malformacjami tętniczo-żylnymi Drugie porównanie wykonano dla guza przysadki, charakteryzującego się kolistym kształtem i średnicą nieprzekraczającą 1 cm (Rys. 4). Dawka zadana wynosiła 15 Gy. Wybrany został (AVM Arteriovenous Malformation) z dawką zadaną 20 Gy. Objętość leczona w takich przypadkach najczęściej jest bardzo skomplikowana geometrycznie (Rys. 3). Ze względu na rozmiary liniowe targetu, równe 2,5 cm w najszerszym miejscu, wykorzystany został kolimator o największej dostępnej średnicy 17,5 mm. Plan wymagał użycia sześciu punktów izocentrycznych i sześciu pełnych łuków koplanarnych. Porównanie zostało dokonane z planem wykonanym w systemie Eclipse, v. 13.6.23. W dynamicznym planie typu Rys. 3 Porównanie rozkładu dawki w rozpoznaniu AVM z wykorzystaniem kolimatorów stożkowych (a1 przekrój poprzeczny, a2 przekrój czołowy, a3 przekrój strzałkowy) i kolimatora HD (b1 przekrój poprzeczny, b2 przekrój czołowy, b3 przekrój strzałkowy) Źródło: materiały własne. Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 363

radioterapia \ radiotherapy artykuł naukowy \ scientific paper Rys. 4 Porównanie rozkładu dawki w rozpoznaniu guza przysadki z wykorzystaniem kolimatorów stożkowych (a1 przekrój poprzeczny, a2 przekrój czołowy, a3 przekrój strzałkowy) i kolimatora HD (b1 przekrój poprzeczny, b2 przekrój czołowy, b3 przekrój strzałkowy) Źródło: materiały własne. będą przechodziły przez wnęki powietrzne (np. zatoki), różnice mogą być bardzo istotne. Z powodów ograniczeń technicznych, zastosowanie kolimatorów stożkowych w lokalizacjach innych niż śródczaszkowe wydaje się być ograniczone. Położenie końca kolimatora w odległości 26 cm od izocentrum może utrudniać również dozymetrię planów leczenia za pomocą matryc o większych wymiarach, ze względu na możliwe kolizje. Literatura kolimator o średnicy 15,0 mm. Plan składał się z jednego pełnego łuku, przebiegającego w płaszczyźnie poprzecznej badania CT. Porównanie zostało dokonane z planem VMAT, składającym się z dwu koplanarnych łuków. Rozkład izodoz w dawkach absolutnych prezentuje rysunek 4. Dawka odcięcia na rysunku 4 wynosi 5 Gy, a skala kolorów rozkładu w obu przypadkach dotyczy wartości maksymalnej dla planu VMAT (17,43 Gy). Wartość dawki maksymalnej w planie z użyciem kolimatorów stożkowych wynosi 15,79 Gy. W planie tym uzyskany został większy gradient dla dawek z przedziału 11-14 Gy (kolor zielony), a rozkład dawki w objętości napromienianej charakteryzuje wyższa homogenność. Podsumowanie Wynik planowania rozkładu dawki typu forward planning, czyli bez pomocy optymalizatora jest bardzo mocno zależny od doświadczenia fizyka planującego. Jest to najbardziej widoczne przy planach wykorzystujących kilka izocentrów, kiedy trzeba posługiwać się czasochłonną techniką prób i błędów. W przypadku przybliżenia łuku największą możliwą liczbą wiązek statycznych wybór siatki obliczeniowej jest sprawą drugorzędną. Otrzymuje się bardzo zbliżone rozkłady dawek i identyczne wartości jednostek monitorowych. Pominięcie niejednorodności w obliczanej objętości wpływa na uzyskanie mniejszej zgodności obliczeń z pomiarami. Wielkość tych różnic będzie zależała od lokalizacji. W przypadku napromieniania z użyciem takiej geometrii, w której wiązki 1. S.H. Benedict, D.J. Schlesinger, S.J. Goetsch, B.M. Kavanagh: Stereotactic radiosurgery and stereotactic body radiation therapy, CRC Press, Taylor and Francis Group 2014. 2. H.Y. Yip, W.L. A. Mui, J.W.Y. Lee, W.W.K. Fung, J.M.T. Chan et al.: Evaluation of radiosurgery techniques Cone-based linac radiosurgery vs tomotherapy-based radiosurgery, Med Dosim, 38, 2013, 184-189. 3. J.C.T. Chen, J. Rahimian, M.R. Grivigian, M.J. Miller: Contemporary methods of radiosurgery treatment with the Novalis linear accelerator system, Neurosurg Focus, 23(6), 2007. 4. D. Pokhel, S. Sood, C. McClinton, H. Saleh, R. Badkul et al.: Linac- -based stereotactic radiosurgery (SRS) in the treatment of refractory trigeminal neuralgia: Detailed description of SRS procedure and reported clinical outcomes, J Appl Clin Med Phys, 18(2), 2017, 136-143. 5. R. Dąbrowski: Dozymetria małych pól fotonowych, 1(3), 2012. 6. I. Das, G. Ding, A. Ahnesjö: Small fields: Nonequilibrium radiation dosimetry, 35(1), 2008. 7. W.U. Laub, T. Wong: The volume effect of detectors in the dosimetry of small fields used in IMRT, Med Phys, 30(3), 2003, 341-347. 8. M. Tyler, P.Z.Y. Liu, K.W. Chan, A. Ralston, D.R. McKenzie et al.: Characterization of small-field stereotactic radiosurgery beams with modern detectors, Phys Med Biol, 58, 2013, 7595-7608. 9. S. Gholami, F. Longo, H.A. Nedine, A. Berti, M. Mousavi et al.: Application of Geant4 Monte Carlo simulation in dose calculations for small radiosurgical fields, Med Dosim, in press, 2017. 10. Eclipse Photon and Electron Algorithms Reference Guide, P1008611-002-B, Varian Medical Systems, 2014. 364 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł / article radioterapia / radiotherapy Ocena trzech uproszczonych metod obliczania liczby jednostek monitorowych Natalia Przekora 1, Dariusz Kikoła, Oskar Madetko 2, Paweł Kukołowicz 2 1 Politechnika Warszawska, Wydział Fizyki, Koszykowa 75, 00-662 Warszawa 2 Zakład Fizyki Medycznej w Centrum Onkologii Instytucie im. Marii Skłodowskiej-Curie w Warszawie, ul. Roentgena 5, 02-798 Warszawa, tel. +48 22 546 27 75, e-mail: p.kukolowicz@zfm.coi.pl Wprowadzenie Jednolity tekst rozporządzenia Ministra Zdrowia w sprawie warunków bezpiecznego stosowania promieniowania jonizującego dla wszystkich rodzajów ekspozycji medycznej z dnia 3 kwietnia 2017 r. nakłada na osoby przygotowujące leczenie wiązkami zewnętrznymi obowiązek zweryfikowania dawki w planie leczenia przez niezależne obliczenia lub pomiar [1]. W zależności od sytuacji klinicznej oraz przyjętego sposobu pracy, obliczenia wykonane z użyciem stosowanego systemu planowania leczenia mogą być weryfikowane na wiele różnych sposobów. W przypadku planów przygotowanych w technice IMRT zwykle obliczenia są weryfikowane poprzez pomiar [2]. W tym celu w Polsce szeroko stosowane są fantomy oraz oprogramowanie zestawów dozymetrycznych ArcCheck firmy Sun Nuclear, Octavius firmy PTW i Compass firmy IBA lub elektroniczne detektory portalowe firmy Varian. W przypadku technik 3D najczęściej obliczenia są weryfikowane poprzez wykonanie niezależnych obliczeń z użyciem innego systemu planowania leczenia. W Centrum Onkologii w Warszawie obliczenia wykonane w systemie Eclipse są weryfikowane poprzez obliczenia w systemie Oncentra MasterPlan lub z użyciem innego prostszego programu stworzonego w danym ośrodku lub dostępnego komercyjnie [3]. Przez wiele lat w Centrum Onkologii w Warszawie dla planów 3D taka weryfikacja była przeprowadzana z użyciem programu REF autorstwa Ryszarda Dąbrowskiego. Obliczenia były wykonywane w punkcie referencyjnym ICRU [4]. Obecnie, gdy niemal wszyscy pacjenci, również leczeni z intencją efektu paliatywnego, mają przygotowywane plany z użyciem tomografii komputerowej z zastosowaniem technik konformalnych w niezależnych obliczeniach, niezbędne jest uwzględnienie rozkładu gęstości w ciele pacjenta i rzeczywistego kształtu pól terapeutycznych. Ze względu na to, że używana w Warszawie wersja systemu Oncentra MasterPlan przestaje być wspierana (serwisowana) przez firmę Elekta, pojawiła się konieczność znalezienia innego narzędzia do sprawdzania obliczeń. Poszukując takiego rozwiązania, zadaliśmy sobie pytanie, czy proste narzędzia do weryfikacji są wystarczająco czułe, aby wykryć ewentualne błędy w obliczeniach wykonanych w systemie planowania leczenia. To pytanie jest szczególnie zasadne w odniesieniu do sytuacji, w której wiązka terapeutyczna przechodzi przez tzw. niejednorodności, to jest tkanki o innej gęstości niż gęstość tkanki miękkiej [5]. Największe wyzwanie pojawia się w przypadku terapii w obszarze klatki piersiowej, gdzie rozkład dawki jest w znaczący sposób modyfikowany przez płuca, tkankę o gęstości kilkukrotnie mniejszej niż gęstość tkanki miękkiej. W pracy tej przedstawiamy porównanie obliczeń liczby jednostek monitorowych wykonanych w systemie Eclipse (ver. 13.6.23) oraz wykonanych z użyciem programu REF i komercyjnie dostępnego programu RadCalc, sprzedawanej w Polsce przez firmę ASTRA. W pracy porównywano obliczenia wykonane w systemie Eclipse i w dwóch wymienionych programach jedynie dla wiązek fotonowych. Materiał i metody Metody obliczeniowe REF Program REF przed oddaniem do użytkowania wymaga wprowadzenia danych w postaci tabel procentowych dawek głębokich oraz mocy dawek. Określane są również warunki pomiarowe oraz referencyjne urządzenia terapeutycznego, dla którego wprowadzane są dane pomiarowe. Podczas obliczania liczby jednostek monitorowych do programu REF wszystkie niezbędne dane wejściowe do obliczeń Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 365

radioterapia \ radiotherapy artykuł \ article są wprowadzane ręcznie przez użytkownika. Użytkownik jest obowiązany wskazać urządzenie terapeutyczne, dla którego wykonywane są obliczenia, energię promieniowania, użyte modyfikatory, wielkość pola (obliczenia są ograniczone do pól prostokątnych) oraz głębokość radiologiczną punktu, w którym wykonywane będą obliczenia. Oczywiście należy również podać dawkę zleconą w punkcie obliczeniowym. Głębokość radiologiczna to głębokość skalowana gęstością tkanki, przez którą przechodzi promieniowanie. Na rysunku 1 wyjaśniono definicję głębokości radiologicznej. leczenia, co pozwala zachować precyzyjną informację o wielkości i kształcie pola. W systemie RadCalc poprawka na moc dawki związana z kształtem i wielkością pola nie jest obliczana jako całka współczynników rozpraszania po polu terapeutycznym, co pozwoliłoby uzyskać wysoką precyzję obliczeń tej poprawki. W obydwu metodach obliczany jest równoważny bok pola kwadratowego, który pozwala na aproksymację współczynnika na zmianę wielkości i kształtu pola. W każdej z tych metod równoważny kształt pola jest obliczany w sposób odmienny. Przed klinicznym użyciem obydwa narzędzia do niezależnego sprawdzania obliczeń liczby jednostek monitorowych, REF i Rad- Calc były szczegółowo sprawdzone. Sprawdzenie polegało na obliczeniu liczby jednostek monitorowych w fantomie wodnym, jako absorbencie, dla wielu pól kwadratowych i prostokątnych, na wybranych głębokościach każdą metodą i porównaniu wyników obliczeń z wynikami obliczeń ręcznych oraz wynikami pomiarów. Dane kliniczne Q Analizę przeprowadzono dla 30 planów leczenia pacjentów z guzami zlokalizowanymi w obszarze klatki piersiowej. Wszyscy pacjenci leczeni byli techniką 3D CRT. W zbiorze planów znajdowało się 41 pól dla energii 6 MV oraz 31 pól dla energii 15 MV. Dla każdego pola wyznaczono liczbę jednostek monitorowych w systemie planowania leczenia. Następnie obliczano liczbę jednostek monitorowych z zastosowaniem każdej z metod. Na rysunku 2 zielonym kolorem zaznaczono punkt, w którym obliczano liczbę jednostek monitorowych dla planu. Rys. 1 Wyjaśnienie pojęcia głębokości radiologicznej Głębokość radiologiczna wyraża wzór: drad = ρ1 d 1+ ρ2 d 2+ ρ3 d 3 Liczba jednostek monitorowych jest wyznaczana następującym wzorem: D MU = MD rad zlec ( X,Y ), gdzie X, Y to wymiary pola prostokątnego odczytane z protokołu systemu Eclipse. W praktyce głębokość radiologiczna jest odczytywana również z protokołu systemu planowania leczenia. RadCalc Dane wymagane przez system RadCalc są takie same jak dane wymagane przez program REF. Użytkownik ma do wyboru dwie metody obliczeniowe: metodę TPR i metodę procentowej dawki głębokiej. W pierwszym przypadku przed wykonaniem obliczeń, używając wprowadzonych dawnych w programie RadCalc generowane są współczynniki Tissue Phantom Ratio. Istnieje bezpośredni związek pomiędzy procentowymi dawkami głębokimi i współczynnikami TPR, co oznacza zasadniczo, że obydwie metody można uznać za równoważne. W przypadku systemu Rad- Calc dane do obliczeń są importowane z systemu planowania Rys. 2 Przykładowy plan leczenia z zaznaczonym punktem obliczeniowym Prezentacja wyników Wyniki różnicy obliczeń dla każdego pola są wyrażane jako różnica procentowa wyrażona względem wartości liczby jednostek monitorowych obliczonych w systemie Eclipse. MU MU = MU Eclipse Eclipse 100%, gdzie MU, MU Eclipse oznaczają odpowiednio liczbę jednostek monitorowych obliczoną w jednej z trzech uproszczonych metod i liczbę jednostek monitorowych obliczoną w Eclipsie. 366 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł / article radioterapia / radiotherapy Wyniki Na rysunku 3 pokazano otrzymane różnice obliczeń otrzymanych dla programu REF, dla wiązek o energii 6 MV. Program REF zawsze prowadził do wyznaczenia mniejszej liczby jednostek monitorowych. Wartość średnia różnicy i rozproszenie wyrażone jako odchylenie standardowe wynosiły odpowiednio 3,31%; 1,63% Na rysunku 4 pokazano otrzymane różnice obliczeń otrzymanych dla programu Radcalc i metody TPR dla wiązek o energii 6 MV. W tej metodzie również liczba jednostek monitorowych obliczona z użyciem programu RadCalc była mniejsza niż obliczona w systemie Eclipse. Wartość średnia różnicy i rozproszenie wyrażone jako odchylenie standardowe wynosiły odpowiednio 1,63%; 1,40%. Na rysunku 5 pokazano otrzymane różnice obliczeń otrzymanych dla programu Radcalc i metody PDG dla wiązek o energii 6 MV. Dla tej metody uzyskano największą zgodność z wynikami obliczeń wykonanymi w systemie Eclipse. Wartość średnia różnicy i rozproszenie wyrażone jako odchylenie standardowe wynosiły odpowiednio -0,65%; 1,26%. Na rysunku 6 pokazano otrzymane różnice obliczeń otrzymanych dla programu REF, dla wiązek o energii 6 MV. Program REF zawsze prowadził do wyznaczenia mniejszej liczby jednostek monitorowych. Wartość średnia różnicy i rozproszenie wyrażone jako odchylenie standardowe wynosiły odpowiednio -1,78%;1,4%. Na rysunku 7 pokazano otrzymane różnice obliczeń otrzymanych dla programu Radcalc i metody TPR dla wiązek o energii 15 MV. W metodzie tej również liczba jednostek monitorowych obliczona z użyciem programu RadCalc była mniejsza niż obliczona w systemie Eclipse. Wartość średnia różnicy i rozproszenie wyrażone jako odchylenie standardowe wynosiły odpowiednio -2,11%; 1,85%. Na rysunku 8 pokazano otrzymane różnice obliczeń otrzymanych dla programu Radcalc i metody PDG dla wiązek o energii 15 MV. Dla tej metody uzyskano największą zgodność z wynikami obliczeń wykonanymi w systemie Eclipse, jakkolwiek nadal w kilku przypadkach rozbieżności przekraczały 3%. 6 MV MU REF -2,3-3,4-4,2-5,1-2,9-3 -1,3-4,9-3,8-0,8-0,1-2,1-1,7-1,8-2,5-0,8-1,1-0,1-1,8-5,2-5,1-5,1-3,6-3,4-5,2-3,3-2,4-3,8-3,0-3,8-1,5-4,3-5-3,4-3,9-5,4-3,9-3,1-5,4-7,1-5,4 5,9 6,8 7 7,5 7,8 7,9 8,1 8,8 9 9,4 9,7 10,1 10,5 11,2 11,6 11,7 11,8 12,7 12,9 14 16 głębokość radiologiczna [cm] Rys. 3 Różnice wartości obliczonych liczb jednostek monitorowych dla programu REF, dla wiązek o energii 6 MV 6 MV MU RadCalc z TPR -2,8-2,5-5,3-2 -0,6-3,8-2,2-0,9-3,9-2,00 0,60,0-2,9-0,2-1-1,5-4,2-3,2 0,0-1,5 0-2,7 0-3,7-1,1 1,5-1,4-2,6-2,0-2-1,4-2,6-1,1-1,7-1,4-1,1-3,4-2,5-0,5-2,8 5,9 6,8 7 7,5 7,8 7,9 8,1 8,8 9 9,4 9,7 10,1 10,5 11,2 11,6 11,7 11,8 12,7 12,9 14 16 głębokość radiologiczna [cm] Rys. 4 Różnice wartości obliczonych liczb jednostek monitorowych dla programu RadCalc i metody TPR dla pojedynczych pól o energii 6 MV 6 MV MU RadCalc z PDG -1,9-1,40-2,6-1,2 0,3-1,1 0,4-2,9-1,00,9 1,8 0-1,4 0-0,4 1-3,0-2,3 0-0,5 1 0,8 2 0 0-0,4-1,9-1,3-0,4-1,7 0-1,7-0,5 0 0,5-2,8-2 -1,7-1,8 5,9 6,8 7 7,5 7,8 7,9 8,1 8,8 9 9,4 9,7 10,1 10,5 11,2 11,6 11,7 11,8 12,7 12,9 14 16 głębokość radiologiczna [cm] Rys. 5 Różnice wartości obliczonych liczb jednostek monitorowych otrzymanych dla programu RadCalc i metody PDG dla pojedynczych pól o energii 6 MV 15 MV MU REF -3,2-1,6-5 -3,9-6,6-5,4-0,4-4,7-3,3-2,9-8,4-1 -3 0-4,4-2,6-2 2,0-3,4-1,9-2,5-0,8-4 -6,7-5 -2,5-0,7-3,2-5,2-0,8-3,1 5,3 6,1 6,8 7,2 7,7 7,9 7,9 8,6 8,6 8,8 9,3 9,7 9,8 9,8 10,0 10 10,2 10,5 10,7 11,1 11,2 11,5 11,9 12,1 13,5 14 14,0 14,6 14,6 15,7 17 głębokość radiologiczna [cm] Rys. 6 Różnice wartości obliczonych liczb jednostek monitorowych otrzymanych dla programu REF dla wiązek o energii 15 MV 15 MV MU RadCalc z TPR 0-1,5-4,4-0,9-3,9-2,8-0,4-4,2-1,4-1,3-7,9-0,4-1 0-2,3-2,9-1,6-1,7-3 -1-2,0-2,1-3,2-3,7-0,9-5,8-0,4-2,5-2,8-0,41,4 5,3 6,1 6,8 7,2 7,7 7,9 7,9 8,6 8,6 8,8 9,3 9,7 9,8 9,8 10,0 10 10,2 10,5 10,7 11,1 11,2 11,5 11,9 12,1 13,5 14 14,0 14,6 14,6 15,7 17 głębokość radiologiczna [cm] Rys. 7 Różnice wartości obliczonych liczb jednostek monitorowych dla programu RadCalc i metody TPR, dla wiązek o energii 15 MV 0-1 -4,4 0-3 -2,3 0-3 -1,4-1,0-8 15 MV MU RadCalc z PDG 0-1,3 0,4-1,5-2,4-1,1-1,3-3 -1,0-1,3-2,1-2,1-3,2 0-5,8 0,4-1,3-1,9 0,4 1,8 5,3 6,1 6,8 7,2 7,7 7,9 7,9 8,6 8,6 8,8 9,3 9,7 9,8 9,8 10,0 10 10,2 10,5 10,7 11,1 11,2 11,5 11,9 12,1 13,5 14 14,0 14,6 14,6 15,7 17 głębokość radiologiczna [cm] Rys. 8 Różnice wartości obliczonych liczb jednostek monitorowych otrzymanych dla programu RadCalc i metody PDG dla wiązek o energii 15 MV Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 367

radioterapia \ radiotherapy artykuł \ article Wartość średnia różnicy i rozproszenie wyrażone jako odchylenie standardowe wynosiły odpowiednio -1,63%; 1,93%. Omówienie wyników Podejmowane są liczne wysiłki, aby uczynić z radioterapii bezpieczne i skuteczne narzędzie do leczenia nowotworów. Ta dbałość o bezpieczeństwo znajduje swoje odzwierciedlenie w zaleceniach, a nawet w stanowionym prawie. W Polsce wymagane jest, aby obliczenia liczby jednostek monitorowych, wielkości proporcjonalnej do zdeponowanej dawki, wykonane w systemie planowania leczenia były weryfikowane przez niezależne obliczenia lub pomiar. W przypadku skomplikowanych technik, takich jak IMRT, najczęściej stosowana jest weryfikacja dozymetryczna. Ma to tę zaletę, że oprócz sprawdzenia wykonanych obliczeń, kontrolowane jest również działanie akceleratora medycznego. W prostszych technikach uważa się, że wystarczające jest sprawdzenie niezależną metodą obliczeniową. Do niedawna proste plany leczenia, stosowane np. w przypadku terapii paliatywnej, były przygotowywane z użyciem konwencjonalnego symulatora terapeutycznego i zwykle zawierały jedynie dwa pola przeciwległe. W tym przypadku zakładano, że ciało pacjenta jest jednorodne, co pozwalało wykonywać obliczenia tak, jakby wiązka oddziaływała z wodą. Takie obliczenia można było z wystarczającą dokładnością wykonać ręcznie. Obecnie ze względu na znacznie większą dostępność tomografii komputerowej oraz rozwój radioterapii te proste techniki są zastępowane przez techniki konformalne, a plany leczenia są wykonywane w nowoczesnych systemach planowania leczenia. W obliczeniach rozkładu dawki uwzględniane są tkanki różniące się gęstością od tkanki miękkiej. Pola terapeutyczne, dzięki stosowaniu kolimatorów wielolistkowych, mają dość skomplikowany kształt, znacznie odbiegający od stosowanych dawniej pól prostokątnych. Te wszystkie zmiany wymagają wprowadzania nowych narzędzi obliczeniowych. W pracy tej przedstawiono porównanie obliczeń liczby jednostek monitorowych wykonanych w systemie Eclipse (ver.) oraz wykonanych z użyciem programu REF i komercyjnie dostępnego programu RadCalc firmy SunNuclear. Program REF był przez wiele lat podstawowym narzędziem używanym do obliczania i weryfikowania obliczeń liczby jednostek monitorowych. Przed wykonaniem pracy prawidłowość działania obydwu programów oraz systemu Eclipse została sprawdzona poprzez obliczenia w jednorodnym fantomie wodnym. System Eclipse był również sprawdzony w odniesieniu do obliczeń wykonanych w niejednorodnym fantomie. Liczba jednostek monitorowych obliczonych w programie REF jest znacznie niższa niż w systemie Eclipse. Dla wiązek o energii 6 MV ta różnica średnio przekracza 3%. W wewnętrznych zaleceniach uzyskanie rozbieżności przekraczającej 3% oznacza konieczność bardziej wnikliwej analizy otrzymanych danych. Innymi słowy, niemal wszystkie plany przygotowane w rejonie klatki piersiowej, w których płuca znacząco modyfikują rozkład dawki, musiałyby zostać poddane dodatkowej weryfikacji, co znacząco zwiększa nakład pracy. W przypadku wiązek o energii 15 MV, dla programu REF, uzyskano lepszą zgodność. Nadal jednak w 11 przypadkach na 31 różnica przekracza 3%. Bardziej szczegółowa analiza uzyskanych wyników wskazuje, że rozbieżności mają swoje źródło w fakcie, że w systemie REF nie uwzględniana jest zmiana wielkości i kształtu pola promieniowania. Do obliczeń używane jest zawsze większe pole, co zwiększa moc dawki i w konsekwencji prowadzi do uzyskania mniejszej liczby jednostek monitorowych. Dla większego pola w mocy dawki większy jest udział promieniowania rozproszonego. Dodatkowo obecność tkanki o gęstości znacząco niższej od gęstości tkanki miękkiej zmniejsza liczbę oddziaływań fotonów z absorbentem, co dodatkowo zmniejsza udział promieniowania rozproszonego w mocy dawki. Analiza udziału w mocy dawki promieniowania rozproszonego pozwala wytłumaczyć znacznie lepszą zgodność obliczeń wykonywanych w programie RadCalc i w programie Eclipse. W programie RadCalc uwzględniana jest zmiana kształtu pola, co pozwala przynajmniej częściowo skompensować wpływ zmiany mocy dawki rozproszonej. Autorom tej pracy nie udało się wytłumaczyć różnic otrzymanych dla metody TPR i PDG. Obydwie metody wydają się być identyczne. Jedyna różnica polega na trochę innej metodzie określania wpływu i wielkości, i kształtu pola na moc dawki. Ze względu jednak na to, że w wiązkach o energii 6 MV i 15 MV udział promieniowania rozproszonego w mocy dawki nie przekracza 15% inne podejście do określania równoważnego pola nie tłumaczy otrzymanych różnic pomiędzy metodą TPR i PDG. W kilku przypadkach otrzymaliśmy bardzo duże różnice pomiędzy obliczeniami wykonanymi w systemie Eclipse i inną, prostszą metodą, przekraczające nawet 8%. Przypadki te zostały szczegółowo przeanalizowane. Stwierdziliśmy, że wytłumaczeniem tak dużych różnic było: 1) umieszczenie punktu izocentrycznego w obszarze płuca lub stosunkowo blisko brzegu pola terapeutycznego, co oznaczało, że obliczenia były wykonywane w obszarze braku równowagi elektronowej; 2) sytuacja, w której ogromna objętość płuc znajdowała się w polu terapeutycznym, co prowadziło do znacznej zmiany mocy dawki od promieniowania rozproszonego. W celu zweryfikowania tych hipotez zmienialiśmy położenie punktu obliczeniowego, aby uniknąć opisanej sytuacji. Zawsze po zmianie położenia punktu obliczeniowego uzyskiwaliśmy znacznie lepszą zgodność obliczeń wykonanych w systemie Eclipse i wykonanych metodą uproszczoną. To doświadczenie wskazuje na konieczność starannego umieszczania punktu obliczeniowego. Powstaje merytorycznie uzasadnione pytanie, czy sposób, w jaki przeprowadzono ocenę przydatności metod uproszczonych do weryfikowania obliczeń wykonywanych w nowoczesnych systemach planowania leczenia jest wiarygodny. Sprawdzenie wyrafinowanego oprogramowania poprzez bardzo proste oprogramowanie może nasuwać wątpliwości. To prawda. Dlatego należy zawsze pamiętać, że ostateczną weryfikacją przydatności do stosowania systemu planowania leczenia do wykonywania obliczeń jest porównanie tych ostatnich 368 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł / article radioterapia / radiotherapy z pomiarami. Autorzy tego opracowania wykonali takie porównanie i uzyskali zadowalające wyniki. Jednakże w codziennej pracy wykonywanie pomiarów przekracza możliwości każdego zespołu fizyków. Oczywiście byłoby najlepiej przygotowany plan leczenia przeliczyć z zastosowaniem innego trójwymiarowego systemu planowania leczenia, co nie zawsze jest możliwe ze względu na wysokie koszty zakupu systemu planowania leczenia. Wnioski ISTNIEJE OD 1989 R. OŚRODEK BADAŃ i ANALIZ PP Marek Zając i Artur Zając s.c. ul. prof. Michała Bobrzyńskiego 23A/U2, 30-348 KRAKÓW, fax: +48 12 202 04 77, tel.: +48 603 18 77 88, e-mail: ppmz@interia.pl POSIADAMY AKREDYTACJĘ NR AB 286 POMIARY reklama Uproszczone metody obliczania liczby jednostek monitorowych pozwalają na zgrubną weryfikację obliczeń wykonanych w trójwymiarowych systemach planowania leczenia. Wymaga to jednak wcześniejszego porównania wyników obliczeń uzyskiwanych w systemie planowania i w programie używanym do weryfikacji i ich szczegółowej analizy. Z porównywanych narzędzi najlepsze wyniki zostały uzyskane dla programu RadCalc i metody PDG i ta metoda będzie używana w codziennej praktyce. Otrzymane wyniki wskazują na ważność uważnego definiowania punktu obliczeniowego. Literatura 1. Rozporządzenia Ministra Zdrowia w sprawie warunków bezpiecznego stosowania promieniowania jonizującego dla wszystkich rodzajów ekspozycji medycznej z dnia 3 kwietnia 2017 r., http://dziennikustaw.gov.pl/du/2017/884. 2. Guidelines for verification of IMRT, https://www.estro.org/bi- naries/content/assets/estro/school/publications/booklet-9--- guidelines-for-the-verification-of-imrt.pdf. 3. Independent dose Calculations Concepts and Models, https://www.estro.org/binaries/content/assets/estro/school/ publications/booklet-10---independent-dose-calculations--- concepts-and-models.pdf 4. International Commission on Radiation Units and Measurements. ICRU Report 50. Prescribing, recording, and reporting photon beam therapy. Bethesda, MD, ICRU, 1993. 5. AAPM Raport No. 85, Tissue inhomogeneity corrections for megavoltage beams, August 2004 6. Li X Allen: Peak scatter factors for high energy photon beams, June 1990. 7. F.M. Khan: Dose distribution and scatter analysis, [in:] F.M. Khan (ed.): The Physics of Radiation Therapy, 4th ed. Philadelphia, PA: Lippincott Williams & Wilkins, 2010, 140-157. 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 (180 3000 nm): nadfioletowe, widzialne (w tym niebieskie), podczerwone promieniowania laserowego pobieranie prób powietrza oraz oznaczanie zawartości pyłu całkowitego i respirabilnego. www.ppkrakow.pl Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 369

prezentacja \ presentation reklama \ advertisement RADCALC 6.3.4 NAJNOWSZA WERSJA 2017 Wiarygodna weryfikacja MU Dokładne i szybkie obliczenia dozymetryczne Dlaczego RadCalc? Konfiguracja modułów dla różnych technik napromieniania Dokładna i szybka weryfikacja dozymetryczna Zmodyfikowany algorytm całkowania Clarksona uwzględniający rozproszenie tzw. head scatter oraz zapewniający wyjątkową precyzję obliczeń Szybkie przygotowanie do pracy w ośrodku Elastyczny system przyznawania licencji Profesjonalne wsparcie i przejrzysta dokumentacja Intuicyjny i przyjazny użytkownikowi interfejs Elastyczna architektura instalacji - lokalnie lub na serwerze Wieloplatformowość - Windows Vista, 7, 8, 8.1, 10 Obszary zastosowań Wsparcie dla konwencjonalnych planów leczenia 2D, 3D, IMRT oraz planów z kompensatorami lub klinami Weryfikacja dawki w objętości dla brachyterapii (3D) Wsparcie dla brachyterapii HDR, HDR (Xoft), LDR oraz planów leczenia ze stałymi implantami Konfigurowalne wydruki oraz narzędzia raportowania, edycji danych fizycznych i administracyjnych Możliwość porównania obliczeń dla dwóch planów tego samego pacjenta oraz porównania obliczeń z danymi z plików RTP Wsparcie dla VMAT oraz obszarów zainteresowania (ROI) Import i eksport danych z RTP oraz systemów V&R Konfigurowalne poziomy dawki wg. raportu TG-114 Obliczenia dla wiązek fotonowych i elektronów Wsparcie dla obliczeń dawek poza osią wiązki Wsparcie dla CyberKnife, BrainLab Obliczenia dawek dla diod w dozymetrii in-vivo Weryfikacja 3D Monte Carlo (2018) Integracja z systemem Dosimetry Check firmy Math Resolutions Wsparcie dla tomoterapii (wersja beta) Dodatkowo wiele innych funkcjonalności Producent oprogramowania RadCalc: Wsparcie dla VMAT oraz obszarów zainteresowania ROI Wparcie dla brachyterapii HDR Wyłączny przedstawiciel w Polsce: 370 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł / article radioterapia / radiotherapy W poszukiwaniu najlepszego planu leczenia. Matematyczne podstawy optymalizacji wielokryterialnej i jej zastosowanie w radioterapii (Pareto-optymalność) Część II Model optymalizacji wielokryterialnej w planowaniu leczenia techniką IMRT Izabela Baranowska Zakład Fizyki Medycznej, Centrum Onkologii Ziemi Lubelskiej im. św. Jana z Dukli, ul. dr. K. Jaczewskiego 7, 20-090 Lublin, tel. +48 81 454 13 16, e-mail: izabela.baranowska@poczta.fm Wprowadzenie Planowanie leczenia chorego onkologicznie z użyciem radioterapii to niewątpliwie wielokryterialny problem optymalizacyjny. Omówione w I części artykułu koncepcje stanowią teoretyczną podstawę jego rozwiązania na gruncie matematyki oraz informatyki. Ich właściwe zrozumienie i zastosowanie powinno doprowadzić do osiągnięcia głównego celu, jakim jest podanie optymalnej w każdym konkretnym przypadku dawki promieniowania, odpowiadającej kształtowi objętości tarczowej targetu (guza). Należy przy tym stwierdzić, że optymalizacji może być poddany w istocie każdy parametr, który jest w stanie zmodyfikować fluencję w ciele pacjenta. Takie parametry to: kąty ramienia, kąt stołu; rodzaj promieniowania, np. fotony, elektrony, protony; energia wiązek; technika realizacji; ułożenie pacjenta w trakcie napromieniania; różne akcesoria, np. bolus. W praktyce najczęściej jak dotąd wartości tych parametrów określane są w oparciu o wiedzę doświadczonych planistów. Teoria optymalizacji wnosi istotne uściślenia i automatyzm (w pozytywnym sensie) do planowania leczenia. Przyjrzyjmy się jej najważniejszym aspektom na gruncie techniki IMRT [1]. Jak wiadomo, jedną z najbardziej wyrafinowanych, rozbudowanych i zaawansowanych technik radioterapii konformalnej jest technika radioterapii z modulacją intensywności wiązki IMRT (Intensity Modulated Radiation Therapy). Technika ta pozwala na elastyczne kształtowanie rozkładu dawki w ciele pacjenta. Rolę modyfikatora intensywności (a mówiąc dokładniej fluencji) wiązki promieniowania realizuje kolimator wielolistkowy MLC, którego listki poruszając się w trakcie napromieniania modyfikują kształt pola terapeutycznego, tym samym modulują niejednorodność dwuwymiarowych (w poprzecznym przekroju wiązki) map intensywności/fluencji. Poszczególne apertury o niejednorodnych intensywnościach (fluencjach) nakładają się, co skutkuje modulacją intensywności promieniowania. Tak modulowane wiązki promieniowania kierowane w pacjenta z różnych kątów ustawienia ramienia akceleratora pozwalają na przestrzenne rzeźbienie rozkładu dawki w ciele chorej osoby, czyli na takie zróżnicowanie tego rozkładu, że możliwe jest napromienianie objętości tarczowych (często o skomplikowanych i nieregularnych kształtach) jednorodną dawką przy jednoczesnym oszczędzeniu struktur chronionych, które nierzadko wpuklają się w obszar objętości przeznaczonych do napromieniania [2]. Dodatkowe stopnie swobody związane z ustawieniem listków kolimatora (wyrażające się istnieniem różnych poziomów dwuwymiarowej funkcji schodkowej intensywności beamletów) pomagają osiągnąć lepszy stopień dopasowania (konformalności) trójwymiarowego rozkładu dawki w obszarach tarczowych i/lub lepszy poziom oszczędzenia narządów chronionych. Jednak olbrzymia liczba kombinacji możliwych ustawień listków kolimatora wymusza w oczywisty sposób użycie algorytmów optymalizacyjnych i zastosowanie tzw. planowania odwrotnego/wstecznego (inverse planning), w którym osoba planująca leczenie definiuje zbiór statystycznych parametrów pożądanego rozkładu dawki w poszczególnych objętościach tarczowych i strukturach chronionych (minimum i maksimum dawki, dawka średnia, zależności typu dawka objętość). Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 371

radioterapia \ radiotherapy artykuł \ article Oczekiwania te dotyczące rozkładu dawki w planie leczenia matematycznie wyraża funkcja celu, której własności mają fundamentalne znaczenie dla procesu optymalizacji, a przez to także dla uzyskanego rozwiązania. Kluczowy problem stanowi między innymi to, czy owa funkcja jest liniowa, wypukła, różniczkowalna, spełniająca warunek Lipschitza, posiadająca własność dekompozycji, wielomodalna (posiadająca wiele minimów lokalnych) itd. [3]. W optymalizacji planów leczenia szczególne znaczenie ma własność wypukłości (convexity) i niewypukłości (non-convexity) funkcji celu [4]. Proces optymalizacji map intensywności w planowaniu odwrotnym IMRT w zdecydowanej większości obecnie dostępnych komercyjnych systemów planowania leczenia odbywa się z użyciem skalarnej funkcji celu, która w istocie jest uproszczeniem wielokryterialnego problemu do skalarnej, jednokryterialnej funkcji celu, dającej się najprościej zapisać w postaci sumy ważonej. Dla przypomnienia: m f ( x)= wf i i ( x ) i = 1 (12a) w 01, oraz w = 1. i m i i = 1 Współczynniki wagowe w i odzwierciedlają preferencje planisty/ decydenta o (relatywnej) ważności konkurujących ze sobą celów: napromienienie targetów versus ochrona narządów chronionych. Bardzo często osoba planująca z góry nie wie, jak ważne są poszczególne kryteria, czyli odrębne człony funkcji celu. Należy mocno podkreślić, że uproszczenie to (12a) polegające na sprowadzeniu problemu wielokryterialnego do pojedynczej skalarnej i zagregowanej funkcji celu oraz na wprowadzeniu względnych współczynników wagowych powoduje, że proces optymalizacji obarczony jest subiektywizmem już w punkcie startu. W efekcie proces ustalania właściwych wartości poszczególnych współczynników bardzo często staje się żmudnym i czasochłonnym zajęciem, prowadzącym do powstania swego rodzaju iteracyjnej pętli człowiek komputer (system planowania leczenia, optymalizator) [5]. Wynik działania algorytmu optymalizacyjnego w procesie planowania wstecznego IMRT to (dla jednego zestawu wartości w i i dla konkretnej geometrii wiązek) pojedynczy plan leczenia czyli pewien zbiór dwuwymiarowych profili intensywności (fluencji) promieniowania, które w najlepszy sposób realizują cele zdefiniowane przez konkretną funkcję celu. W toku konstruowania funkcji celu użytej do optymalizacji planu IMRT wykorzystuje się bądź modele fizyczne bazujące na dobrze znanych wielkościach fizycznych (dawka, objętość, ograniczenia dawka objętość), bądź rzadziej modele biologiczne, które są próbą matematycznego opisu złożonych procesów radiobiologicznych. Jednak w komercyjnie dostępnych systemach planowania leczenia techniką IMRT funkcja celu najczęściej budowana jest w oparciu o trzy główne typy kryteriów optymalizacyjnych wyrażanych funkcjami bazującymi na: dawce (wartości graniczne dla dawki minimalnej i maksymalnej), EUD (Equivalent Uniform Dose), zależnościach DVH (Dose Volume Histogram) typu dawka objętość [2]. Najbardziej ogólną postać funkcji celu w optymalizacji IMRT można zapisać następująco: A B T T OAR OAR a a b b a= 1 b= 1 f = p f + p f (12b) T T gdzie f a to funkcja celu dla a-tego targetu, zaś p a stanowi pewną funkcję kary za przekroczenie ograniczeń zdefiniowanych przez planistę dla tego targetu. Analogicznie, f OAR b jest funkcją OAR celu dla struktury chronionej b, natomiast p b to odpowiedni współczynnik kary dla tej struktury [6]. Istnieją dwa główne podejścia do optymalizacji planów leczenia w technice IMRT: pierwsze z nich optymalizacja map fluencji (fluence map optimization, FMO) jako zmienne decyzyjne przyjmuje fluencję energii/intensywność beamletów, zaś druga optymalizacja apertur (direct aperture optimization, DAO) jako zmienne decyzyjne traktuje położenia listków kolimatora i wagi segmentów, na które dzielone są poszczególne pola terapeutyczne [5]. Model optymalizacji IMRT Bazowy model optymalizacji w IMRT można opisać następująco. Po pierwsze: zakładamy, że badanie tomograficzne pacjenta reprezentowane jest poprzez siatkę trójwymiarowych voxeli. Wówczas wektor d (w notacji macierzowej) wyraża dawkę w każdym voxelu w ciele pacjenta, a jego długość równa liczbie tych voxeli jest rzędu 10 6. Po drugie: każda wiązka promieniowania jest dzielona (dyskretyzowana) w siatkę beamletów. Całkowita liczba beamletów użytych w procesie optymalizacji map intensywności dla każdej wiązki jest sumą beamletów dla każdej z nich (wiązka jest identyfikowana poprzez kąt ramienia). Wartości intensywności poszczególnych beamletów są wyrażone przez wektor x (o długości rzędu 10 4 ), który jest (poszukiwanym) wektorem zmiennych decyzyjnych. Problem optymalizacji w planowaniu IMRT, polegający na znalezieniu wartości wektora zmiennych decyzyjnych, czyli wektora optymalnych intensywności beamletów x, wyrazić można w najbardziej ogólny sposób [4] w notacji macierzowej poprzez: minf ( d)= minf ( d( x )) Dx = d (13) x 0 x Ω Wektor zmiennych decyzyjnych x musi oczywiście należeć do zbioru rozwiązań (wektorów) dopuszczalnych Ω. Zbiór ten (znajdujący się w przestrzeni decyzyjnej) definiowany jest poprzez limitowane możliwości realizacji planów leczenia, wynikające z ograniczonych możliwości sprzętowych (np. szybkość przesuwu listków kolimatora). Z praktycznego punktu widzenia szczególnie ważny przypadek stanowi sytuacja, gdy zarówno funkcja celu f(x), jak i zbiór Ω są wypukłe. Mamy wtedy do czynienia z problemem 372 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł / article radioterapia / radiotherapy optymalizacji wypukłej. W takim przypadku istnieje dokładnie jedno minimum (minimum lokalne jest minimum globalnym), a sam proces optymalizacji jest znacznie ułatwiony, bowiem umożliwia zastosowanie wielu uproszczonych, szybkich i dobrze poznanych technik optymalizacji. Gdy zaś f(x) i/lub Ω są niewypukłe, analogicznie stykamy się z optymalizacją niewypukłą, zwykle znacznie trudniejszą do rozwiązania. Trudność ta wynika z tego, że minimum lokalne nie musi wówczas stanowić minimum globalnego [3]. Jeśli liczba wszystkich voxeli, dana jest indeksem k (k = 1, 2,, K), a liczba wszystkich (pochodzących ze wszystkich wiązek) beamletów określona jest indeksem j (j = 1, 2,, J), to całkowita dawka w voxelu k jest sumą: d k J = Dkj x j j= 1 (14) Dx = d gdzie D kj oznacza element macierzy dawki (dose influence matrix; kernel matrix) D i wyraża dawkę dostarczoną do voxelu k przez beamlet j [7, 8]. Jednokryterialny model optymalizacji IMRT W modelu optymalizacji standardowo spotykanym w obecnych systemach planowania leczenia IMRT problem optymalizacyjny ma postać jednokryterialną o skalarnej funkcji celu, która najczęściej jest wyrażona w formie sumy ważonej poszczególnych celów (kryteriów) wchodzących w skład funkcji celu. Optymalizacja będzie w takim przypadku polegała na minimalizacji: n min x x wf i i ( ) i = 1 (15) x Ω gdzie: f i, i = 1,, n to poszczególne cele (kryteria) określające pożądany rozkład dawki w targetach oraz strukturach chronionych; w i nieujemne współczynniki wagowe wyrażające względną (subiektywną!) ważność poszczególnych kryteriów. Jeśli zadanie optymalizacyjne jest zadaniem z ograniczeniami, to do optymalizowanej funkcji przyłącza się (poza kryterium optymalizacji) dodatkowe funkcje kar za naruszenie założonych ograniczeń. Planowanie IMRT jest w istocie optymalizacją wielokryterialną. Dlatego w poszukiwaniu najlepszego planu leczenia podejście jednokryterialne ze skalarną funkcją celu, względnymi współczynnikami wagowymi oraz klasycznym, pojedynczym rozwiązaniem wydaje się zbyt uproszczone. A takie właśnie podejście jest stosowane w praktycznie wszystkich dostępnych komercyjnie systemach planowania leczenia. Bezpośrednio pociąga to za sobą także dylemat w ocenie, jak dobry jest dany plan leczenia. Czy jest to już plan najlepszy z możliwych? Jeśli bowiem uzyskany w ten sposób plan jest klinicznie akceptowalny, to i tak fizyk planista nie ma pewności, że jest to plan najlepszy. Znaleziony przez niego plan może być planem suboptymalnym. Większość systemów planowania IMRT ma kilka słabych punktów: po pierwsze nie pozwala na przeprowadzenie swego rodzaju analizy czułości, tzn. szybkiego sprawdzenia, jak zmiany dawki w jednej strukturze wpłyną na rozkład dawki w innych strukturach; po drugie nie dostarcza metod przedstawiających panoramę innych możliwych opcji leczenia (innych planów leczenia); po trzecie nie oferuje narzędzi wprowadzających ranking i opcję porównania różnych planów leczenia. Wszystko to w znaczny sposób utrudnia ustalenie, kiedy zakończyć proces poszukiwania lepszego planu leczenia (co trochę przypomina poruszanie się po omacku) [9]. Wielokryterialny model optymalizacji IMRT Wielokryterialny odpowiednik wcześniej przedstawionego problemu (13), umożliwiający rozpatrzenie oryginalnej struktury funkcji celu, wraz ze wszystkimi jej poszczególnymi kryteriami, wyraża się w najprostszej formie jako wektorowe zadanie optymalizacji [9, 10]: { ( ( )) ( ( )) ( ( )) Ω} min ( f 1 d x, f 2 d x, f n d x ) : x Dx = d (16) x 0 x Ω KONTROLA DAWEK LABORATORIUM DOZYMETRII INDYWIDUALNEJ I ŚRODOWISKOWEJ ul. Radzikowskiego 152 31-342 Kraków e-mail: ladis@ifj.edu.pl tel.: 12 662 84 57 fax: 12 662 81 58 copyright LADIS reklama Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 373

radioterapia \ radiotherapy artykuł \ article W przypadku optymalizacji wielokryterialnej (16) funkcja celu jest funkcją wektorową f = (f 1, f 2,, f n ) przekształcającą przestrzeń decyzyjną w przestrzeń kryterialną, a jej poszczególne składowe f i to skalarne funkcje kryterialne. Rozwiązaniem problemu (16) jest zazwyczaj nieskończony zbiór rozwiązań Pareto-optymalnych. Optymalność jest tu rozumiana w sensie Pareto-optymalności, co oznacza, że rozwiązanie x jest optymalne wtedy, gdy nie istnieje taki x, że: f ( x' ) f ( x) (17) i dla i = 1,, n ze ścisłą nierównością dla co najmniej jednej wartości indeksu i. Zapis (16) oznacza w skrócie: znajdź wszystkie rozwiązania Pareto-optymalne, gdy funkcja celu ma n składowych f i (gdy i = 1,, n). Rozwiązania Pareto-optymalne (dokładniej mówiąc ich obraz w przestrzeni kryterialnej rozpiętej przez poszczególne kryteria składowe wektorowej funkcji celu) tworzą front/powierzchnię Pareto. W wielokryterialnym podejściu do problemu planowania leczenia techniką IMRT poszukuje się wielu wzajemnie równoważnych, nieulepszalnych rozwiązań, które stanowią elementy frontu (powierzchni) Pareto. Zbiór tych rozwiązań, czyli intensywności (fluencji) beamletów, opiera się na definicji relacji dominacji. Rozwiązania Pareto-optymalne, tj. rozwiązania niezdominowane, mają taką cechę, że nie jest możliwe polepszenie ich względem którejkolwiek skalarnej składowej f i funkcji celu bez pogorszenia pozostałych. Wyznaczenie całego frontu (powierzchni) Pareto jest bardzo trudne i obciążające obliczeniowo, a często wręcz niemożliwe, ponieważ niezdominowanych punktów może być nieskończenie wiele. W praktyce uproszczenie owego zadania polega więc na tym, aby znaleźć nie wszystkie z tych punktów, lecz możliwie najwięcej rozwiązań reprezentatywnych, stanowiących pewną bazę. Jej elementy powinny jak najbardziej równomiernie pokrywać zbiór rozwiązań niezdominowanych front Pareto [10]. Rolę silnika wyszukiwawczego i generującego zbiór rozwiązań Pareto-optymalnych pełnią algorytmy optymalizacji. Można podzielić je na dwie główne grupy: pierwsza to klasyczne metody rozwiązywania problemów wielokryterialnych, oparte na skalaryzacji zadania; drugą grupę stanowią metody, które widzą w pełni wielokryterialność zadania (metody stochastyczne: wśród nich algorytmy ewolucyjne, algorytmy symulowanego wyżarzania) [3]. i Algorytmiczne metody rozwiązywania problemów wielokryterialnych Metody klasyczne: klasyczne algorytmy optymalizacji wielokryterialnej Ponieważ rozwiązanie problemu wielokryterialnego zwykle jest trudne, to w praktyce często dąży się do zastąpienia zadania wielokryterialnego zadaniem jednokryterialnym lub ciągiem zadań jednokryterialnych, a następnie rozwiązania takich zadań za pomocą któregoś ze sprawdzonych algorytmów optymalizacji jednokryterialnej. Klasyczne metody rozwiązywania wielokryterialnych zadań optymalizacyjnych są więc zazwyczaj dobrymi metodami formułowania zastępczego skalarnego kryterium optymalizacji. Skalaryzacja zadania wielokryterialnego to zadanie optymalizacji jednokryterialnej z funkcją skalaryzującą [3]: S:R m { ( ( ) ( ) ( )) Ω} min S f 1 x, f 2 x,, f m x : x R (18) W zależności od wyboru funkcji S można mówić o różnych metodach skalaryzacji. Do najczęściej wykorzystywanych metod formułowania zastępczego, skalarnego kryterium optymalizacji należą [3, 4]: Metoda agregacji kryteriów optymalizacji Powszechnie stosowaną techniką wyznaczania rozwiązań niezdominowanych jest metoda ważonego sumowania składowych wektorowej funkcji celu. Wówczas funkcja celu jest funkcją sparametryzowaną o argumentach stanowiących wartości pojedynczych składowych wektorowej funkcji celu. Oparta jest na skalaryzacji za pomocą liniowych kombinacji składowych funkcji kryterialnych, czyli na wyznaczeniu rozwiązań optymalnych skalaryzacji o postaci [3]: m min wf i i ( x) : x Ω (19) i = 1 Jednak parametrów tej funkcji nie ustala decydent, lecz są one systematycznie (metodycznie) zmieniane przez optymalizator [11]. Optymalizacja uruchamiana jest wielokrotnie dla różnych ustawień parametrów tak, aby otrzymać w efekcie zbiór rozwiązań przybliżających front Pareto i rozwiązania Pareto-optymalne (przy pojedynczym dla konkretnych parametrów uruchomieniu optymalizatora otrzymuje się pojedyncze rozwiązanie). Zadanie optymalizacji w tym przypadku oznacza znalezienie hiperpłaszczyzny, która będzie styczna do frontu rozwiązań Pareto-optymalnych. Wartości współczynników wagowych determinują nachylenie hiperpłaszczyzny. Zatem rozwiązaniem zadania (19) będą punkty, w których hiperpłaszczyzna jest styczna do zbioru rozwiązań niezdominowanych. Metoda ta ma sporo zalet: jest szybka; ma dobrze poznany mechanizm działania; ponieważ funkcja skalaryzująca jest liniowa, to nie wprowadza żadnych dodatkowych utrudnień obliczeniowych; sprawdza się bardzo dobrze w przypadkach optymalizacji wypukłej, dobrze współpracującej z algorytmem sandwich generującym wewnętrzne i zewnętrzne przybliżenie frontu Pareto, kontrolując jednocześnie błąd tego przybliżenia [5]. Natomiast wadę jej stanowi to, że jest wrażliwa na kształt frontu Pareto (którego struktura nie jest znana a priori), tzn. że nie może wygenerować rozwiązań Pareto-optymalnych w niewypukłych obszarach; zatem jej działanie ogranicza się do przypadku optymalizacji wypukłej. Nadto w toku rozwiązywania problemów wielokryterialnych optymalizator musi być uruchamiany 374 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł / article radioterapia / radiotherapy wielokrotnie, a za każdym uruchomieniem znajduje tylko jedno rozwiązanie. Oczywistą konsekwencją takiego podejścia jest długi czas uzyskiwania ostatecznego zbioru rozwiązań. Metoda ograniczania kryteriów (metoda ε-ograniczeń) Zgodnie z tą metodą problem wielokryterialny sprowadza się do zadania klasycznej optymalizacji z ograniczeniami, gdzie poszczególne składowe wektorowej funkcji celu traktuje się jako ograniczenia, określając dla nich maksymalne dopuszczalne wartości, a wybrane dominujące kryterium eliminowane jest ze zbioru ograniczeń i staje się skalarną funkcją celu przeznaczoną do optymalizacji. Zaletą tej metody jest możliwość znalezienia rozwiązań Pareto-optymalnych zarówno na wypukłych, jak i niewypukłych obszarach frontu (powierzchni) Pareto. Inne metody skalaryzacji to: Metoda programowania celów Metoda leksykograficznego porządkowania celów (kryteriów) O ile prostota i szybkość obliczeń w przypadku opisanych powyżej metod klasycznych służących wyznaczaniu rozwiązań Pareto-optymalnych są niewątpliwie zaletami tych metod, o tyle trzeba sobie zdawać sprawę z ich znacznych ograniczeń w problemach czysto wielokryterialnych, o złożonych funkcjach celu takich jak planowanie IMRT. Przede wszystkim metody te w jednym uruchomieniu optymalizatora generują tylko jedno rozwiązanie Pareto-optymalne. Aby przybliżyć większy obszar frontu Pareto, proces optymalizacji musi być uruchamiany wielokrotnie. Istotą ewolucji jest dwustopniowy proces losowych zmian (poprzez operatory mutacji i krzyżowania) i ukierunkowanej selekcji. Losowość służy tu jedynie jako narzędzie do intensyfikacji poszukiwań; nie jest zatem procesem przypadkowego błądzenia w poszukiwaniu rozwiązania. Matematycznie można to zapisać [16]: ( ( )) x t + 1 = s v x t (20) Operatory mutacji i krzyżowania, wyrażające poprzez v losowe zmiany, operują na populacji istniejącej w czasie t (x[t]). Startują z pewnej populacji rozwiązań początkowych. Efekt ich działania i następnie selekcji powoduje powstanie nowej populacji rozwiązań w czasie t+1: x[t+1]. Zatem kościec algorytmów ewolucyjnych stanowią w sumie cztery operacje: 1. Kodowanie parametrów 2. Działanie na populacjach 3. Korzystanie z minimalnej ilości informacji 4. Losowe operacje (krzyżowania i mutacji). Ich odpowiednie wykorzystanie w algorytmach ewolucyjnych prowadzi częstokroć do lepszych efektów niż ma to miejsce w przypadku tradycyjnych metod optymalizacji, a to m.in. dlatego, że algorytmy te w przeciwieństwie do rozwiązań tradycyjnych nie wpadają w pułapki lokalnych minimów. A zatem algorytmy ewolucyjne dzięki swojej naturze bazującej na ewolucji reklama SZKOLENIA SPECJALISTYCZNE IOR, ORP, OA Metody ewolucyjne: ewolucyjne algorytmy optymalizacji wielokryterialnej SZKOLENIA http://szkolenia.ifj.edu.pl Alternatywą dla metod klasycznych przybliżania frontu Pareto stały się w ostatnim czasie potężne optymalizatory w postaci algorytmów ewolucyjnych, widzących wielokryterialność optymalizowanych zadań. Algorytmy tego typu potrafią efektywnie radzić sobie z kilkoma trudnymi kwestiami: z wysoce złożonymi funkcjami celu; z niewypukłościami (non-convexities) (niedającymi się uniknąć w problemie optymalizacji globalnej IMRT); z przestrzeniami poszukiwań o bardzo dużym wymiarze; z generacją wielu rozwiązań Pareto-optymalnych w jednym uruchomieniu optymalizatora a to dzięki możliwości równoległych poszukiwań [3]. Algorytm ewolucyjny zwany metodą ostatniej szansy To potężne narzędzie optymalizacyjne, jakim jest algorytm ewolucyjny, stosuje się wtedy, gdy decydent posiada nikłą wiedzę (niewiele danych) o problemie wielokryterialnym, który należy rozwiązać. Algorytm ten może sobie poradzić z takim właśnie zadaniem. W innych sytuacjach zwykle bardziej efektywne okazuje się zastosowanie metod klasycznych. 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 ul. Radzikowskiego 152 31-342 Kraków e-mail: szkolenia@ifj.edu.pl tel.: 12 662 84 57 12 662 83 32 fax: 12 662 81 58 Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 375

radioterapia \ radiotherapy artykuł \ article populacji są jedną z najlepszych metod rozwiązywania problemów wielokryterialnych [12]. Ogromną zaletą podejścia ewolucyjnego jest to, że w populacji może być wiele rozwiązań Pareto-optymalnych. Jedno uruchomienie optymalizatora dostarcza użytkownikowi nie jedno, lecz całe spektrum rozwiązań Pareto-optymalnych [11, 13]. Idea optymalizacji wielokryterialnej w planowaniu radioterapii techniką IMRT jest obszarem intensywnych badań. Wśród nich mieści się zagadnienie optymalizacji globalnej IMRT. W optymalizacji globalnej IMRT pojawia się ogromna potrzeba potężnych narzędzi algorytmicznych radzących sobie z nietrywialnym problemem niewypukłości (non-convexities). W przypadku optymalizacji planów IMRT mamy do czynienia z dwoma źródłami pochodzenia niewypukłości. Pierwsze z nich to dozymetryczne ograniczenia DVH typu dawka objętość wprowadzane do funkcji celu. Drugim powodem występowania problemu niewypukłości jest sam (hardware) akcelerator medyczny wykorzystywany w radioterapii. Niewypukłości pojawiają się przy próbie optymalizacji kątów i liczby wiązek, z których ma być napromieniany pacjent (BAO beam angle optimization), optymalizacji wag i kształtów apertur wiązek (DAO direct aperture optimization), optymalizacji planów VMAT (volumetric modulated arc therapy) [4, 10]. Te trzy kwestie: BAO, DAO i VMAT stanowiące element nowoczesnych technik radioterapii są bardzo złożonymi problemami. Dlatego przedstawię pokrótce najistotniejsze zagadnienia dotyczące tylko BAO. W komercyjnie dostępnych systemach planowania liczba i kąty wiązek napromieniania są do dziś ustalane na podstawie doświadczenia osoby planującej leczenie nie są poddawane optymalizacji. Istnieją dwa główne powody, dla których BAO do tej pory właściwie nie była implementowana w systemach planowania. Po pierwsze dlatego, że doświadczony planista potrafi dokonać wyboru bliskiego optymalnemu, jeśli chodzi o dobór geometrii wiązek. Po drugie z matematycznego punktu widzenia optymalizacja kątów i liczby wiązek będąca problemem niewypukłym to bardzo trudne zadanie. Kąty wiązek i odpowiednie mapy intensywności/fluencji są ze sobą sprzężone i nie mogą być optymalizowane niezależnie od siebie [1]. To nietrywialne zagadnienie związane jest z istnieniem wielu minimów zagrażających utknięciem algorytmu w pewnym minimum lokalnym. Problem jeszcze bardziej komplikuje zależność liczby i kątów wiązek od czynników takich jak: anatomia pacjenta, przepisana dawka, liczba oraz rozmieszczenie zarówno objętości tarczowych, jak i narządów chronionych, a także ich dawek tolerancji. Właśnie w takich przypadkach swoją siłę pokazują algorytmy ewolucyjne. Rozwiązanie problemu BAO z nawet tylko jednym kryterium jest szalenie trudnym zadaniem. Skalę tej trudności dobrze ilustruje następujący przykład: założywszy, że przestrzeń kątów wiązek jest dyskretna i przyjąwszy, że wiązki mogą być rozmieszczone równomiernie wokół pacjenta (w siatce co 10 ), da się obliczyć, że dla planu złożonego z na przykład 9 wiązek (typowy przypadek dla guzów głowy & szyi) ilość kombinacji 36 bez powtórzeń wynosi 94 mln. Problem o tak olbrzymim wymiarze jest praktycznie nie do rozwiązania za pomocą 9 klasycznych metod optymalizacji wielokryterialnej [4]. Dlatego często stosuje się hybrydowe podejście do optymalizacji globalnej, uwzględniającej zagadnienie BAO. Zadanie optymalizacji składa się wówczas z dwóch części: pierwsza tworząca pętlę zewnętrzną optymalizuje geometrię wiązek, wykorzystując silny algorytm ewolucyjny, który radzi sobie z unikaniem minimów lokalnych w tak ogromnej przestrzeni poszukiwań; drugą część stanowi pętla wewnętrzna, w której szybkie i proste algorytmy klasyczne optymalizują mapy fluencji/intensywności dla każdego układu wiązek [1, 14, 15]. Podsumowanie Na założeniach teoretycznych, modelach i metodach optymalizacji omówionych w I i II części niniejszego artykułu zostały oparte praktyczne rozwiązania licznych problemów wielokryterialnych z zakresu radioterapii. Zastosowania te będą przedmiotem opisu w części trzeciej i ostatniej. Literatura 1. U. Oelfke, S. Nill, J. Wilkens: Physical Optimization, [w:] T. Bortfeld, R. Schmidt-Ulrich, W. De Neve, D.E. Wazer (Eds.): Image- Guided IMRT, Springer-Verlag 2006. 2. T. Bortfeld, R. Schmidt-Ulrich, W. De Neve, D.E. Wazer (Eds.): Image-Guided IMRT, Springer-Verlag 2006. 3. J. Arabas: Wykłady z algorytmów ewolucyjnych, Wydawnictwa Naukowo-Techniczne, Warszawa 2004. 4. D. Craft: Multi-criteria optimization methods in radiation therapy planning: a review of technologies and directions, preprint arxiv:1305.1546v1, 2013. 5. R. Bokrantz: Multicriteria optimization for managing tradeoffs in radiation therapy treatment planning, Doctoral Thesis, KTH Royal Institute of Technology, Department of Mathematics, Stockholm 2013. 6. Q. Wu, R. Mohan: Algorithms and functionality of an intensity modulated radiotherapy optimization system, Med. Phys. 27(4), 2000, 701-710. 7. Y. Zhang, M. Merritt: Dose-volume based IMRT fluenceoptimizatiom: A fast least-squares approach with differentiability, Linear Algebra and its Applications, 428, 2008, 1365-1387. 8. Y. Zhang, M. Merritt: Fluence Map Optimization in IMRT Cancer Treatment Planning and A Geometric Approach, [w:] W.W. Hager: Multiscale Optimization Methods and Applications, Springer 2005, 205-227. 9. O. Romanko: Parametric and Multiobjective Optimization with Applications in Finance, Doctoral Dissertation, McMaster University, Hamilton, Canada, 2010. 10. M. Monz: Pareto Navigation interactive multiobjectiveoptimisation and its application in radiotherapy planning, Doctoral Dissertation, Universität Kaiserslautern, 2006. 11. E. Zitzler: Evolutionary Algorithms for Multiobjective Optimization: Methods and Applications, Doctoral Dissertation, Swiss Federal Institute of Technology Zurich, 1999. 12. R. Słowiński: Modelowanie preferencji w wielokryterialnych problemach decyzyjnych, Zeszyty Naukowe, Automatyka, Politechnika Śląska, 67(760), 1983, 95-111. 13. J. Legriel: Multi-Criteria Optimization and its Application to Multi- -Processor Embedded Systems, Doctoral Dissertation, Université De Grenoble 2011. 14. E. Schreibmann, M. Lahanas, L. Xing, D. Baltas: Multiobjective evolutionary optimization of number of beams, their orientations and weights for IMRT, Phys. Med. Biol., 49(5), 2004, 747-770. 15. D. Bertsimas, V. Cacchiani, D. Craft, O. Nohadani: A hybrid approach to beam angle optimization in intensity-modulated radiation therapy, Computers&Operations Research, 40(9), 2013, 2187-2197. 16. A. Ghosh, S. Dehuri: Evolutionary Algorithms for Multi - Criterion Optimization: A Survey, International Journal of Computing & Information Sciences, 2(1), 2004, 38-57 376 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł / article SafeLaser bezpieczne użytkowanie duże możliwości Jan Siwek ALSTOR Sp.j., ul. Wenecka 12, Warszawa, tel. +48 22 510 24 00, www.alstor.pl Terapia laserowa, znana od ponad 40 lat, to zabiegi medyczne wykorzystujące skupione światło lasera dostrajane do okna terapeutycznego. Najsilniejsze efekty lecznicze ma światło z zakresu czerwieni (np. 660 nm) i podczerwieni (np. 808 nm). Lasery niskoenergetyczne SafeLaser wykorzystują opatentowany układ optyczny, który może być bezpiecznie używany nie tylko w gabinetach lekarskich i placówkach medycznych, ale także w zaciszu domowym i to bez żadnych okularów ochronnych. Laser emitujący światło z zakresu czerwieni (660 nm) to SafeLaser 150, działa dość płytko, na głębokość ok. 3 cm. Z tego względu najlepiej nadaje się do leczenia stanów zapalnych i bólu mającego źródło blisko powierzchni skóry oraz w kosmetologii. Sprawdza się także w przypadku schorzeń, które można leczyć, naświetlając: błonę śluzową nosa (np. alergie, zatoki) czy podrażnienia stomatologiczne. Laser emitujący światło z zakresu podczerwieni (808 nm) to SafeLaser 500 Infra. Światło takie dochodzi do znacznie głębszych warstw ciała (nawet do 8 cm). Jest przydatne w schorzeniach układu mięśniowo-szkieletowego, łagodząc ból, redukując stan zapalny żylaków i przyspieszając leczenie mięśni, ścięgien i stawów, a także poważnych ran. W większych dawkach terapia leserem na podczerwień pobudza także odnowę chrząstki stawowej. Stosowane są również do wspomagania leczenia odleżyn i stopy cukrzycowej oraz szybkiego wchłaniania krwiaków. Terapia laserami SafeLaser może być wykorzystywana zarówno w leczeniu szpitalnym, po zabiegach jak również przez fizjoterapeutów, kosmetologów, stomatologów oraz w weterynarii. Szczegółowe informacje na temat zastosowań laserów znajdą Państwo na stronie www.safelaser.com.pl reklama À Bezpieczne dla oczu. À Terapię można prowadzić w szpitalu, klinice, ale także w warunkach domowych. À Naświetlanie zajmuje zaledwie 3-5 minut. À Terapia laserem jest całkowicie bezbolesna. À Istnieje możliwość naświetlania bezdotykowego, np. w przypadku zakażonych ran lub bolesnych obszarów. À Nie ma żadnych udokumentowanych efektów ubocznych. À Terapia laserem może stanowić uzupełnienie innych form leczenia. À Lasery objęte są 3-letnią gwarancją. www.safelaser.com.pl SL500 Infra SL150 Alstor Sp. J., 03-244 Warszawa, ul. Wenecka 12 tel. (22) 510 24 21, www.alstor.pl, medical@alstor.com.pl Certyfikaty serwisu: ISO9001 i ISO 13485 MEDICAL Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 377

radioterapia \ radiotherapy artykuł \ article We don t treat statues! Część I: Deformacyjna rejestracja obrazu w systemie planowania leczenia RayStation Jakub Reguła TMS Sp. z o.o., jakub.regula@tms.com.pl Wstęp Nie napromieniamy posągów! To hasło, które doskonale podsumowuje jedno z głównych wyzwań nowoczesnej radioterapii. Każdy pacjent jest dla nas, fizyków, wyzwaniem geometrycznym. Istoty żywe posiadają siedem wspólnych procesów życiowych: ruch, oddychanie, reakcja na bodźce, wzrost, wydalanie, odżywianie i rozmnażanie, a każdy z tych procesów ma ogromny wpływ na krótkoczasową i długoczasową zmianę w obrazie wykorzystywanym zarówno w diagnostyce, planowaniu leczenia, jak i terapii. Deformacyjna rejestracja obrazu jest użyteczna w wielu aspektach radioterapii, takich jak: konturowanie, deformacja dawki, śledzenie zmian w rozkładzie dawki i planowanie adaptacyjne. W systemie RayStation deformacyjna rejestracja obrazu jest zintegrowana, co oznacza, że nie ma potrzeby eksportowania i przesyłania danych pomiędzy różnymi programami. Obecnie dostępne są dwa różne algorytmy rejestracji deformacyjnej dające bardzo dużą swobodę w pracy z różnymi rodzajami obrazów i obrazami o różnej jakości. Zapraszamy do zapoznania się ze szczegółami ich działania. Hybrydowa rejestracja deformacyjna Algorytm ANACONDA (ANAtomically CONstrained Deformation Algorithm) łączy informacje zawarte w obrazie (takie jak poziom szarości) z informacjami anatomicznymi pochodzącymi Ryc. 1 Fuzja obrazów w fazie wdechu i wydechu. Po lewej: deformacyjna rejestracja obrazu (ANACONDA); po prawej: sztywna rejestracja obrazu z zestawu konturów. Umożliwia to uzyskanie spójności struktur anatomicznych nawet w obszarach, w których obraz jest mniej wiarygodny z powodu licznych artefaktów. Algorytmy bazujące jedynie na obrazie mają ograniczenia, ponieważ potrafią przeprowadzać regularyzację pola deformacji tylko poprzez zastosowanie pewnych stopni wygładzania. Algorytm ANACONDA jest dedykowany dla deformacyjnej rejestracji pomiędzy obrazami CT/CT, CT/CBCT oraz MR/MR (tej samej sekwencji). Należy zauważyć, że dokładność rejestracji deformacyjnej zależy od użytkownika. Każdy ośrodek podąża za własnymi procedurami przeprowadzania rejestracji obrazu. RayStation daje lepszą dokładność deformacji w porównaniu z konkurencyjnymi systemami, jeżeli w ośrodku została ustalona i wdrożona procedura przeprowadzania deformacyjnej rejestracji obrazu [1]. Badanie wykazuje również, że RayStation pozwala uzyskać dobre wyniki rejestracji obrazu dla ustawień domyślnych. 378 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł / article radioterapia / radiotherapy Szczegóły działania algorytmu ANACONDA opiera swoje działanie na matematycznej formule, w której problem rejestracji został określony jako problem optymalizacji nieliniowej, której rozwiązanie przeprowadzane jest przez specjalnie przygotowany algorytm. Funkcja celów jest ważoną sumą trzech nieliniowych warunków: 1) warunek podobieństwa obrazu mierzony poprzez współczynnik korelacji; 2) warunek regularyzacji siatki stworzony aby utrzymywać płynną i odwracalną siatkę deformacji obrazu; 3) warunek twardych ograniczeń dodawany do problemu optymalizacji, gdy używane są struktury kontrolne i pozwalający na uzyskanie zgodności pomiędzy różnymi zestawami obrazów w granicach zdefiniowanych struktur. ANACONDA jest algorytmem wykorzystującym procesory kart graficznych, dzięki czemu deformacyjna rejestracja obrazu przeprowadzana jest szybko i dokładnie. Biomechaniczna deformacyjna rejestracja obrazu Algorytm biomechaniczny jest implementacją algorytmu MORFE- US opracowanego w Princess Margaret Cancer Center w Toronto [2]. Obszary zainteresowania (struktury), zdefiniowane na obu zestawach obrazów, są źródłem informacji dla algorytmu. Wydajna i intuicyjna ocena jakości deformacji RayStation zawiera kilka wydajnych narzędzi do oceny ilościowej i jakościowej przeprowadzonej deformacji: deformacja może być graficznie przedstawiona jako kolorowa siatka deformacji; deformacja może zostać porównana wizualnie z dowolną inną deformacją lub dowolnym zestawem obrazów w zsynchronizowanym widoku; dla dowolnie zaznaczonego punktu na obrazie oryginalnym wyświetlony zostanie jego odpowiednik na obrazie deformowanym; dostępne są informacje statystyczne, takie jak: współczynnik korelacji, DICE oraz błąd rejestracji targetu. Zastosowanie deformacyjnej rejestracji obrazu Deformacyjna rejestracja obrazu pozwala na automatyczne przeniesienie struktur pomiędzy dwoma zestawami obrazów, usprawniając proces ponownego planowania leczenia lub umożliwiając konturowanie na innych obrazach niż CT planowania. Jakikolwiek rozkład dawki, zarówno obliczony w RayStation, jak i zaimportowany z innego systemu, może zostać zdeformowany na nowy obraz. Zastosowanie deformacyjnej rejestracji obrazu w śledzeniu zmian rozkładu dawki oraz radioterapii adaptacyjnej omówimy w następnym numerze. Serdecznie zapraszamy do lektury. Ryc. 2 Fuzja obrazu CT i CBCT. Po lewej: deformacyjna rejestracja; po prawej sztywna rejestracja obrazu. Linia przerywana: struktury obrysowane na CBCT; linia ciągła: struktury CT planowania leczenia 1. K. Kadoya et al.: Multi-institutional validation study of commercially available deformable image registration software for thoracic images, Int J Radiat Oncol Biol Phys., 96(2), 2016, 422-431. 2. K.K. Brock et al.: Accuracy of finite element model-based multi-organ deformable image registration, Med. Phys., 32(6), 2005, 1647-1659. Szczegóły działania algorytmu Deformacja jest przeprowadzana w oparciu o warunki brzegowe obliczone ze struktur kontrolnych. Współczynniki elastyczności są dopasowane dla każdego rodzaju struktury. Algorytm wspiera przesuwające się względem siebie struktury. Ma to znaczenie np. w deformowaniu obrazu oddychającego pacjenta, na którym obraz wnętrza płuca przesuwa się względem mniej ruchomej ściany klatki piersiowej. Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 379

prezentacja \ presentation reklama \ advertisement 380 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radiologia / radiology Zastosowanie pól elektromagnetycznych w leczeniu wybranych chorób układu ruchu Application of electromagnetic fields in motion system selected diseases treatment Katarzyna Szymańska Dział Jakości, Bezpieczeństwa Procesów Medycznych i Higieny, Uniwersytecki Szpital Kliniczny im. Jana Mikulicza-Radeckiego, ul. Borowska 213, 50-556 Wrocław, tel.: +48 785 242 052, e-mail: szymanska.katarzyna.ag@gmail.com Wprowadzenie W 1864 roku angielski naukowiec James Clerk Maxwell, opierając się na swoich obliczeniach matematycznych, przewidział teoretycznie istnienie ciągłego spektrum pól elektromagnetycznych o wzrastającej częstotliwości i zmniejszającej się długości fali. Około 1884 roku niemiecki fizyk Heinrich Hertz potwierdził doświadczalnie takie pola i udowodnił, że są one zdolne do przenoszenia energii i sygnałów w przestrzeni bez udziału przewodów. Dzięki odkryciom Maxwella i Hertza ludzkość wkroczyła w XX wiek wyposażona w nowy rodzaj energii i łączności. Od początku zjawiska elektryczne i energia elektromagnetyczna budziły ogromne zainteresowanie 382 Streszczenie Organizmy żywe ewoluowały w polu geomagnetycznym, dlatego większość jest czuła na pola elektromagnetyczne. Efekt oddziaływania Living organisms evolved in the geomagnetic field, thus the majority of them are sensitive to electromagnetic fields. The influence of the elec- pola elektromagnetycznego zależy zarówno od tromagnetic field on living organisms depends on właściwości komórek wystawionych na ekspozycję, the properties of the cells exposed to it and the jak i parametrów użytego pola. Prace eksperymentalne i kliniczne wykazują wiele korzystnych efek- studies show many beneficial effects of electro- parameters of the field. Experimental and clinical tów działania pól elektromagnetycznych. magnetic fields. Artykuł ma charakter teoretyczny, przeglądowy, This article is mainly theoretical, reviewing, based oparty jest na przeglądzie literatury oraz doświadczeniach własnych autora. Celem artykułu jest rience. The main goal behind this dissertation is to on a review of literature and the author s own expe- przedstawienie korzystnego wpływu pola elektromagnetycznego na trzy wybrane schorzenia układu netic field on the three selected motion system s present the beneficial influence of the electromag- ruchu. Zaprezentowano wybrane metody leczenia disorders. Methods of electromagnetic field s treatment and the beneficial effects on the skeletal sys- polem elektromagnetycznym oraz korzystny wpływ wykorzystania tych metod na układ kostny. tem were described in the following article. Słowa kluczowe: pole elektromagnetyczne, OA, Key words: electromagnetic field, osteoarthritis, RZS, ZZSK, magnetoterapia, magnetostymulacja Abstract rheumatoid arthritis, ankylosing spondylitis, magnetotherapy, magnetostimulation otrzymano / received: 17.08.2017 poprawiono / corrected: 25.09.2017 zaakceptowano / accepted: 10.10.2017 Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 381

radiologia \ radiology artykuł naukowy \ scientific paper wśród biologów, fizjologów i lekarzy. Każdy z nich szukał w źródłach energii elektromagnetycznej nowego sposobu leczenia różnych schorzeń. Pierwsze próby leczenia energią elektromagnetyczną nie miały żadnych naukowych podstaw, co jednak nie zniechęciło środowiska medycznego. W latach 30. używanie energii elektromagnetycznej było niesłychanie popularne i stosowane do leczenia prawie wszystkich chorób pomimo bardzo słabej wiedzy na temat jej wpływu na tkanki i organizmy żywe. Dopiero w połowie lat 30. w Niemczech i w Austrii rozpoczęto pierwsze systemowe badania nad oddziaływaniem energii elektromagnetycznej na organizmy żywe. Większość tych badań wykazywała, że pola elektromagnetyczne nie mają jednak żadnego konkretnego działania biologicznego. Przełom nastąpił po II wojnie światowej, kiedy potrzeba wymyślania nowych rozwiązań technicznych inspirowana konfliktem zbrojnym doprowadziła do kontynuacji intensywnych badań nad ryzykiem zdrowotnym różnych rodzajów energii elektromagnetycznej. Po wieloletnich badaniach w latach 50. i 60. fizykom amerykańskim udało się poznać zasady absorpcji pól elektromagnetycznych w obiektach biologicznych. Wiadome i potwierdzone stało się przekonanie, że energia elektromagnetyczna wpływa na organizmy żywe i że zależnie od intensywności może to być wpływ dobroczynny bądź szkodliwy. Od tamtej pory nieustannie trwają badania, których celem jest rozszerzanie możliwości wykorzystania i działania pól elektromagnetycznych na materię ożywioną. Pola magnetyczne towarzyszą ogółowi zjawisk elektrofizjologicznych zachodzących w organizmach żywych, czyli aktywności elektrycznej tkanek, np. takich jak mózg, serce lub włókna nerwowe. Wiele urządzeń wykorzystuje pola elektromagnetyczne wytwarzane przez człowieka do diagnozy choroby. Typowymi przykładami takich urządzeń są EKG (elektrokardiogram) i EEG (elektroencefalogram). Urządzenia wytwarzające pola magnetyczne i elektromagnetyczne są szeroko wykorzystywane w medycynie do terapii i diagnostyki wielu chorób [1, 2]. Oddziaływanie pól elektromagnetycznych na obiekty biologiczne Mechanizm działania pól elektromagnetycznych na organizmy żywe jest niezwykle złożony i pomimo wielu przeprowadzonych badań naukowych do dzisiaj nie został całkowicie wyjaśniony. Wielu badaczy uważa, że pola elektryczne i magnetyczne wywołują w żywych organizmach termiczny efekt biologiczny, a główną rolę odgrywa najprawdopodobniej składowa magnetyczna. Dotyczy to tak samo impulsowych pól elektromagnetycznych małej częstotliwości, jak i pól o częstotliwości radiowej ze zmodulowaną amplitudą w zakresie małej częstotliwości [2]. Układ biologiczny wystawiony na stymulację fizyczną, mechaniczną, elektryczną bądź magnetyczną posiada zdolność do wykrycia jej obecności i zmiany własnej biologicznej aktywności w zależności od rodzaju stosowanej stymulacji. Rozważając oddziaływanie biofizyczne pól elektromagnetycznych małej częstotliwości z tkankami żywymi, bierze się pod uwagę indukcję prądu elektrycznego w środowisku zewnątrzkomórkowym [2]. Prąd, który jest indukowany, może wpływać na transport jonowy przez błonę, kanały napięciowe, kanały błonowe, białka błonowe i miejsca wiązania hormonów czy też miogenów na powierzchni komórki. Sygnał elektryczny o odpowiedniej sile jest rejestrowany przez błonę komórkową. Zjawiska elektrochemiczne mające miejsce w błonie komórkowej prowadzą do powstania efektów biologicznych w komórce, gdzie na skutek działania kaskady sygnałowej ulegają zwielokrotnieniu [2]. Bardzo podobna sytuacja zachodzi w przypadku impulsowego pola elektromagnetycznego wielkiej częstotliwości. Biorąc pod uwagę niewielką liczbę dotąd przeprowadzonych badań, mechanizm biologicznego działania również tych pól nie został w pełni wyjaśniony. Uważa się, że podobnie jak w przypadku pola o małej częstotliwości i w zakresie częstotliwości radiowych o zmodulowanej amplitudzie, lecznicze działanie energii może być skutkiem jej oddziaływania na transport jonów, biomolekuły i błony biologiczne. Efekt działania pola elektromagnetycznego zależy zarówno od właściwości komórek poddanych ekspozycji, jak też parametrów użytego pola. O tym, że pole elektromagnetyczne wpływa na organizm, można sądzić na podstawie obserwacji i pomiarów między innymi: pulsu i ciśnienia krwi; aktywności metabolicznych i procesów biochemicznych; wymiany płynów i gazów z otoczeniem, temperatury ciała; przewodności skóry; biopotencjału tkanek; widma promieniowania elektromagnetycznego organizmu. Zjawiska elektromagnetyczne wykorzystywane są w medycynie już od ponad stu lat, należy tu wspomnieć przede wszystkim o diagnostyce rentgenowskiej, rezonansie magnetycznym i tomografii komputerowej. Wieloletnim badaniom naukowym zawdzięczamy również to, że zjawiska elektromagnetyczne wykorzystywane są także w terapii, inaczej mówiąc, w świadomym i sterowanym oddziaływaniu pól elektromagnetycznych na obiekty biologiczne w celu osiągnięcia zamierzonych efektów. Zaobserwowano korzystny wpływ pól elektromagnetycznych na procesy oddychania tkankowego, komórkowego, tlenowego i beztlenowego oraz na regenerację tkanek. W płatach skórnych zauważono nasilenie oddychania beztlenowego i zahamowanie utleniania lipidów wchodzących w skład błon komórkowych. Zapobiega to destabilizacji błon komórkowych i inhibicji enzymów oddechowych, co przyspiesza regenerację tkanek. Sprzyja to procesowi tworzenia się zgrubienia kości oraz skraca czas zrostu kostnego [3]. Prace eksperymentalne i kliniczne udowadniają również takie korzystne działania pól elektromagnetycznych, jak: działanie przeciwbólowe; działanie przeciwzapalne; działanie przeciwobrzękowe; zwiększenie przepływu krwi w naczyniach tętniczych i kapilarnych; hamowanie utraty masy kostnej. 382 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radiologia / radiology Działania te powodują, że pola elektromagnetyczne są stosowane przede wszystkim w terapii chorób narządu ruchu, czyli na przykład przy braku zrostu kostnego, stawach rzekomych, urazach, osteoporozie i chorobie zwyrodnieniowej stawów [2]. Zastosowanie pól elektromagnetycznych w leczeniu wybranych chorób układu ruchu Choroby układu ruchu to niestety częsta przypadłość w dzisiejszych czasach. Istnieje wiele rodzajów tych chorób, jednakże artykuł ten skupia się na trzech konkretnych odmianach: na chorobie zwyrodnieniowej stawów OA (łac. osteoarthritis, osteoarthrosis), reumatoidalnym zapaleniu stawów RZS (łac. polyarthritis reumatoidea) i zesztywniającym zapaleniu stawów kręgosłupa ZZS (łac. spondylitis ankylopoetica, spondyloarthritis ankylopoetica). Wszystkie z tych trzech chorób leczy się bardzo podobnie, lekami przeciwbólowymi, przeciwzapalnymi i fizjoterapią, każda z nich jest nieuleczalna. Schorzenia te to przewlekłe procesy chorobowe, w których najczęściej dochodzi do niszczenia i utraty chrząstki stawowej, przebudowy podchrzęstnej kości oraz miejscowego stanu zapalnego. Obserwuje się zmiany we wszystkich strukturach stawu i tkankach okołostawowych. Choroba zwyrodnieniowa stawów została podzielona na pierwotną, o nieznanej przyczynie i wtórną, wywołaną miejscowymi uszkodzeniami struktury. Jest najczęstszą przewlekłą chorobą stawów występującą u ludzi starszych. Jej lokalizacja w stawach kolanowych jest częstą przyczyną orzeczeń o niepełnosprawności ludzi starszych. Zmiany zwyrodnieniowe występują w stawach dłoni, kolan, bioder i kręgosłupa. Rzadziej można je zaobserwować w stawach nadgarstka, łokcia, barku i stawu skokowego. Głównymi objawami klinicznymi choroby są: ból, sztywność trwająca do 30 minut, ustępująca podczas ruchu, trzeszczenia i krepitacje podczas ruchu oraz ograniczenie zakresu ruchu w stawach przy ruchach czynnych i biernych [2, 6, 7]. OA najczęściej diagnozuje się na podstawie bólu, jaki odczuwa pacjent, towarzyszącej temu bólowi opuchlizny i zdjęcia RTG obolałego miejsca. W diagnostyce OA badania laboratoryjne nie mają właściwie znaczenia ani dla rozpoznania, ani dla monitorowania procesu chorobowego. Reumatoidalne zapalenie stawów jest bardzo podobną do OA chorobą. Często we wczesnym stadium są ze sobą mylone. Jednakże istnieje kilka znaczących różnic. RZS jest chorobą o podłożu genetycznym. Jest rozpoznawane u osób powyżej 16. roku życia, co jednak nie jest regułą, ponieważ, u mnie, jak i u wielu dzieci, z którymi miałam okazję wielokrotnie leżeć w Instytucie Reumatologii w Warszawie, chorobę rozpoznano już w pierwszych latach życia. RZS ma wiele odmian, głównie atakuje stawy i powierzchnie okołostawowe, ale mogą to być również organy wewnętrzne, oczy i zęby. Choroba może dokuczać nieustannie albo przechodzić w okresy remisji. Ponieważ jest to choroba, w której występuje autoagresja komórek, czyli organizm wytwarza przeciwciała, które kierują się przeciwko własnym komórkom, tkankom i niszczy je, istnieją czynniki, które wywołują nawrót choroby lub zwiększają występujące już dolegliwości. Do takich czynników należą: spadek odporności organizmu spowodowany różnego rodzaju infekcjami i przeziębieniami, urazy, zabiegi operacyjne, szczepienia i stres. Najczęstszymi objawami choroby jest bardzo silny ból i opuchlizna, ale pojawiają się również zmiany skórne i guzki. RZS rozpoznaje się na podstawie objawów opisywanych przez pacjenta, zdjęć RTG chorego miejsca i czynnika reumatoidalnego (RF) w surowicy. Oznacza się także przeciwciała przeciwko cyklicznemu cytrulinowemu peptydowi (anty-ccp). Marker ten pozwala wykryć już wczesne RZS zanim pojawią się inne objawy [6, 7]. Zesztywniające zapalenie stawów kręgosłupa często przypisywane jest jako jedna z odmian RZS, ponieważ objawy są niemal identyczne, jednakże jest to inna jednostka chorobowa, która może współistnieć z RZS. Zesztywniające zapalenie stawów kręgosłupa to przewlekła, postępująca choroba tkanki łącznej, która obejmuje drobne stawy międzykręgowe, więzadła międzykręgowe oraz stawy krzyżowo-biodrowe i prowadzi ona do ich stopniowego usztywniania. W niektórych przypadkach ZZSK może objawiać się zajęciem przede wszystkim stawów obwodowych, dolegliwości w zakresie stawów kręgosłupa są słabo wyrażone. Najczęściej dotyczy to kobiet, u których choroba ma zazwyczaj łagodniejszy przebieg. Chorobę stwierdza się na podstawie objawów, czyli ostrego bólu i uczucia zesztywnienia i wywiadu rodzinnego, ponieważ ZZSK należy do chorób dziedzicznych. Prawdopodobieństwo trafnego rozpoznania choroby zwiększa stwierdzenie u chorego obecności antygenu HLA B27. W przypadku wszystkich wymienionych wyżej chorób fizjoterapia jest jednym ze sposobów leczenia i łagodzenia dolegliwości u chorego. Często zaleca się fizjoterapię, aby uśmierzyć ból bez konieczności łykania szkodliwych dla układu pokarmowego farmaceutyków. W chorobach takich jak RZS, OA czy ZZSK pacjenci skarżą się na bóle brzucha, nudności i inne przykre dolegliwości spowodowane wyniszczaniem błon śluzowych żołądka i jelit przez leki przeciwzapalne i przeciwbólowe. Fizjoterapia stosowana jest jako nieinwazyjna alternatywa leków doustnych i dojelitowych w leczeniu i uśmierzaniu bólu. Bardzo popularnymi zabiegami w przebiegu chorób układu ruchu są magnetoterapia i megnetostymulacja. Oba zabiegi wykorzystują pola elektromagnetyczne. Pola magnetyczne używane do magnetoterapii, zgodnie z ogólnie przyjętymi w medycynie fizykalnej kryteriami, mają częstotliwość mniejszą od 100 Hz i indukcję magnetyczną rzędu 0,1 mt do 20 mt. Przebiegi tych pól magnetycznych mają kształt sinusoidy, trójkąta i prostokąta. W użyciu są również przebiegi połówkowe, nazywane półsinusoidalnymi, półtrójkątnymi i odpowiednio półprostokątnymi [2, 4]. Pola magnetyczne stosowane w magnetostymulacji mają zazwyczaj większą częstotliwość przebiegu podstawowego i mieści się ona w przedziale 2000 do 3000 Hz. Wartości indukcji magnetycznej wynoszą od 1 pt do 100 mt. Przebiegi podstawowe stosowane w magnetostymulacji są zmodulowane tak, aby Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 383

radiologia \ radiology artykuł naukowy \ scientific paper obwiednie miały kształt fali o częstotliwości od kilku do 100 Hz. Pole magnetyczne wzbudza w organizmach żywych efekty biofizyczne, takie jak: oddziaływanie na spiny elektronowe pierwiastków paramagnetycznych i wolnych rodników; działanie na ciekłe kryształy zawarte w organizmie; indukcja napięcia w tkankach zawierających elektrolity; efekty magnetostrykcyjne i piezoelektryczne; zmiany własności fizycznych wody [5]. Największe aktualnie znaczenie w działaniu wolno zmiennych pól magnetycznych mają efekty analgetyczne, czyli inaczej mówiąc przeciwbólowe. W badaniach eksperymentalnych wykazano, że wolnozmienne pola elektromagnetyczne powodują wzrost wydzielania endogennych opiatów z grupy b-endorfin, to jest substancji odpowiedzialnych za podniesienie progu czucia bólu. Działanie pól elektromagnetycznych na kości wytłumaczone jest występowaniem potencjałów elektrycznych związanych z ruchem płynu zawierającego elektrolity w kanałach kości, które generują potencjały strumieniowe. Badania nad zjawiskami elektrycznymi w chrząstce wykazały mechanizm transdukcji mechaniczno-elektrycznej, który pojawia się w momencie ucisku chrząstki i prowadzi do ruchu płynu z elektrolitami oraz pozostawienia niezobojętnionych ujemnych ładunków w proteoglikanach i kolagenie macierzy chrząstki [2]. Istniejące w kości i w chrząstce potencjały strumieniowe potrafią pobudzić chondrocyty do syntezy składników matrixu przy zmianie stresu mechanicznego na elektryczny. Za pomocą badań in vitro udowodniono korzystny wpływ słabego pola elektromagnetycznego małej częstotliwości na syntezę kolagenu oraz glikozaminoglikanów w chrząstce stawowej. Odnotowany również został wzrost syntezy substancji zewnątrzkomórkowej w osteoblastach ludzkich poddanych działaniu pola elektromagnetycznego (20 Hz, 6 mt) oraz zmiany poziomu komórkowego camp i syntezy DNA w kulturze komórek pochodzących z kości [2, 4]. W przeprowadzanych na zwierzętach badaniach in vivo wykazano, że w wystawionej na działanie pola elektromagnetycznego chrząstce stawowej może dojść do zwiększenia zawartości proteoglikanów, co można stwierdzić, obserwując wzrost inkorporowanej siarki. Impulsowe pole elektromagnetyczne może powodować zmiany w stężeniu wapnia wewnątrzkomórkowego poprzez oddziaływanie z ligandami na powierzchni błony chondrocytów. Wykazano również, że pole elektromagnetyczne małej częstotliwości ma wpływ na różnicowanie chondrocytów i zwiększanie się syntezy białek zewnątrzkomórkowych chrząstki, najprawdopodobniej poprzez wzrost syntezy transformującego czynnika wzrostu β (TGFβ) [2, 4, 5]. Impulsowe pola elektromagnetyczne wykazują również korzystne efekty w leczeniu stanów zapalnych tkanek miękkich. Efekt przeciwzapalny uzyskiwany w wyniku działania pola elektromagnetycznego jest związany z oddziaływaniem pola na błony komórkowe. Pola elektromagnetyczne stosowane w leczeniu urazów powodują redukcję obrzęku, bólu oraz sztywności. Pola elektromagnetyczne mają także korzystny wpływ na tkankę łączną. Przyspieszają gojenie więzadeł i ran oraz regenerację nerwu. Poza tym następuje zmniejszeniu bólu i zapalenia, co jest przyczyną poprawy funkcji i jakości życia. Podsumowanie Obecnie urządzenia generujące i przetwarzające pola elektromagnetyczne w celach leczniczych i terapeutycznych są w powszechnym użytku. Za ich pomocą można diagnozować, leczyć, łagodzić objawy i zapobiegać nawrotom choroby (na przykład magnetoterapia i magnetostymulacja). Niezmierną zaletą metod opartych na wykorzystywaniu pól elektromagnetycznych w medycynie jest ich nieinwazyjność i praktycznie brak skutków ubocznych. Omówiony w artykule wpływ pól elektromagnetycznych na leczenie chorób układu ruchu pokazuje różnorodność korzystnych efektów stosowania tych pól. Nie zawsze terapie z zastosowaniem pól elektromagnetycznych są skuteczne, jednakże warto próbować, ponieważ taka terapia stosowana systematycznie może pomóc, a szanse na to, że zaszkodzi są nikłe. Literatura 1. G. Pawlicki, T. Pałko, N. Golnik, B. Gwiazdowska, L. Królicki: Fizyka medyczna, Biocybernetyka i Inżynieria Biomedyczna 2000, 9, Akademicka Oficyna Wydawnicza Exit, Warszawa 2002. 2. A. Straburzyńska-Lupa: Wpływ impulsowych pól elektromagnetycznych i kinezyterapii na stan kliniczny i wybrane wskaźniki metabolizmu tlenowego u kobiet z chorobą zwyrodnieniową stawów, Akademia Wychowania Fizycznego im. Eugeniusza Piaseckiego w Poznaniu, Poznań 2005. 3. R. Becker, G. Selen: Elektropolis, elektromagnetyzm i podstawy życia, PAX, Warszawa 1994. 4. R.W.Y. Habash: Bioeffects and Therapeutic Applications of Electromagnetic Energy, USA, CRP Press 2008. 5. M. Kato: Electromagnetism in Biology, Japan, Springer 2006. 6. W. Andra, H. Nowak: Magnetism in Medicine, Weinheim, WILLEY- -VCH 2007. 7. J. Szechiński, P. Wiland: Wczesne reumatoidalne zapalenie stawów, Górnicki Wydawnictwo Medyczne, Wrocław 2004. 384 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

reklama / advertisement prezentacja / presentation 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. www.nec-display-solutions.pl Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 385

prezentacja \ presentation reklama \ advertisement Międzynarodowe Targi Sprzętu i Wyposażenia Medycznego 386 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radiologia / radiology Porównanie systemów tomograficznych na podstawie danych podanych przez przedstawicieli firm do zapytania ofertowego. Część 2 parametry jakości obrazowania Comparison of the tomographic systems based on data provided by the company s representatives for the inquiry. Part 2 image quality parameters Dominika Oborska-Kumaszyńska The Royal Wolverhampton NHS Trust New Cross Hospital Wednesfield, Wolverhampton WV10 0QP, United Kingdom, e-mail: dominika.oborska@nhs.net Wprowadzenie W artykule przedstawiono porównanie onkologicznych systemów tomograficznych czterech producentów, które zostało przeprowadzone w ramach realizacji zakupu na rzecz zakładu radioterapii. W tabeli zachowano zapisy/dane podane przez dostawców w oryginalnej formie. Jest to część druga, poświęcona parametrom jakości obrazowania algorytmy akwizycji i rekonstrukcji, algorytmy/filtry redukcji/korekcji artefaktów, algorytmy/filtry kliniczne do obrazowania poszczególnych obszarów anatomicznych/ funkcjonalne, parametry jakościowe i ilościowe obrazów. 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 zostało przeprowadzone w 2014 roku. 388 Streszczenie artykule przedstawiono porównanie onkologicznych systemów tomograficznych czterech producentów, które W zostało przeprowadzone w ramach realizacji zakupu na rzecz zakładu radioterapii. W tabeli zachowano zapisy/dane podane przez dostawców w oryginalnej formie. Jest to część druga poświęcona parametrom jakości obrazowania. 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 zostało przeprowadzone 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. It is the second part regarding parameters of an image quality. 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 2014. Key words: CT systems, radiotherapy otrzymano / received: 13.10.2017 poprawiono / corrected: 19.10.2017 zaakceptowano / accepted: 06.11.2017 Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 387

radiologia \ radiology artykuł naukowy \ scientific paper ZESTAWIENIE PARAMETRÓW SYSTEMÓW TK (WIDE BORE) CZĘŚĆ 2 JAKOŚĆ OBRAZOWANIA 1 FOV [cm] 50-600 mm 50 cm 500 mm 700 mm 2 Rozszerzone FOV [cm] 601 mm-700 mm 65 cm 800 mm HD rozszerzone FOV 650 mm 850 mm 3 Min interwał rekonstrukcji w skanowaniu spiralnym [mm] 0,1 mm 0,1 mm 0,1 mm Rekonstrukcja w skanowaniu spiralnym w czasie rzeczywistym: 12 obrazów/s (0,083 s/obraz) (1 warstwa, matryca 512 512) 4 Czas między rozpoczęciem akwizycji danych a rekonstrukcją 1 s symultaniczne natychmiastowe Czas rekonstrukcji: min. 0,1 s/obraz 5 Symultaniczne skanowanie i rekonstrukcja TAK Symultaniczna rekonstrukcja jest standardową modalnością systemu Brilliance Big Bore CT TAK TAK TAK 6 Jakiekolwiek opóźnienie w rekonstrukcji lub skanowaniu, kiedy są wykonywane symultanicznie Nie ma opóźnień lub problemów w pracy systemu w modalności symultanicznej rekonstrukcji NIE NIE NIE 7 Symultaniczne skanowanie i rutynowa analiza TAK Operacje na obrazach oraz analiza są możliwe w czasie rzeczywistym podczas skanowania bez problemów w pracy ze strony systemu TAK TAK jest to możliwe, ale nie rekomendowane TAK 8 Symultaniczne skanowanie i archiwizacja i/lub zapis w pamięci TAK To jest standardowa funkcja systemu, obrazy są archiwizowane lub zapisywane w pamięci jak tylko są zrekonstruowane TAK TAK TAK 9 Symultaniczne skanowanie i transfer do drugiej konsoli systemu TAK To jest standardowa funkcja systemu, obrazy są archiwizowane lub zapisywane w pamięci jak tylko są zrekonstruowane TAK TAK TAK 10 Dostępne algorytmy rekonstrukcji Skaner TK ma wybór 11 standardowych i 4 kardiologicznych filtrów konwolucyjnych: A, B, C, D (body filters) E, F (lung filters), EB, EC (engineering filters), UA, UB, UC (brain filters), CA, CB, CC, CD (cardiac filters). Każdy z protokołów ma predefiniowaną pierwotną i wtórną rekonstrukcję (jeżeli wymagane) i filtry związane z tymi rekonstrukcjami. Dodatkowo wtórna rekonstrukcja może być planowana wstępnie podczas predefiniowania procesu skanowania. Rekomendowanymi rekonstrukcjami dla systemu planowania leczenia w radioterapii są algorytmy standard body i brain convolution (A, B, C, D, UA, UB, UC, UD). Inne typy algorytmów rekonstrukcji mogą powodować niedokładności w odtwarzaniu liczb tomograficznych (HU). Soft Tissue, Standard, Detail, Bone, Bone Plus, Lung, Chest and Edge. Każda rekonstrukcja daje użytkownikowi wybór: grubość warstwy, inkrementacja warstw, ustawienie okna, filtr rekonstrukcyjny. Pełny zakres kerneli (filtrów) jest dostępny dla rekonstrukcji body (filtry B), head (filtry H), wysokiej rozdzielczości (filtry U), techniki specjalne (filtry S) i pediatryczne (filtry C). Dodatkowo są zaimplementowane dedykowane filtry dla obrazowania serca, oceny zwapnień, koronograficznego stentów i wzmocnionego MIP. Ostrość obrazu jest definiowana przez liczbę kerneli (kernel number) wyższa wartość liczbowa daje wynikowo ostrzejszy obraz, niższa wartość liczbowa daje wynikowo gładszy obraz. FC01-FC09 body with beam hardening correction (BHC) FC11-FC19 body without BHC FC20-FC26 Brain z BHC (drobna ziarnistość obrazu) FC30/31/35/80/81 Bone FC41-FC44 Brain bez BHC FC46-FC48 Paediatric head bez BHC FC50-FC56 Standard lung FC62-FC68 Brain z BHC (gruboziarnisty obraz) FC83-FC86 Hi Res lung 388 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radiologia / radiology 11 Algorytmy redukcji artefaktów Skaner TK Brilliance Big Bore ma detektor obrazowy oraz ścieżkę przetwarzania danych skonstruowane tak, aby redukować szum i zachować prawidłową integralność obrazu. Iteracyjny rekonstruktor idose 4 zapewnia usunięcie/redukcję dominujących/wiodących artefaktów poprzez iterację danych surowych przed drugą iteracją obrazu wynikowego (4-ta generacja techniki rekonstrukcyjnej). idose 4 został w założeniu stworzony /skonstruowany jako metoda ochrony przed powstaniem artefaktów, a nie metoda redukcji artefaktów, jak było to w przypadku rekonstruktorów trzeciej generacji. Software OMAR (Orthopeadic Metal Artefact Reduction) jest również wbudowany w system. Pozwala na redukcję artefaktów pochodzących od dużych implantów metalowych bez potrzeby używania dwuenergetycznej subtrakcji obrazów. OMAR może być również implementowany do rekonstrukcji retrospektywnie dla każdego skanowania, jeżeli jest to wymagane. OMAR poprawia jakość obrazu oraz wizualizację organów krytycznych i targetów OMAR jest modalnością uruchamianą automatyczne i jest realizowane w połączeniu ze standardową rekonstrukcją obrazu, dostarczając w ten sposób porównanie danych obrazowych z i bez OMAR na potrzeby kliniczne. OMAR poprawia przebieg pracy w symulacji i planowaniu leczenia ze wzmocnioną wizualizacją struktur anatomicznych tam, gdzie są obecne duże implanty ortopedyczne, które stanowią źródło artefaktów. JAKOŚĆ OBRAZOWANIA HyperPlane algorytm rekonstrukcyjny, który koryguje problemy związane z szybkim spiralnym skanowaniem z dużym pitch, redukując artefakty i optymalizując zarówno dawkowanie, jak i profil intensywności warstw tomograficznych. CrossBeam algorytm rekonstrukcji rozwiązujący techniczne wyzwania artefaktów wiązki stożkowej IQ Enhance (IQE) specjalny algorytm rekonstrukcji służący do zmniejszenia artefaktów w spiralnym skanowaniu z cienką warstwą tomograficzną. IQ Enhance (IQE) umożliwia szybszy skok skanowania obejmujący więcej informacji anatomicznej przy tej samej jakości obrazu. Advanced Artifact Reduction (AAR) filtr znacząco redukujący artefakty typu streaking, gdy w polu widzenia znajdują się przedmioty o bardzo wysokim współczynniku pochłaniania promieniowania jonizującego implanty, śruby MAR. wspomaga redukcję efektu photon starvation, utwardzenia wiązki promieniowania jonizującego i artefaktów spowodowanych przez materiały metalowe w ciele, takie jak implanty bioder. Detektor UFC, standardowa korekcja efektu utwardzania wiązki, filtr PFO (iteracyjna korekcja kości), korekcja efektu wiązki stożkowej, przesunięcie detektora o ćwierć wielkości elementu detekcyjnego, pływające ognisko w płaszczyźnie x, y, filtr adaptacyjny 3D, zaawansowany 3D algorytm wygładzania. Dodatkowo redukcję artefaktów od metalowych obiektów można uzyskać, stosując rozszerzoną skalę HU. System DEFINITION OPEN 64 jest dostarczany standardowo z wyjątkową technologią Z-sharp. Technika ta jest wbudowana w każde spiralne skanowanie i redukuje artefakty (np. metalowe lub podstawy czaszki) ze względu na zastosowanie technologii nadpróbkowania. To wszystko może być uzyskane bez zwiększenia dawki pacjenta. TAK Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 389

radiologia \ radiology artykuł naukowy \ scientific paper 12 13 14 Max rozdzielczość wysokokontrastowa dla płaszczyzny XxY/dla pełnego skanu, spiralnego, dla 0% MTF Max rozdzielczość wysokokontrastowa dla płaszczyzny Z/dla pełnego skanu, spiralnego, dla 0% MTF Rozdzielczość w płaszczyźnie skanu [pl/cm] dla najbardziej ostrego klinicznego algorytmu dla podanych parametrów akwizycji. 12 pl/cm @ std res; 24 pl/cm @ UHR 14.1 pl/cm 15.0 pl/cm @ cut-off. 120 KV, 400 ma, 2 s obrotu, grubość warstwy 2.5 mm, 25 cm FOV skanowania, 15 cm FOV rekonstrukcji, filtr E JAKOŚĆ OBRAZOWANIA HELICAL / AXIAL Standard: 4.2 pl/cm 50% 6.8 pl/cm10% 8.5 pl/cm 0% Wysoka rozdzielczość: 10.5 pl/cm 50% 13.9 pl/cm10% 15.4 pl/cm 0% Szczegółowy algorytm-typowo: 7.3 lp/cm 50% 12.2 lp/cm 10% 14.2 lp/cm 4% 18.1 lp/cm 0% Technika skanowania: 120 kv, 260 ma, 1.0 s, S4-I4, kolimacja 16 x 0.625 mm, pitch 0.5625:1, grubość warstwy 0.625 mm, 25 cm SFOV, 10 cm DFOV, interwał obrazowania 0.060 mm, szczegółowy algorytm. 7.3 pl/cm @ 50% MTF 12.2 pl/cm @ 10% MTF 14.2 pl/cm @ 4% MTF 18.1 pl/cm @ 0% MTF MTFs są prezentowane przez skanowanie Gold Foil Phantom (złota folia, średnica 1 mm x grubość 0.025 mm, umieszczona w plastiku ekwiwalentnym tkance) z najmniejszym możliwym interwałem rekonstrukcyjnym obrazu podczas prospektywnej rekonstrukcji. MTF jest obliczany, używając transformaty Fouriera profilu intensywności warstwy tomograficznej dla zrekonstruowanych obrazów. 0% MTF (± 10 %) 17.4 pl/cm 0% MTF (± 10 %) 17.4 pl/cm 0% MTF (± 10%) 17.4 pl/cm (1.74 pl/mm) Płaszczyzna X-Y φ0.35 ± 0.05 mm FC90: wysoka rozdzielczość φ0.55 ± 0.05 mm FC30: standardowa rozdzielczość Kierunek Z 0.35 ± 0.05 mm FC10: standardowa rozdzielczość Rozdzielczość 8.0 pl/cm na MTF 50% 14.5 pl/cm na MTF 2% 18 pl/cm na progu odcięcia (referencyjne) 390 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radiologia / radiology 15 16 Widoczność niskiego kontrastu/detekcja (podać fantom i warunki akwizycji) Widoczność wysokiego kontrastu (podać fantom i warunki akwizycji) 2 mm @ 0.3% kontrast --- 40 mgy (120 KVp, 350 mas, 10 mm grubość warstwy) 4 mm @ 0.3% kontrast --- 27 mgy (120 KVp, 250 mas, 10 mm grubość warstwy) 5mm @ 0.3% kontrast --- 19 mgy (120 KVp, 200 mas, 10 mm grubość warstwy) Mierzony dla 20cm CatPhan 4 mm @27 mgy. (120 kvp, 250 mas, grubość warstwy tomograficznej 10 mm) JAKOŚĆ OBRAZOWANIA CTP486 (Image Uniformity Module) 8 calowy (20 cm) fantom CATPHAN: 5mm @ 0.30% at 10.0 mgy (1.00 Rad). Sugerowana technika skanowania: CTP486 (Image Uniformity Module) 8 calowy (20 cm) fantom CATPHAN: 3 mm @ 0.30% dla 27.9 mgy (2.79 Rad). Sugerowana technika skanowania: 120 kv, 55 ma, 1.0 s czas obrotu lampy, pitch 0.5625:1, nominalna grubość warstwy tomograficznej 10 mm, 11.25 mm przesunięcie stołu/ obrót, skanowane FOV 25 cm, prezentowane FOV 25 cm, rekonstrukcja 512, standardowy algorytm z rekonstrukcją ASiR. 120 kv, 145 ma, 1.0 czas obrotu lampy, pitch 0.5625:1, nominalna grubość warstwy tomograficznej 10 mm, 11.25 mm przesunięcie stołu/ obrót, skanowane FOV 25 cm, prezentowane FOV 25 cm, rekonstrukcja 512, standardowy algorytm z rekonstrukcją ASiR Przeformatowana rozdzielczość prezentowana dla fantomu Laboratory Catphan High Resolution obiekt testowy CT528, skanowanego płasko na stole i przeformatowanego do płaszczyzny poprzecznej. Akwizycja spiralna fantom CATPHAN (20 cm) Wielkość obiektu 5 mm Różnica kontrastu 3 HU CTDIvol (Ø 32 cm) 13.1 mgy dla 180 eff. mas Technika 10 mm, 120 kv 160 ma, 120 kv, 1.0 s/4.8 mm, (12 x 1.2 mm), Kernel H70h Wielkość obiektu (A) 2 mm dla 0.3% CTDIvol 14.4 mgy Wielkość obiektu (B) 3 mm dla 0.3% CTDIvol 7.2 mgy Parametry skanowania 10 mm (z AIDR 3D) fantom Catphan 412 (moduł CTP263) Płaszczyzna X-Y 0.31 mm Parametry skanowania kvp: 120 kv ma: 250 ma Czas skanowania 1.5 s Grubość warstwy tomograficznej 0.5 mm Metoda rekonstrukcji MUSCOT Funkcja rekonstrukcji FC90 FOV S fantom Catphan 500 (moduł CTP528) Z-kierunek 0.31 mm Parametry skanowania kvp: 120 kv ma: 250 ma Czas skanowania 1.5 s Grubość warstwy tomograficznej 0.5 mm Pitch (skanowanie spiralne) 11 Metoda rekonstrukcji TCOT+ z 0.5 mm SR Funkcja rekonstrukcji FC70 FOV S fantom Catphan 500 (moduł CTP528) Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 391

radiologia \ radiology artykuł naukowy \ scientific paper 17 18 19 20 21 22 23 Rozdzielczość kontrastowa: najmniejszy dostrzegalny wymiar pręta [mm] dla podanych parametrów dla 20 cm CATPHAN Kolimacja post-patient dla wąskich warstw tomograficznych Modulacja AEC/mA (software do kontroli ma) Dopasowanie ma do wielkości pacjenta Dopasowanie ma wzdłuż osi Z Modulacja ma podczas obrotu lampy rtg (zależna od wymiarów pacjenta dla każdej projekcji) Liczba obrotów spiralnych wymaganych na każdym z końców obrazowanej całkowitej objętości 2 mm @ 0.3 % kontrast --- 40 mgy (120 KVp, 350 mas, grubość warstwy tomograficznej 10 mm) TAK Kolimacja post-patient jest uruchamiana automatycznie w Ultra-High Resolution mode. DoseRight ACS (Automatic Current Selection) system ocenia gęstość tkanek pacjenta, kształt i rozmiary i porównuje obrazy SurView do wartości przypisanych obrazom fantomu referencyjnego (zależy od budowy ciała i wieku pacjenta). System ustawia właściwą średnią wartość mas dla badania. Następnie modulatory dawki dopasowują mas dla każdej warstwy tomograficznej, bazując na morfologii pacjenta. TAK Dwa systemy modulacji ma: DDOM i ZDOM. ZDOM wzdłużny modulator, który determinuje pre-scan dawkę wymaganą dla każdej warstwy tomograficznej, aby zapewnić stały poziom szumu w obrazie dla każdej warstwy tomograficznej w płaszczyźnie Z. DDOM kątowy modulator, który zmienia ma wraz z obrotem wiązki rtg wokół obszaru zainteresowania/obrazowanego. Poziom/stopień modulacji zależy od różnicy w grubości pacjenta między kierunkami AP/PA i lateralnym. 0.5 obrotu JAKOŚĆ OBRAZOWANIA Widoczny voxel 0.35 mm +/-0.05 mm Technika skanowania: 120 kv, 260 ma, 1.0 sec, S4-I4, 16 x 0.625 mm kolimacja, 0.5625:1 pitch, 0.625 mm grubość warstwy tomograficznej, 25 cm SFOV, 10 cm DFOV, 0.060 mm interwał, szczegółowy algorytm. 7.3 pl/cm @ 50% MTF 12.2 pl/cm @ 10% MTF 14.2 pl/cm @ 4% MTF 18.1 pl/cm @ 0% MTF MTFs są prezentowane przez skanowanie Gold Foil Phantom (złota folia, średnica 1 mm x grubość 0.025 mm, umieszczona w plastiku ekwiwalentnym tkance) z najmniejszym możliwym interwałem rekonstrukcyjnym obrazu podczas prospektywnej rekonstrukcji. MTF jest obliczany, używając transformaty Fouriera profilu intensywności warstwy tomograficznej dla zrekonstruowanych obrazów Spiralna akwizycja fantom CATPHAN (20 cm) Wielkość obiektu 5 mm Różnica kontrastu 3 HU CTDIvol (Ø 32 cm) 13.1 mgy dla 180 eff. mas Technika 10 mm, 120 kv Płaszczyzna X-Y φ0.35 ± 0.05 mm FC90: modalność wysokiej rozdzielczości φ0.55 ± 0.05 mm FC30: standard mode Parametry skanowania kvp 120 kv ma 300 ma Czas skanowania 0.5 s Grubość warstwy tomograficznej 2 mm FOV S (30 mm: użyte powiększanie) Standardowy fantom Toshiba Z-kierunek 0.35 ± 0.05 mm FC10: modalność standardowa Parametry skanowania kvp 120 kv ma 50 ma Czas skanowania 0.5 s Grubość warstwy tomograficznej 0.5 mm 16 Pitch 11 fantom drabinkowy Toshiba Kolimacja post-patient jest realizowana przez segmentację elementów detektora, a nie przez funkcję kolimacji post-patient, jak w przypadku niektórych systemów TK. Wiązka jest kolimowana od strony źródła promieniowania. Z-UHR (opcja dodatkowo płatna) dostarcza 0.4 mm i 0.5 mm warstwy tomograficzne i kolimację post-patient NIE TAK Modulacja dawki 3D TAK Care Dose 4D jest dostarczany jako standard i umożliwia automatyczny dopasowanie ma w czasie rzeczywistym wzdłuż osi Z i aktywna modulację podczas obrotu lampy rtg TAK TAK TAK TAK TAK TAK TAK TAK TAK TAK Nie jest wymagany dodatkowy obrót na każdym z końców. Nieznaczne rozszerzenie wiązki (overbeaming) jest kontrolowane podczas śledzenia osi Z. 3/4 obrotu spiralnego na końcu skanowanej spirali. To nie wpływa na dawkę dla pacjenta, ponieważ Adaptive Dose Shield jest stosowany w przypadku wszystkich spiralnych protokołów. Jest wymagane 180 stopni dodatkowych danych obrazowych warstwy tomograficznej, zależnej od kolimacji wiązki rtg i ustawienia pitch prędkości obrotu. 392 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radiologia / radiology 24 25 26 27 28 29 Adaptacyjna filtracja w celu redukcji szumu w obrazie Przesunięcie detektora o ćwiartkę wielkości elementu detekcyjnego Dynamiczne ognisko lampy rtg w płaszczyźnie XxY Częstotliwość próbkowania [Hz] Korekcja stożka wiązki rtg Dokładność liczb tomograficznych dla pełnego zakresu charakterystyki urządzenia (gęstość elektronowa vs liczby tomograficznej) JAKOŚĆ OBRAZOWANIA Adaptacyjna filtracja jest w standardzie wyposażenia Brilliance Big Bore CT system. Adaptacyjne filtry redukują szum w niejednorodnych obszarach ciała. Brak filtracji. Redukcja szumu jest osiągana przez Adaptacyjną Iteracyjną Statystyczną Rekonstrukcję (ASIR), usuwającą szum używając danych surowych. System TK umożliwia użytkownikowi selekcję poziomów ASIR ustawianych w skokach co 10%. Te poziomy lub połączonych poziomów pozwalają na ustawienie różnego stopnia redukcji/usuwania szumu z obrazów. W stosunku do możliwości prawidłowej selekcji poziomu ASIR przez użytkownika, dostarczane jest narzędzie rewidujące ASIR, które pozwala użytkownikowi na zmianę ustawień, przegląd obrazów dla każdego protokołu. TAK TAK Przesunięcie detektora o ćwiartkę wielkości elementu detekcyjnego nie jest właściwością techniczną systemu Philips Brilliance Big Bore. NE TAK TAK Dynamiczne ognisko lampy rtg (DFS) sterowane elektronicznie, zmienia kierunek wiązki rtg do dwóch oddzielnych targetów anody, wynikowo powodując powstanie dwóch wiązek rtg. To pozwala na podwojenie próbkowania dla skanowania wysokiej rozdzielczości. NIE TAK NIE Do 4640 prezentacja/obrót/element 1968 Hz max moc próbkowania 4640 1800 prezentacji/s System Brilliance Big Bore używa algorytm COBRA (cone-beam reconstruction algorithm), aby zapewnić jakość obrazowania i zapewnić, że artefakty od wiązki stożkowej nie będą obecne w obrazach wynikowych. Dodatkowo system ma filtr SP. Celem tego algorytmu jest kompensowanie zaburzeń w geometrii rekonstrukcji, związanych z zastosowaniem wiązki stożkowej w wielowarstwowej akwizycji. Uzyskane obrazy mają bardziej jednorodną grubość warstw w całym ich obszarze. Również niektóre artefakty, pojawiające się w standardowej rekonstrukcji, mogą być znacząco zredukowane lub zupełnie skorygowane. TAK TAK TAK Nominalny zakres liczb tomograficznych: od -1024 do +3071; rozszerzony zakres liczb tomograficznych: od -31743 do +31743. Woda = ±4 HU Powietrze = -991+/-17 (ACR Spec) Kość = 906 +/-60 (ACR Spec) Referencje dla tego system TK: Liczba zero dla wody Liczba tomograficzna -1000 dla powietrza Płuca i tłuszcz mają negatywne wartości pikseli i zwykle ukazują się jako czarne (nominalny zakres liczb tomograficznych). Liczba tomograficzna powyżej 200 reprezentuje materiał taki, jak kontrast wapno, kość i zwykle jest prezentowany jako biały (nominalny zakres liczb tomograficznych). Powietrze: +/- 10 HU +/-3HU/tydzień Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 393

radiologia \ radiology artykuł naukowy \ scientific paper 30 31 32 Jednorodność liczb tomograficznych Dokładność geometryczna dla wszystkich płaszczyzn Algorytm rekonstrukcyjny dla akwizycji niskodawkowej (poziom redukcji szumu) JAKOŚĆ OBRAZOWANIA ±4 HU 2 (20 cm fantom wodny) Jednorodność przestrzenna CTmax Ctmin = 1.2 0.5 mm Isotropowe Wydajność geometryczna > 70% 0.05 mm dla X/Y idose 4 - idose 4 dostarcza innowacyjne rozwiązanie, w którym proces iteracyjny jest realizowany w obszarze projekcji i obrazu. Algorytm rekonstrukcyjny rozpoczyna proces w danych projekcyjnych, gdzie identyfikuje i koryguje najbardziej zaszumione akwizycje/pomiary TK te z bardzo złym SNR (signal to noise ratio) lub z bardzo niskim zliczeniem. Każda projekcja jest sprawdzana/ weryfikowana dla punktów, które prawdopodobnie wynikały z bardzo zaszumionych pomiarów, używając modelu, który zawiera prawdziwą statystykę fotonów. Poprzez iteracyjny proces dyfuzji, zaszumione dane są dyskryminowane, a krawędzie są zachowywane. Proces ten zapewnia zachowanie gradientów podstawowych struktur, zachowując rozdzielczość przestrzenną, jednocześnie umożliwiając znaczną redukcję szumu. W ten sposób proces ten zapobiega podstawowej przyczynie powstawania smug dla słabych sygnałów. Ponadto, ponieważ korekty są wykonywane na danych akwizycyjnych (niezalogowane projekcje), metoda ta skutecznie zapobiega błędowi systematycznemu. Szum, który pozostaje po tym etapie algorytmu, jest propagowany do przestrzeni obrazu; jednak propagowany szum jest teraz ściśle zlokalizowany i może być skutecznie usunięty w celu wsparcia pożądanego poziomu zmniejszenia dawki. Kolejny główny składnik algorytmu idose 4 zajmuje się odejmowaniem szumów obrazu przy zachowaniu krawędzi związanych z prawdziwą anatomią lub patologią. Odejmowanie to rozpoczyna się od oszacowania rozkładu szumu w objętości obrazu. Służy to zmniejszeniu szumu przy zachowaniu prawdziwej struktury. Oszacowanie to pozwala również zachować charakterystykę mocy szumu w obrazie dla większej dawki i rekonstrukcji FBP. Następnie selektor wybiera spośród bezszumnych modeli strukturalnych model, który najlepiej pasuje do lokalnej topologii obrazowanej objętości. Po wybraniu najlepszego modelu stosuje się go w celu zmniejszenia szumów w objętości obrazu. Aby zapewnić równomierne usuwanie szumów dla wszystkich częstotliwości, wykonywane jest wieloczęstotliwościowe usuwanie szumu. Adaptacyjna Iteracyjna Statystyczna Rekonstrukcja Technologia rekonstrukcji pozwala na redukcję w szumie piksela wartości odchylenia standardowego. Algorytm rekonstrukcji ASiR pozwala na redukcję ma podczas akwizycji obrazów diagnostycznych, redukując dawkę do wymaganej. TAK W zależności od techniki skanowania Adaptive signal boost (bariatric imaging) 4D noise reduction (perfusion imaging) Neuro best contrast (head imaging) Iterative reconstruction (all imaging) AIDR 3D (Adaptacyjna Iteracyjna Redukcja Dawki 3D) Procesor rekonstrukcji IR RapidView umożliwia 20 IPS rekonstrukcji. Średni skan jamy brzusznej/ miednicy może zostać w pełni zrekonstruowany w około 40-50 sekund. 394 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radiologia / radiology DoseRight ACS (Automatic Current Selection) ocenia gęstość, kształt i wymiary pacjenta i porównuje obraz SurView z pewną liczbą referencyjnych wartości fantomowych (w zależności od rodzaju ciała i wieku pacjenta). Następnie system ustawia odpowiednią wartość mas dla badania. 33 Modalności redukcji dawki podczas akwizycji obrazów ACS działa w połączeniu z 2 systemami modulatorów DDOM modulator kątowy, który zmienia ma, gdy wiązka promieniowania obraca się wokół obszaru zainteresowania. Stopień modulacji zależy od różnicy w grubościach pacjenta między AP/ PA a bocznymi kierunkami. ZDOM modulator wzdłuż osi głównej, który określa wstępne skanowanie wymaganą dawkę na warstwę tomograficzną, aby utrzymać stały poziom szumu w każdej warstwie tomograficznej w płaszczyźnie Z pacjenta. Część 3 w kolejnym numerze. JAKOŚĆ OBRAZOWANIA ASiR (ang. Adaptive Statistical Iterative Reconstruction) technologia zmniejszania dawki. Technologia rekonstrukcji, która może umożliwić zmniejszenie odchylenia standardowego szumu pikseli. Algorytm rekonstrukcji ASiR może pozwolić na zmniejszenie ma w akwizycji obrazów diagnostycznych, zmniejszając w ten sposób wymaganą dawkę. Modulacja dawki 3D: Niższa dawka przy użyciu SmartmA, automatycznej techniki modulacji i wyświetlacza DLP, które informują operatora o dawce przed rozpoczęciem skanowania. Podczas skanowania modulacja dawki 3D w czasie rzeczywistym pomaga zapewnić stałą jakość obrazu, ponieważ automatycznie uwzględnia zmiany wymiarów anatomii pacjenta. Zaawansowany sprzęt i oprogramowanie Smart- Track do śledzenia wiązki rentgenowskiej minimalizuje dawkę pacjenta. CARE (połączone aplikacje w celu ograniczenia narażenia). CARE Dose 4D: automatyczna regulacja prądu lampy rtg w czasie rzeczywistym wzdłuż osi Z i aktywna modulacja podczas obrotu. CARE kv: ustawienie czułości narządowej w celu zoptymalizowania kontrastu współczynnik szumów i zmniejszenia dawki nawet o 60% CARE Child: Dedykowane obrazowanie TK w pediatrii, w tym tryby skanowania 70 kv i określone krzywe CARE Dose4D i protokoły. Specjalne protokoły kliniczne z selekcją 70 lub 80 kvi szeroki zakres ustawień mas. Profil CARE: Wizualizacja rozkładu dawki wzdłuż topogramu przed skanowaniem CARE Dashboard: Wizualizacja aktywowanej redukcji dawki, funkcje i technologie dla każdego zakresu skanowania i rodzaju badania X-CARE (opcja): Częściowe skanowanie w celu zredukowania bezpośredniego prześwietlenia ekspozycja dla najbardziej wrażliwych na dawki regionów ciała, np. piersi, tarczycy lub soczewki oka Sinogram Affirmed Iterative Reconstruction (SAFIRE) nowa iteracyjna rekonstrukcja następnej generacji Siemensa z poprawą jakości obrazu na podstawie danych nieprzetworzonych lub znaczną redukcją dawki. AIDR 3D (Adaptive Iterative Dose Reduction 3D) SUREExposureTM 3D Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 395

inżynieria medyczna \ medical engineering artykuł naukowy \ scientific paper Specjalizacja i certyfikacja w dziedzinie inżynierii medycznej w Polsce i na świecie Część 6: Propozycja systemu międzynarodowej certyfikacji/rejestracji w dziedzinie inżynierii klinicznej Specialization and certification in the field of medical engineering in Poland and in the world Part 6: Proposal of international certification/registration system in clinical engineering Ewa Zalewska 1, Tadeusz Pałko 2 1 Instytut Biocybernetyki i Inżynierii Biomedycznej PAN, ul. Księcia Trojdena 4, 02-109 Warszawa, e-mail: ewa.zalewska@ibib.waw.pl 2 Instytut Metrologii i Inżynierii Biomedycznej Politechniki Warszawskiej, ul. św. Andrzeja Boboli 8, 02-525 Warszawa w latach 60. w związku z intensywnym rozwojem aparatury medycznej i jej wprowadzaniem do placówek służby zdrowia. Całkowicie nowy obszar działalności inżynierów i techników w medycynie wiąże się z wyjątkowo dużą odpowiedzialnością za prawidłowe i efektywne wykorzystanie aparatury, ale przede wszystkim za bezpieczeństwo pacjenta [1]. Powstała konieczność przede wszystkim właściwego kształcenia w tej nowej dziedzinie, ale także wyznaczenia standardów kwalifikacji zawodowych i systemu ich weryfikacji. Międzynarodowe środowisko inżynierów klinicznych, skupione wokół International Federation for Medical and Biological Engineering (IFMBE), zainteresowane było utworzeniem programu uzyskiwania międzynarodowych certyfikatów potwierdzających kompetencje i kwalifikacje zawodowe. Historia działalności w tym zakresie datuje się od roku 1981, kiedy w wyniku wzajemnych uzgodnień, został opracowany dokument: Agreement on Mutual Recognition of Qualifications for Clinical Engineers podpisany przez 22 towarzystwa (Affiliated National Societies (ANS)) zrzeszone w IFMBE stwierdzający, że kraje będą wzajemnie uznawać certyfikaty Streszczenie artykule przedstawiono propozycję Clinical W Engineering Division (CED/IFMBE) systemu międzynarodowej certyfikacji/rejestracji w dziedzinie inżynierii klinicznej. Abstract The article outlines the program of international certification/registration in clinical engineering developed by Clinical Engineering Division (CED/ IFMBE). Słowa kluczowe: inżynieria medyczna, specjali- Key words: medical/clinical engineering, professio- zacja zawodowa, certyfikacja, rejestracja, inżynier nal specialization, certification, medical engineer medyczny Zawód inżyniera medycznego/klinicznego powstał otrzymano / received: 05.10.2017 poprawiono / corrected: 11.10.2017 zaakceptowano / accepted: 26.10.2017 396 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper inżynieria medyczna / medical engineering nadawane w krajach członkowskich i prowadzony będzie międzynarodowy rejestr inżynierów, którzy posiadają certyfikat IFMBE s Certificate of Registration as a Clinical Engineer [2-4]. Rozpoczęcie międzynarodowej współpracy miało służyć podnoszeniu poziomu opieki zdrowotnej w różnych krajach poprzez stosowanie wspólnych standardów w zakresie inżynierii medycznej i ich wyrównywanie w różnych krajach, ułatwianie zatrudniania specjalistów w różnych krajach poprzez międzynarodowe certyfikowanie kompetencji, rozwijanie międzynarodowej współpracy i wymiany, również w zakresie kształcenia. W zakresie certyfikacji zaproponowano powołanie międzynarodowej komisji International Registration Board (IRB). Dalsze prace były prowadzone przez Clinical Engineering Division (CED/IFMBE), a jednocześnie w wielu krajach, również w Polsce [5], zostały opracowane programy szkolenia i certyfikowania w dziedzinie inżynierii medycznej [6]. Aktualnie w CED/ IFMBE przygotowywany jest dokument, który ma zawierać uzgodnienia dotyczące standardów kształcenia i procedur certyfikowania inżynierów klinicznych/medycznych [7]. Dokument z 1981 r. pt. Agreement on Mutual Recognition of Qualifications for Clinical Engineers jest cały czas aktualny i jest podstawą aktualnych prac. Najistotniejsze zagadnienia, które wymagały uzgodnień, wynikały z różnych przepisów i programów obowiązujących w poszczególnych krajach. W niektórych krajach specjalistą w dziedzinie inżynierii medycznej/klinicznej może być wyłącznie osoba posiadająca wykształcenie techniczne i tytuł zawodowy inżyniera, a w niektórych dopuszczane są osoby mające inne wykształcenia, np. w Polsce informatycy [8, 9]. Wynika to z przyjętej w poszczególnych krajach roli inżyniera medycznego, jaką ma pełnić w placówce ochrony zdrowia. Zgodnie z ustaleniami przyjętymi przez CED/IFMBE działalność w zakresie inżynierii medycznej/ klinicznej obejmuje: znajomość dostępnych technologii i aparatury medycznej, konsultacje w zakresie oceny i zakupu aparatury medycznej, nadzoru i planowania serwisowego, analiza bezpieczeństwa i ocena możliwości wystąpienia zagrożeń związanych z eksploatacją aparatury medycznej, udział w interpretacji wyników badań, szkolenia w zakresie użytkowania aparatury dla personelu medycznego i techników, nadzór nad eksploatacją, bieżące wsparcie techniczne w codziennej praktyce, wspieranie badań i rozwoju technologii i aparatury medycznej. Po rozważeniu powyższych kwestii zaproponowano, aby ocenie poddawane były kwalifikacje do wykonywania obowiązków inżyniera medycznego/klinicznego i osoby uzyskujące certyfikat otrzymywałyby tytuł zawodowy Clinical Engineering Practitioner. Innym zagadnieniem jest system kształcenia na kolejnych poziomach w różnych krajach. Różne są także programy kształcenia podyplomowego w celu uzyskania specjalizacji. Początkowo rozważany był program uzyskiwania certyfikatu międzynarodowego na podstawie egzaminu międzynarodowego, po uzyskaniu certyfikatu krajowego. Różnice w przepisach i programach w poszczególnych krajach przesądziły o tym, że zaproponowano jednak system międzynarodowej rejestracji, na podstawie certyfikatu krajowego, przyjmując określenie certyfikacja/rejestracja. Kandydat starający się o międzynarodową rejestrację przez IRB musi posiadać wyższe wykształcenie o kierunku inżynierskim lub pokrewnym oraz co najmniej 3-letni, nieprzerwany staż pracy jako inżynier kliniczny, a w przypadku ukończenia studiów drugiego stopnia lub posiadania stopnia naukowego doktora wymagany jest 2-letni staż pracy w zawodzie inżyniera klinicznego. Certyfikat będzie uzyskiwany na podstawie egzaminu pisemnego i ustnego przeprowadzanego przez komisję (National Examining Authority (NEA)) w każdym kraju. Certyfikat krajowy będzie upoważniał do aplikowania o wpisanie do międzynarodowego rejestru inżynierów medycznych/klinicznych, co będzie stanowiło potwierdzenie kompetencji w środowisku międzynarodowym. W Polsce zawód inżyniera medycznego, zgodnie z Ustawą z dnia 24 lutego 2017 r. o uzyskiwaniu tytułu specjalisty w dziedzinach mających zastosowanie w ochronie zdrowia, inżynier medyczny jest takim zawodem [9]. W zawodach tych może być uzyskiwany tytuł specjalisty rozszerzający kompetencje w zakresie wykonywania tego zawodu. Tryb uzyskiwania specjalizacji określony jest w Rozporządzeniu Ministra Zdrowia z dnia 13 czerwca 2017 r. w sprawie specjalizacji w dziedzinach mających zastosowanie w ochronie zdrowia [8]. Kursy specjalizacyjne prowadzone są przez odpowiednie jednostki szkolące, reklama RENTGEN-SERWIS Zygmunt Koss Rafał Koss ul. Kasjopei 8 80-299 Gdańsk tel. 58 511 09 03 tel. kom. 603 270 482 e-mail: rentgenserwis@gmail.com www.koss.net.pl Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 397

inżynieria medyczna \ medical engineering artykuł naukowy \ scientific paper akredytowane i nadzorowane przez Centrum Medyczne Kształcenia Podyplomowego, przy współnadzorze Krajowego Konsultanta w dziedzinie inżynierii medycznej. Tytuł specjalisty otrzymuje się po zdaniu egzaminu państwowego organizowanego przez Centrum Egzaminów Medycznych. Uruchomienie podyplomowego szkolenia w Polsce dla specjalizacji inżyniera medyczna/kliniczna jest pilnym zadaniem. Biorąc pod uwagę fakt, że Polska posiada dobrze wyszkoloną kadrę na poziomie wyższym (ponad 5000 absolwentów) kierunku inżynieria biomedyczna oraz uwzględniając, że istnieje około 1000 publicznych jednostek ochrony zdrowia, w większości bardzo dobrze wyposażonych w nowoczesną aparaturę medyczną, potencjalne zapotrzebowanie na tę kadrę powinno być duże. Potrzebna jest jednak świadomość, że jakość świadczonych usług medycznych w dużym stopniu zależy nie tylko od wyposażenia (nie zawsze w pełni wykorzystywanego), ale również od zatrudniania inżynierów medycznych, dbających przede wszystkim o bezpieczeństwo pacjenta od strony aparatury medycznej, a także sprawujących nadzór nad prawidłowym zarządzaniem i monitorowaniem technicznej jakości aparatury (dokładność i rozdzielczość pomiarów oraz obrazów, modelowanie i symulacja procesów, analiza wyników pomiarowych). W konsekwencji prowadzi to do doskonalenia jakości ochrony zdrowia. Obecnie w Polsce są dwa ośrodki akademickie posiadające akredytację do prowadzenia specjalizacji z inżynierii medycznej: Instytut Metrologii i Inżynierii Biomedycznej Politechniki Warszawskiej oraz Instytut Inżynierii Materiałowej Politechniki Łódzkiej. Istnieją także opracowane programy ramowe i szczegółowe kształcenia specjalizacyjnego inżynierów medycznych. Ostatnia wersja takiego programu została opracowana na Politechnice Warszawskiej [10, 11] i wychodzi naprzeciw absolwentom po II stopniu kształcenia pracującym w środowisku klinicznym, włączając częściowe kształcenie na odległość przez Internet. Przewidziano kursy dwuletnie, składające się z 4 semestrów i 8 spotkań roboczych. Program składa się z jedenastu modułów tematycznych i łącznie obejmuje 800 godzin zajęć teoretycznych, w tym laboratoria i seminaria, oraz ponadto 23 tygodnie stażu klinicznego. Spotkania robocze wraz z zajęciami laboratoryjnymi będą odbywać się w soboty i niedziele, natomiast wykłady, seminaria i niektóre zajęcia praktyczne będą realizowane w trybie e-learning. Wykształcenie kadry specjalistów w dziedzinie inżynierii medycznej przyczyni się do rozwoju zawodu inżyniera medycznego/klinicznego oraz dalsze doskonalenie jakości ochrony zdrowia, spełniając oczekiwanie społeczne. Literatura 1. A.M. Dolan: Clinical Engineering overview. In: Standard handbook of biomedical engineering and design, McGraw-Hill Companies, 2004. 2. M. Medvedec, D. Yadin: Clinical engineering certification, IFMBE News, 88, 2011, 14-16. 3. M. Medvedec, J.O.Wear: Certification of Clinical Engineering, Clinical Engineering, Elsevier, 2016. 4. J.H. Nagel: The regulation of the clinical engineering profession as an important contribution to quality assurance in health care, IFMBE Proceedings, 2009, 376-378. 5. Ustawa z dnia 24 lutego 2017 o uzyskiwaniu tytułu specjalisty w dziedzinach mających zastosowanie w ochronie zdrowia (Dz. U. 2017. 03.20, Poz. 599). 6. M. Medvedec: Global program for certification of local clinical engineers: back to the future, IFMBE Proceedings, 41, 2014, 1092-1095. 7. Rozporządzenie Ministra Zdrowia z 13 czerwca 2017 w sprawie specjalizacji w dziedzinach mających zastosowanie w ochronie zdrowia (Dz. U. 2017. 06. 24, Poz.1217). 8. K. Pęczalski, T. Pałko, G. Pawlicki, N. Golnik: Academic Bolognian and Medical Postgraduate Education of Medical Engineers in Poland on example of Warsaw University of Technology, IFMBE Proceedings, 45, 2015, 978-980. 9. K. Pęczalski, T. Pałko, N. Golnik, E. Ślubowska, K. Lewenstein: The innovation model of eduction of medical engineers, Abstract Book, 20-th Polish Conf. on Biocybernetics and Biomedical Engineering, Kraków, 2017, 114. 10. J.O. Wear: Global perspectives on competency certification of medical electronic graduates in the fast changing healthcare engineering field, International Keynote, Symposium on Innovation and Commercialization for Medical Electronic Technology, Bandor Enstek, Nilai, Malaysia, 2012. 11. E. Zalewska, T. Pałko, G. Pawlicki: Medical engineering in Poland, IFMBE Proceedings, 45, 2014, 967-969. 398 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper BHP / OMS Rozpoznanie i ocena zagrożeń elektromagnetycznych w placówkach diagnostyki obrazowej rezonansu magnetycznego część 1 Identification and evaluation of electromagnetic hazards in magnetic resonance imaging diagnostic centres Part 1 Jolanta Karpowicz, Krzysztof Gryz Centralny Instytut Ochrony Pracy Państwowy Instytut Badawczy, Pracownia Zagrożeń Elektromagnetycznych, ul. Czerniakowska 16, 00-701 Warszawa, tel. +48 22 623 46 50, e-mail: jokar@ciop.pl Publikacja opracowana na podstawie wyników IV etapu programu wieloletniego pn. Poprawa bezpieczeństwa i warunków pracy (Koordynator programu: Centralny Instytut Ochrony Pracy Państwowy Instytut Badawczy) finansowanego w latach 2017-2019 w zakresie zadań służb państwowych ze środków Ministerstwa Pracy i Polityki Społecznej (zadanie 1.G.12). Wprowadzenie W lipcu 2016 roku zostały wprowadzone nowe wymagania prawa pracy dotyczące zagrożeń elektromagnetycznych (Z-EM), określone przez rozporządzenia ministra rodziny, pracy i polityki społecznej: w sprawie bezpieczeństwa i higieny pracy przy pracach związanych z narażeniem na pole elektromagnetyczne (R-BHP-EM) [1], w sprawie najwyższych dopuszczalnych stężeń i natężeń czynników szkodliwych dla zdrowia w środowisku pracy (R-NDN-EM) [2]. Uszczegółowiły one ogólne wymagania określone w ustawie kodeks pracy, aby formalnie transponować europejskie wymagania dotyczące ochrony przed Z-EM [3]. Proces dostosowania przedsiębiorstw do nowych wymagań został powiązany z harmonogramem okresowych badań i pomiarów pola elektromagnetycznego (pola-em) w środowisku pracy (R-BHP-EM: 14). W konsekwencji, 400 Streszczenie lipcu 2016 roku zostały wprowadzone nowe wymagania W prawa pracy dotyczące zagrożeń elektromagnetycznych, określone przez rozporządzenia ministra rodziny, pracy i polityki społecznej. Najpóźniej 1 lipca 2018 roku upływa okres przejściowy, w którym wszystkie placówki użytkujące źródła pola-em powinny dostosować się do tych wymagań w celu zapewnienia bezpiecznych i higienicznych warunków pracy. W artykule scharakteryzowano aktualne wymagania prawa pracy dotyczące rozpoznania i oceny zagrożeń elektromagnetycznych, w kontekście typowych charakterystyk narażenia na pole elektromagnetyczne w medycznych placówkach diagnostyki obrazowej rezonansu magnetycznego oraz najistotniejszych zmian wprowadzonych przez nowe wymagania, w stosunku do obowiązujących w latach 1995-2016. Omawiane wymagania dotyczące ochrony przed oddziaływaniem pola elektromagnetycznego nie dotyczą pacjentów. Słowa kluczowe: rezonans magnetyczny, skaner rezonansu magnetycznego, bezpieczeństwo i higiena pracy, prawo pracy Abstract The new requirements of labour law on the electromagnetic hazards were set up in July 2016 by the decree of minister of family, labour and social policy. Until the 1st July, 2018 the transient period expires, when all users of electromagnetic field sources should adjust to these requirements to ensure safety and hygiene of working conditions. The article characterises current requirements of labour law concerning identification and evaluation of electromagnetic hazards, with respect to typical characteristics of an exposure of workers to electromagnetic field in the centres of imaging diagnostic of magnetic resonance and the key changes introduced by the new requirements in comparison to the ones, which were valid over 1995-2016. Discussed requirements concerning the protections against the influence of electromagnetic field do not concern patients. Key words: magnetic resonance, magnetic resonance scanner, occupational health and safety, labour law otrzymano / received: 26.09.2017 poprawiono / corrected: 03.10.2017 zaakceptowano / accepted: 18.10.2017 Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 399

BHP \ OMS artykuł naukowy \ scientific paper najpóźniej do 1 lipca 2018 r. wszystkie placówki użytkujące urządzenia emitujące pole-em obowiązane są dostosować działania zapewniające bezpieczeństwo i higienę pracy (BHP) do tych wymagań. Ze względu na złożone mechanizmy oddziaływania pola-em na organizm człowieka i obiekty materialne, Z-EM określono jako (R-BHP-EM: 3.12) szkodliwe dla zdrowia, niebezpieczne lub uciążliwe skutki oddziaływania pola-em, powstające w przestrzeni pracy ze względu na: a) skutki biofizyczne bezpośredniego oddziaływania pola-em na organizm człowieka: skutki termiczne, będące skutkiem pochłoniętej w tkankach energii pola-em; skutki pozatermiczne, obejmujące: pobudzenie mięśni, nerwów lub narządów zmysłów, które może mieć szkodliwy wpływ na zdrowie psychiczne lub fizyczne (rozpatrywane w R-BHP-EM przejściowe objawy pobudzenie narządów zmysłów to m.in.: zawroty głowy czy wrażenia wzrokowe mogące powodować przejściowe uciążliwości lub oddziaływać na funkcje poznawcze lub inne funkcje mózgu lub mięśni, przez co mogą wpływać na zdolność do bezpiecznego wykonywania pracy); prądy kończynowe indukowane; b) skutki pośredniego oddziaływania pola-em na inne obiekty, m.in: zakłócenie działania urządzeń elektronicznych, takich jak: elektroniczne (aktywne) implanty medyczne, np. stymulatory serca i pompy insulinowe; skutki termiczne oddziaływania na mechaniczne (pasywne) implanty medyczne, takie jak: endoprotezy ortopedyczne lub naczyniowe; zagrożenie balistyczne, rozumiane jako zagrożenie powodowane w polu magnetostatycznym (PMS) gwałtownym przemieszczaniem się przedmiotów ferromagnetycznych; prądy kończynowe kontaktowe. Wymagania R-BHP-EM i R-NDN-EM systematyzują działania użytkownika 1, konieczne, jeśli w przestrzeni pracy zostaną rozpoznane źródła pola-em i możliwość aktywności pracujących w narażeniu na pole-em, obejmujące: rozpoznawanie obiektów technicznych emitujących pole- -EM mające wpływ na BHP i Z-EM dotychczas nieregulowane szczegółowymi wymaganiami prawa pracy; ocenę narażenia na pole-em znacznie modyfikujące wymagania w tym zakresie oraz miary i limity narażenia wykorzystywane podczas jego oceny; ocenę bezpośredniego oddziaływania pola-em na organizm człowieka dotychczas stosowaną jedynie w opracowaniach naukowych na podstawie zaleceń międzynarodowych, zbliżonych do wymagań R-BHP-EM [4]; środki ochronne ograniczające Z-EM dotychczas nieregulowane szczegółowymi wymaganiami prawa pracy. Rozpoznanie istotnych dla BHP źródeł pola-em, a także 1 Terminy określone specyficznie w prawie pracy zestawiono w załączonym słowniczku i wyróżniono pogrubioną czcionką poziomu ekspozycji w przestrzeni pracy, wykonuje się m.in. z wykorzystaniem charakterystyk (R-BHP-EM: 5.1.): parametrów technicznych źródła pola-em, określonych w dotyczącej go dokumentacji technicznej, oraz środków ochronnych stanowiących jego stałe wyposażenie; zakresu użytkowania źródła pola-em oraz wpływu wykonywanych prac na poziom emisji lub poziom ekspozycji; poziomu emisji ze źródła pola-em do środowiska lub poziomu pola-em w jego otoczeniu, udokumentowanych ze względu na wymagania odrębnych przepisów lub przedstawionych w załączniku nr 1 do R-BHP-EM. Wśród źródeł pola-em scharakteryzowanych w załączniku nr 1 do R-BHP-EM wymieniono skanery rezonansu magnetycznego (skanery RM) jako źródło pola-em, przy którym w typowych warunkach użytkowania występuje silne narażenie na złożone pole-em (PMS, PQS PQS pole quasi-statyczne i PWCZ pole wielkiej częstotliwości). Jest to wskazówka, że użytkownicy skanerów RM zobowiązani są do: rozpoznania i oceny Z-EM dotyczących pracujących i osób potencjalnie narażonych podczas zróżnicowanych warunków użytkowania; opracowania planu stosowania środków ochronnych i wprowadzenia go w życie; oznakowania źródeł pola-em, zasięgu przestrzeni pola-em stref ochronnych i rozpoznanych Z-EM; zapewnienia szkolenia pracowników, a także informowania pracujących i osób potencjalnie narażonych nt. rozpoznanych Z-EM i podjętych środkach ochronnych; zapewnienia badań lekarskich dotyczących pracowników, a w szczególnych okolicznościach również pracujących i osób potencjalnie narażonych. W dalszej części artykułu omówiono szczegółowe wymagania prawa pracy dotyczące ochrony przed Z-EM podczas użytkowania skanerów RM, w kontekście zmian wprowadzonych w 2016 roku, a także charakterystyk takich Z-EM rozpoznanych podczas ich 25-letniego monitorowania przeprowadzonego we współpracy z kilkudziesięcioma ośrodkami diagnostyki RM, w ramach realizacji przez zespół Pracowni Zagrożeń Elektromagnetycznych Centralnego Instytutu Ochrony Pracy PIB projektów badawczych, prac usługowych oraz działalności edukacyjnej [5-10]. W kolejnej publikacji scharakteryzowano środki ochronne wymagane obecnie przez prawo pracy w celu zapewnienia bezpiecznych i higienicznych warunków pracy w placówkach diagnostyki rezonansu magnetycznego. Rozpoznanie źródeł pola-em i charakterystyki narażenia na pole-em w medycznych placówkach diagnostyki RM Rozpoznanie źródeł pola-em Na potrzeby realizacji wymagań prawa pracy skaner RM można scharakteryzować jako urządzenie stosowane do medycznych 400 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper BHP / OMS badań diagnostycznych z wykorzystaniem zjawiska RM (Fot. 1), które jest pierwotnym źródłem złożonego pola-em: PMS stale włączonego, o indukcji z zakresu ok. (0,15-3) T w otwartej przestrzeni diagnostycznej wewnątrz magnesu skanera RM (eksploatowane są również skanery o silniejszych magnesach (> 3T), wykorzystywane do badań naukowych) w ramach oceny Z-EM w środowisku pracy PMS obejmuje składową narażenia niezmienną w czasie oraz zmienną w czasie wskutek poruszania się pracującego w otoczeniu źródła pola-em; PWCZ emitowanego podczas diagnozowania pacjentów lub prac technicznych (pole-em radiofalowe), modulowane impulsowo o częstotliwości z pasma ok. (6-126) MHz; PQS emitowanego podczas diagnozowania pacjentów lub prac technicznych (pole-em gradientowe), impulsowe o częstotliwości dominującej ok. 1 khz. Pierwotnym źródłem PMS jest magnes nadprzewodzący lub trwały, a źródłem PWCZ i PQS cewki diagnostyczne i cewki wbudowane w obudowę urządzenia użytkowane w ekranowanej elektromagnetycznie sali diagnostycznej. Pierwotnym źródłem PWCZ i PQS mogą stać się również generatory i tory zasilające cewki, w razie ich niesprawności technicznej. Wtórne źródła PMS i PQS w otoczeniu skanerów RM nie wymagają oceny, natomiast wtórnymi źródłami PWCZ mogą stać się obiekty metalowe znajdujące się w sali diagnostycznej, w stopniu uzależnionym zarówno od częstotliwości PWCZ, wielkości sali diagnostycznej, jak również rodzaju i lokalizacji wspomnianych obiektów. W przylegającej sali znajduje się komputerowe stanowisko sterowania, rejestracji i przetwarzania danych pomiarowych. Współcześnie komputery stacjonarne nie emitują pola-em wymagającego oceny ze względu na wymagania prawa pracy [11, 12, 15]. Uwagi wymaga, że emisji PQS towarzyszy impulsowy hałas. Jest to zjawisko bardzo istotne zarówno dla prawidłowego rozpoznania charakterystyk Z-EM, jak i ze względu na konieczność stosowania środków ochrony narządu słuchu pacjentów i pracujących [5]. W placówkach diagnostyki rezonansu magnetycznego występują również inne zagrożenia zawodowe, wynikające z takich czynników, jak obciążenie układu mięśniowo szkieletowego, czy pracy w warunkach sztucznego oświetlenia [5, 13]. Rozpoznanie charakterystyki narażenia na pole-em Rutynowe badania diagnostyczne Czynności niezbędne do przygotowania i przeprowadzenia każdego rutynowego badania medycznej diagnostyki RM polegają głównie na ułożeniu pacjenta na stole diagnostycznym skanera oraz wsunięciu tego stołu do tunelu magnesu skanera, a po badaniu wysunięciu stołu z magnesu i wyprowadzeniu pacjenta z sali diagnostycznej. Przed badaniem na stole lub na badanej części ciała pacjenta często układane są również cewki diagnostyczne i przyłączane kablem do urządzenia, a między kolejnymi badaniami różnego typu konieczna bywa ich zmiana. Najczęściej dziennie diagnozowanych jest od kilku do około 30 pacjentów zależnie od rodzajów badań i organizacji pracy placówki diagnostycznej. Pacjent przygotowywany jest do badań przez 1-2 elektroradiologów, a w razie potrzeby również współpracujący z nimi zespół pracowników innych specjalności, takich jak: pielęgniarki, anestezjolodzy, kardiolodzy itp. Lekarze różnych specjalności, a w szczególnych okolicznościach również inne osoby (np. funkcjonariusze konwojujący więźniów diagnozowanych poza terenem zakładów karnych) asystują pacjentom przed, podczas lub po badaniu zależnie m.in. od stanu zdrowia pacjenta i złożoności badania. Wiele rodzajów badań wymaga dożylnego podania środków farmakologicznych, w sposób zależny od rodzaju badania, stanu zdrowia pacjenta i organizacji placówki diagnostycznej ręcznie lub przy użyciu strzykawki automatycznej; przed lub podczas badania; przez pielęgniarkę lub lekarza. Fot. 1 Typowy skaner RM wykorzystywany w diagnostyce medycznej Źródło: www.rehasport.pl Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 401

BHP \ OMS artykuł naukowy \ scientific paper Ekspozymetryczna ocena narażenia na pole-em wykonana podczas badań RM w różnych placówkach diagnostycznych wykazała, że przy ich typowej organizacji, przy badaniu jednego pacjenta pracownicy przebywają w sali diagnostycznej skanera RM łącznie ok. (5-10) minut, podlegając oddziaływaniu PMS o poziomie zależnym od odległości od magnesu [5, 7-9]. Czas ten i poziom narażenia na pole-em zależą głównie od organizacji pracy, rodzaju wykonywanych badań, stanu zdrowia pacjenta i konstrukcji skanera, ale również od stopnia zapoznania pracujących z charakterystykami Z-EM. Typowo podczas badania elektroradiolodzy nie przebywają w pobliżu magnesu skanera RM nadzorują badanie ze stanowiska komputerowego sterowania pracą skanera. Ściany sali diagnostycznej ekranują przed zakłóceniami elektromagnetycznymi, a także chronią elektroradiologa przed oddziaływaniem PWCZ i PQS, ale nie wpływają na rozkład przestrzenny PMS. Jedynie w przypadku umieszczenia skanera w niedużej sali diagnostycznej, również poza nią występuje PMS wymagające uwagi dla zapewnienia bezpiecznych i higienicznych warunków pracy. W związku z tym elektroradiolodzy najczęściej nie podlegają narażeniu na PWCZ i PQS emitowane jedynie podczas badania, a przez znaczny odsetek dnia pracy nie przebywają również w przestrzeni PMS stref ochronnych. Inne prace w otoczeniu magnesu skanera RM Oprócz czynności związanych z przygotowaniem i przeprowadzeniem medycznych badań diagnostycznych w pobliżu magnesu skanera RM i w sąsiednich pomieszczeniach wykonywane są różnorodne prace związane z utrzymaniem czystości i wymaganego stanu technicznego urządzeń i pomieszczeń, czynności serwisowe, naprawy, remonty, inne czynności administracyjno-techniczne, kontrolne, pomiarowe itp. Rozpoznanie i ocena Z-EM związanych z użytkowaniem skanera RM powinny obejmować zróżnicowane warunki narażenia na pole-em wszystkich osób, które je wykonują. Narażenie na pole-em przy skanerze RM Całą salę diagnostyczną należy traktować jako przestrzeń pracy i przestrzeń obsługi w ciągłym narażeniu na PMS oraz czasowym na PWCZ i PQS, a przylegające pomieszczenie z generatorami jako potencjalnie narażone czasowo na PWCZ i PQS. PMS wytwarzane przez magnes nadprzewodzący lub trwały występuje stale w jego otoczeniu 24 godziny na dobę, codziennie od momentu uruchomienia urządzenia, często również podczas transportu urządzenia [5, 6, 10]. W związku ze tym, oprócz pracowników przygotowujących i przeprowadzających badania pacjentów, narażone na PMS są wszystkie osoby przebywające w pobliżu magnesu, ze względu na wykonywanie w sali diagnostycznej omówionych czynności. W związku z tym, że przestrzeń diagnostyczna nie jest wydzielona fizyczną barierą, poziom diagnostycznego PMS stanowi najwyższy poziom narażenia podczas rutynowego użytkowania skanera RM. Wobec niezmiennego w czasie emitowania PMS przez magnes, narażenie o takim poziomie dotyczy wszystkich osób znajdujących się wewnątrz magnesu (w przestrzeni diagnostycznej). Natomiast podczas prac technicznych (np. serwisowych), wykonywanych przy częściowo zdemontowanym urządzeniu bywa możliwy również dostęp do przestrzeni PMS o kilkadziesiąt procent silniejszego od pola diagnostycznego, a także narażenie na PQS i PWCZ. Ponadto podczas prac technicznych osoby znajdujące się przy pracującym skanerze mogą podlegać oddziaływaniu PWCZ i PQS przy kontrolowanych generatorach. Natomiast narażenie innych pracowników medycznych i technicznych na PWCZ i PQS może wymagać oceny, jeśli przebywają z pacjentem podczas badania lub wykonują prace techniczne przy instalacji zasilania cewek gradientowych lub radiofalowych. Ocena zagrożeń elektromagnetycznych w placówkach medycznej diagnostyki RM Miary i limity narażenia na pole-em R-BHP-EM stanowi, że przestrzeń pola-em stref ochronnych (pośredniej, zagrożenia i niebezpiecznej) określono w celu ochrony pracujących lub osób potencjalnie narażonych przed Z-EM w przestrzeni pracy i konieczność podjęcia odpowiednich do specyfiki narażenia środków ochronnych. Przebywanie w przestrzeni pola-em strefy zagrożenia lub pośredniej określane jest jako narażenie kontrolowane, a strefy niebezpiecznej jako narażenie niebezpieczne. Do przestrzeni pola-em strefy bezpiecznej (SB) nie określono warunków ograniczających ekspozycję (określoną jako ekspozycja pomijalna, poza polem-em stref ochronnych). Narażenie kontrolowane jest dopuszczalne obecnie, jeżeli: dotyczy osób, u których w wyniku badań profilaktycznych nie stwierdzono przeciwwskazań do narażenia na pole-em; przeprowadzono rozpoznanie i ocenę Z-EM w przestrzeni pracy oraz rozpoznane Z-EM zostały wyeliminowane lub ograniczone przez stosowanie środków ochronnych, z uwzględnieniem specyficznych ograniczeń dotyczących oddziaływania pola-em na osoby szczególnie chronione; narażenie na pole-em jest okresowo oceniane; odpowiednio oznakowano zasięgi przestrzeni pola-em stref ochronnych oraz rodzaje występujących tam Z-EM; rozmieszczono stanowiska pracy w sposób ograniczający narażenie i warunki wykonywania pracy zapewniają, że dziennie narażenie jest tymczasowe (wskaźnik narażenia W < 1; patrz tabela 1); pracujący i osoby potencjalnie narażone zostali poinformowani o rozpoznanych Z-EM i zapoznani z zastosowanymi środkami ochronnymi. Natomiast okoliczności, jakie mogą uzasadniać narażenie niebezpieczne na pole-em oraz środki ochronne, jakie należy wprowadzić w takim przypadku, określono w Załączniku nr 3 R-BHP-EM (cz. 1, pkt. 11) w uzasadnionych okolicznościach tymczasowe narażenia na pole-em strefy niebezpiecznej jest dopuszczalne, jeżeli nie zostaną przekroczone górne limity GPO i spełnione są łącznie następujące warunki: 402 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper BHP / OMS udokumentowano okoliczności przemawiające za koniecznością wykonania prac związanych z narażeniem na pole-em strefy niebezpiecznej; ocena poziomu narażenia na pole-em i Z-EM przeprowadzona zgodnie z odpowiednimi wymaganiami R-BHP-EM ( 6-8) wykazała, że zostały przekroczone limity IPNog lub dolne limity GPO; zastosowano wszystkie techniczne i organizacyjne środki ochronne, z uwzględnieniem najnowszego stanu wiedzy, w szczególności dotyczące prac szczególnie niebezpiecznych i stwarzających możliwość wystąpienia szczególnego zagrożenia dla zdrowia lub życia ludzkiego (w rozumieniu 225 i 237 kodeksu pracy); uwzględniono charakterystykę miejsca pracy, sprzętu roboczego lub praktyk roboczych; użytkownik wykaże, że pracujący lub osoby potencjalnie narażone są w dalszym ciągu chronieni przed niekorzystnymi skutkami dla zdrowia i zagrożeniami bezpieczeństwa, a wskaźnik narażenia W < 5; w ramach profilaktycznej opieki medycznej lekarz medycyny pracy informowany jest, że pracownika dotyczy narażenie na pole-em strefy niebezpiecznej. W R-NDN-EM określono limity Interwencyjnych Poziomów Narażenia (IPN) dla składowych pola-em pola elektrycznego (pole-e) i pola magnetycznego (pola-m) odnoszące się do zasięgów przestrzeni pola-em stref ochronnych. Natomiast w Załączniku nr 2 R-BHP-EM określono limity Granicznych Poziomów Oddziaływania (GPO), które wykorzystywane są podczas oceny Z-EM bezpośrednich, występujących podczas narażenia niebezpiecznego. W tabeli 1 zestawiono limity IPN dotyczące pola-e i pola-m dla PMS, PQS i PWCZ rozpoznanego w otoczeniu skanerów RM oraz odpowiednie wartości górnych limitów GPO. Postanowienia omówionych rozporządzeń nie odnoszą się do bezpieczeństwa pacjentów. Ocena narażenia na pole-em i zagrożeń elektromagnetycznych W przestrzeni pracy, w miejscach dostępnych dla pracujących i osób potencjalnie narażonych, których może dotyczyć oddziaływanie pola-em stref ochronnych, dokonuje się oceny poziomu narażenia na pole-em źródeł pierwotnych i wtórnych na podstawie posiadanych przez użytkownika i odpowiednio udokumentowanych informacji (R-BHP-EM: 5 ust. 1), a w przypadku ich braku albo niedostatecznego zakresu na podstawie pomiarów wykonywanych w trybie określonym w rozporządzeniu Ministra Zdrowia [16] (R-MZ), (R-BHP-EM: 5 ust. 1 i 6.1). Na tej podstawie dla zidentyfikowanych w przestrzeni pracy źródeł pola-em wyznacza się zasięgi przestrzeni pola-em stref ochronnych (R-BHP-EM: 7). Aktualne wymagania dotyczące oceny narażenia na pole-em w przestrzeni pracy istotnie różnią się od stosowanych do czerwca 2016 r. wymagań ujętych w starszym rozporządzeniu ministra pracy [17] oraz polskiej normie PN-T-06580:2002 [18]. W związku z tym dalsze korzystanie z wyników pomiarów wykonanych zgodnie z wymaganiami normy PN-T-06580:2002 jest obecnie niewłaściwe. Od lipca 2016 r. obowiązują znacznie zmienione wymagania dotyczące miar i limitów narażenia na pole-em skanerów RM (obecnie nazwane IPN i GPO (tab. 1), a poprzednio NDN), co wymaga przeanalizowania wcześniejszych danych charakteryzujących warunki oddziaływania pola-em na pracujących w nowym kontekście. Ponadto znacznie zmienione zostały definicje pola-em poszczególnych stref ochronnych i wskaźnika narażenia (poprzednio: wskaźnik ekspozycji). Minimalne wymagania dotyczące oceny pola-em w przestrzeni pracy, w tym dotyczące lokalizacji punktów pomiarowych i szczegółowości oceny w przestrzeni pracy w polu-em poszczególnych strefach ochronnych, określono w części III załącznika nr 3 do R-BHP- -EM. Na rysunku 1 zaprezentowano szkic charakteryzujący typowe zasięgu PMS stref ochronnych w otoczeniu skanerów RM 1,5 T lub 3 T, z dokładnością odzwierciedlającą wymagania R-BHP-EM [5, 7-9]. Jednak ze względu na nowe wymagania dotyczące limitów GPO (określonych odrębnie dla głowy, tułowia i kończyn), obecnie konieczne jest również ocenianie narażenia pracujących z uwzględnieniem 3-wymiarowego rozkładu przestrzennego tego narażenia w przestrzeni obsługi. Z tego powodu szkice prezentujące 2-wymiarowe mapy rozkładu wybranych izolinii poziomu PMS nie są wystarczającym źródłem informacji charakteryzujących narażenie pracujących na PMS strefy zagrożenia i niebezpiecznej. Ponadto użytkownik rozpoznaje i ocenia Z-EM w miejscach narażenia (w regularnych odstępach czasu uzależnionych od rodzaju i poziomu zagrożeń, nie rzadziej niż co 4 lata) oraz dokumentuje je (zgodnie z wymaganiami rozporządzenia w sprawie ogólnych przepisów bezpieczeństwa i higieny pracy [19] (R-OW-BHP), w zakresie określonym w załączniku nr 3 do R-BHP-EM, 8), uwzględniając: rozpoznane prace podczas użytkowania rozpoznanych źródeł pola-em i informacje techniczne dostarczane przez ich producenta; miary narażenia i limity IPN; bezpośrednie skutki biofizyczne oddziaływania pola-em oraz ich miary i limity GPO, a także wszelkie skutki pośrednie oddziaływania pola-em mające wpływ na BHP; rodzaj rozpoznanego pola-em (jego dominujące częstotliwości, czas i poziom narażenia oraz jego rozkład w przestrzeni, z uwzględnieniem narażenia na pole-em emitowane przez więcej niż jedno źródło pola-em oraz jednoczesnego narażenia na pola-em wywołujące różne skutki bezpośrednie i pośrednie); informacje uzyskane w wyniku profilaktycznych badań lekarskich pracowników oraz skutki dla zdrowia wynikające z narażenia na pole-em osób szczególnie chronionych; dostępność środków technicznych ograniczających emisję lub poziom narażenia; inne dostępne informacje dotyczące ochrony zdrowia i bezpieczeństwa pracy. Przy skanerach RM rozpoznanie obejmuje Z-EM wynikające z oddziaływania PMS i poruszania się w PMS oraz PWCZ i PQS, z uwzględnieniem wspomnianych wtórnych źródeł PWCZ. Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 403

BHP \ OMS artykuł naukowy \ scientific paper Tabela 1 Limity IPN i górne GPO dotyczące pola-em rozpoznanego w otoczeniu skanerów RM [R-NDN-EM, R-BHP-EM] Poziom narażenia; limity IPN i GPO IPNp-X **) dolna granica pola-em strefy pośredniej (SP) IPNod-X dolna granica pola-em strefy zagrożenia (SZ) IPNob-X ****) limit bazowy IPNog-X dolna granica pola-em strefy niebezpiecznej (SN) IPNk-X limit narażenia kończyn GPO górne *****) Rodzaj pola-em PMS [< 5 Hz] PQS *) [2,5 khz] PWCZ [> 10 MHz] B, mt E, V/m B, mt E, V/m B, mt 0,5 ***) [ > IPNp-B przestrzeń ograniczonego dostępu ze względu na bezpieczeństwo użytkowników elektrostymulatorów serca i innych 20 0,004 7 0,000 025 implantów elektronicznych] 3 [ > IPNod-B powinny być stosowane środki ochronne ze względu m.in. na zagrożenia dla użytkowników elektronicznych implantów medycznych 67 0,033 20 0,000 067 i zagrożenia balistyczne wynikające ze skutków oddziaływa- nia PMS na przedmioty ferromagnetyczne przyciągane przez magnes] 200 [ > IPNob-B powinny być stosowane środki ochronne celem zapewnienia 200 0,100 60 0,000 200 tymczasowości narażenia na PMS ******) ; tj. aby W < 1] 400 [ > IPNog-B powinny być stosowane środki ochronne ze względu m.in. na zagrożenia balistyczne, zagrożenia dla użytkowników implantów medycznych i zagrożenia wynikające z bezpośrednich skutków 800 0,200 240 0,000 400 oddziaływania PMS podczas poruszania się przy magnesie (takich jak zawroty głowy i mdłości) oraz celem zapewnienia tymczasowości narażenia na PMS; tj. aby W < 5] 1 000 --- 0,500 --- --- Indukcja magnetyczna, B = 8 000 mt (8T) Natężenie indukowanego w organizmie pola-e, Ein (oceniane w układzie nerwowym głowy lub całego ciała) Natężenie indukowanego w organizmie pola-e, Ein (w układzie nerwowym głowy lub całego ciała) Współczynnik SAR, uśredniony dla całego ciała oraz miejscowy w głowie i tułowiu lub kończynach *) dla PQS zgodnie z tzw. zasadą oceny najgorszego przypadku, podano limit odpowiadający najostrzejszym kryteriom z pasma częstotliwości składowych tego pola-em, tj. limity określone dla pola-em o częstotliwości 2,5 khz; natomiast dla PWCZ limity dla częstotliwości mniejszych od 10 MHz narastają liniowo odwrotnie proporcjonalnie do zmniejszania się częstotliwości [R-NDN-EM] **) X oznacza: E natężenie pola-e (oznaczane E i wyrażane w woltach na metr, V/m); B indukcja magnetyczna (oznaczana B i wyrażana w teslach, T) alternatywnie do indukcji magnetycznej stosowane jest natężenie pola-m (oznaczane H i wyrażane w amperach na metr, A/m); wartość 1 T jest odpowiednikiem 800 000 A/m ***) do 1 lipca 2016 r. dolna granica strefy pośredniej PMS wynosiła 3,3 mt ****) limit bazowy określa poziom narażenia na pole-em, powyżej którego należy wprowadzić środki ochronne dla zapewnienia tymczasowości narażenia i ochrony przed bezpośrednimi skutkami oddziaływania pola-em (polegającymi m.in. na odczuwaniu zawrotów głowy lub mdłości podczas poruszania się przy oddziaływaniu PMS) *****) ocena GPO, z wyjątkiem indukcji magnetycznej, wymaga wykorzystania symulacji komputerowych z użyciem wysokorozdzielczych, antropomorficznych modeli numerycznych ciała człowieka; współczynnik SAR jest miarą skutków termicznych oddziaływania pola-em [4] ******) ocena tymczasowości narażenia na pole-em odwołuje się do wartości wskaźnika narażenia (W) wskaźnik dziennego narażenia ogólnego, wyznaczany jest jako suma wskaźników narażenia wynikających z narażenia quasi-stacjonarnego, zgodnie z zależnością [R-BHP-EM]: W = Tg(E/IPNob-E) 2 + Tg(H/IPNob-H) 2 gdzie: Tg bezwymiarowy współczynnik krotności czasu narażenia ogólnego w stosunku do 8 godzin; E i H wartości natężenia pola-e i pola-m, maksymalne w punktach pomiarowych odpowiadających narażeniu głowy i tułowia podczas narażenia quasi-stacjonarnego; IPNob-E i IPNob-H wartości odpowiednich limitów IPN określonych dla natężenia pola-e (E) i pola-m (H). Ocena tymczasowości narażenia na pole-em podczas użytkowania skanera RM wymaga z reguły co najwyżej oszacowania narażenia na PMS wg zależności: W(PMS) = Tg(B/200) 2, gdzie B jest poziomem narażenia quasi-stacjonarnego na PMS o indukcji B wyrażonej w mt. Ocena bezpośrednich skutków oddziaływania pola-em skanerów RM wykonywana jest z wykorzystaniem limitów górnych GPO. Przy wykorzystywanych obecnie w Polsce do diagnostyki medycznej skanerach RM z magnesami o indukcji do 3 T nie występują okoliczności wymagające oceny warunków narażenia w odniesieniu do górnego limitu GPO określonego dla PMS (B = 8T), natomiast występują warunki narażenia wymagające zastosowania środków ochronnych dla zapewnienia ich zgodności z innymi górnymi limitami GPO. Dotyczy to następujących przypadków narażenia niebezpiecznego, które mogą wymagać również oceny odpowiednich miar powiązanych z limitami GPO: natężenia pola elektrycznego indukowanego w organizmie, ze względu na narażenie podczas poruszania się w PMS bezpośrednio w otoczeniu przestrzeni pola diagnostycznego lub narażenie na PQS podczas asystowania pacjentowi w czasie diagnozowania lub prac technicznych; współczynnika SAR ze względu na narażenie na PWCZ podczas asystowania pacjentowi w czasie diagnozowania lub prac technicznych. W obu przypadkach ocena skutków bezpośrednich wymaga opracowania adekwatnych modeli komputerowych i przeprowadzenia specjalistycznych badań naukowych obejmujących: wykonanie symulacji komputerowych dotyczących współczynnika SAR lub natężenia pola-e indukowanego przez pole-em w organizmie, walidację wyników obliczeń i ich analizę w kontekście limitów GPO oraz reprezentatywności ze względu na zróżnicowane warunki użytkowania źródeł pola-em. Omówione działania w zakresie oceny narażenia na pole-em wykonuje się każdorazowo, jeżeli wystąpiły okoliczności, które mogły spowodować nieaktualność danych dotyczących rozpoznania źródeł pola-em, oceny poziomu narażenia lub oceny Z-EM (R-BHP-EM: 9), takie jak: zmiany w wyposażeniu technicznym, procesie technologicznym lub warunkach wykonywania pracy w przypadku skanerów RM należy uwzględnić w tym kontekście takie zmiany, jak: nowe rodzaje badań, zmiany organizacji pracy, zmiany wyposażenia (np. cewek diagnostycznych), zmiany kadrowe itd.; 404 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper BHP / OMS czynniki różnicujące warunki narażenia pracujących na pole-em, jak: wyposażenie skanerów RM, rodzaje badań wykonywanych w różnych placówkach, organizacja przestrzenna poszczególnych sal diagnostycznych, wyszkolenie pracujących. Dużej ostrożności wymaga również korzystanie z opracowań publikowanych przed 2017 r. ze względu na charakteryzowane w niniejszym artykule zmiany wymagań prawa pracy obowiązujące od 1 lipca 2016 r. Podsumowanie SZ SP SB SN Sala diagnostyczna Rys. 1 Szkic charakteryzujący typowe zasięgi przestrzeni PMS stref ochronnych w otoczeniu skanerów RM 1,5T lub 3T, z dokładnością odzwierciedlającą wymagania R-BHP-EM: SN pole-em strefy niebezpiecznej oraz najsilniejsze pole-em strefy zagrożenia (>IPNob), których dotyczy ocena zgodności Z-EM z limitami GPO; SZ pole- -EM strefy zagrożenia; SP pole-em strefy pośredniej; SB pole-em strefy bezpiecznej Źródło: opracowanie własne niepożądane skutki dla zdrowia ujawnione bezpośrednio przez pracownika lub w wyniku okresowych badań lekarskich objęte w znacznym stopniu tajemnicą lekarską, co wymaga współpracy i wymiany istotnych informacji charakteryzujących warunki narażenia na pole-em między użytkownikiem i lekarzem medycyny pracy; zmiany poziomów emisji lub narażenia spowodowane procesami zużycia technicznego źródeł pola-em i ich wyposażenia ze szczególnym uwzględnieniem źródeł pola-em, w których konstrukcji zastosowano środki ochronne, np. ekrany elektromagnetyczne w przypadku skanerów RM należy uwzględnić w tym kontekście takie zmiany, jak: zakres regulacji położenia ruchomych elementów skanera oraz stan techniczny kabli i gniazd przyłączeniowych. W procesie rozpoznania i oceny Z-EM dopuszcza się wykorzystanie danych z recenzowanych publikacji, opracowanych przez kompetentne laboratoria instytutów naukowobadawczych lub uniwersytetów technicznych, o udokumentowanej umiejętności wykonania oceny oddziaływania pola-em w środowisku pracy i związanych z nim Z-EM, jeżeli można wykazać jednoznaczne powiązanie ich z charakterystyką Z-EM rozpoznanych w przestrzeni pracy i spełnienie minimalnych wymagań dotyczących oceny Z-EM, określonych w części II lub III załącznika nr 3 R-BHP-EM. Ze względu na unifikację cech konstrukcyjnych typowych skanerów RM możliwość odwołania się do wspomnianych opracowań wydaje się pozornie oczywista, jednakże należy uwzględnić takie Najpóźniej 1 lipca 2018 r. upływa okres przejściowy, w którym działania z zakresu BHP powinny zostać dostosowane do nowych wymagań w celu zapewnienia bezpiecznych i higienicznych warunków pracy we wszystkich placówkach użytkujących skanery RM. W otoczeniu magnesów skanerów RM występuje przestrzeń pola-em stref ochronnych, co wymaga okresowej oceny zagrożeń elektromagnetycznych w tych placówkach. Przebywanie pracownika w przestrzeni pracy, w której występuje pole-em stref ochronnych jest zatrudnieniem w warunkach zagrożenia wynikającego z oddziaływania pola- -EM, niezależnie od czasu trwania takiego narażenia, jego powodu oraz formy prawnej zatrudnienia. Charakterystyka narażenia pracujących i osób potencjalnie narażonych na pole-em stref ochronnych nie powinna być traktowana jako sytuacja statyczna, utrwalona na cały okres użytkowania jego źródła. Działania w ramach realizacji wymagań prawa pracy powinny zmierzać do ograniczenia ilości osób narażonych na pole-em, szczególnie podlegających narażeniu niebezpiecznemu, ograniczenia poziomu narażenia tych osób i przeciwdziałania zagrożeniom bezpieczeństwa, jakie wynikają z oddziaływania pola-em w środowisku pracy (szczególnie zagrożeniom balistycznym). W kolejnej publikacji scharakteryzowano środki ochronne wymagane obecnie przez prawo pracy w celu zapewnienia bezpiecznych i higienicznych warunków pracy w placówkach diagnostyki rezonansu magnetycznego. Omawiane wymagania dotyczące ochrony przed oddziaływaniem pola elektromagnetycznego nie dotyczą pacjentów. Słowniczek najistotniejsze terminy dotyczące charakterystyki zagrożeń elektromagnetycznych w prawie pracy (na podstawie R-BHP-EM, DzU 2016, poz. 950) pole elektromagnetyczne (pole-em) czynnik fizyczny w środowisku pracy, w postaci pola lub promieniowania elektromagnetycznego o częstotliwości z zakresu 0 Hz f 300 GHz, którego składowymi są m.in.: PMS pole magnetostatyczne o częstotliwości z zakresu f 5 Hz PQS pole-em quasi-statyczne o częstotliwości z zakresu 5 Hz < f 100 khz PWCZ pole-em wielkiej częstotliwości z zakresu (0,1-300) MHz Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 405

BHP \ OMS artykuł naukowy \ scientific paper lokalizacja miejsca narażenia część przestrzeni pracy, w której występuje pole-em stref ochronnych lokalizacja miejsca wykonywania pracy do określenia w przestrzeni, jakiej strefy pola-em jest zlokalizowane miejsce wykonywania pracy, przyjmuje się maksymalne miejscowe wartości natężenia pola elektrycznego i natężenia pola magnetycznego w pionie pomiarowym odpowiadającym położeniu osi głównej ciała narażenie oddziaływanie pola-em stref ochronnych osoba potencjalnie narażona każda osoba mającą dostęp do miejsca narażenia, mimo że nie wykonuje prac przy użytkowaniu źródła pola-em osoba szczególnie chroniona osoba, która podlega ograniczeniom dotyczącym przebywania w polu-em stref ochronnych: kobieta w ciąży, młodociany, użytkownik aktywnych lub pasywnych implantów medycznych, osoba, u której stwierdzono przeciwwskazania do wykonywania pracy w warunkach narażenia pracujący osoba wykonująca prace przy użytkowaniu źródła pola-em: pracownik, osoba fizyczna wykonująca te prace na innej podstawie niż stosunek pracy albo osoba prowadząca na własny rachunek działalność gospodarczą przestrzeń pracy teren, obiekt budowlany lub pomieszczenie, gdzie wykonuje się pracę przestrzeń obsługi w przestrzeni pracy wyróżnia się przestrzeń obsługi, w której pracujący przebywają podczas wykonywania dowolnego typu obowiązków, w szczególności w zakresie użytkowania źródła pola-em, podczas dojścia do miejsc wykonywania pracy, przygotowania do pracy lub przerw w pracy użytkownik pracodawca, który użytkuje źródła pola-em lub przestrzeń pracy, w której występuje pole-em emitowane ze źródła znajdującego się w tej przestrzeni lub poza nią środki ochronne środki ochrony zbiorowej, środki ochrony indywidualnej i inne techniczne środki ochronne stosowane w celu ograniczenia poziomu emisji lub narażenia lub działania techniczno-organizacyjne podejmowane w celu zapobiegania zagrożeniom elektromagnetycznym użytkowanie źródła pola-em wszystkie prace wykonywane przy obiekcie lub w jego otoczeniu, podczas których może on stać się pierwotnym lub wtórnym źródłem pola- -EM, o parametrach zależnych od rodzaju tych prac, obejmujące m.in.: a) regulację parametrów roboczych, kontrolę techniczną lub inne czynności przy produkcji źródła pola-em, b) prace badawczo-rozwojowe dotyczące źródła lub wykorzystania pola-em, c) prace eksploatacyjne przy źródle pola-em, wykonywane m.in. w zakresie: zmiany parametrów jego działania, konserwacji, przeglądów serwisowych, regulacji i remontów w celu osiągnięcia jego wymaganego stanu technicznego, montażu związanego z instalowaniem lub przebudową źródła pola-em i prac kontrolno-pomiarowych do oceny jego stanu technicznego d) transport źródła pola-em, e) zamierzone wykorzystywanie pola-em w różnych celach użytkowych, f) renowacja obiektów technicznych związanych z użytkowanym źródłem pola-em, takich jak: konstrukcje wsporcze, pomieszczenia i obiekty budowlane, g) utrzymanie porządku lub czystości przy źródle pola-em i w jego otoczeniu, h) pomiary parametrów pola-em w przestrzeni pracy. Literatura 1. Rozporządzenie Ministra Rodziny, Pracy i Polityki Społecznej z dnia 29 czerwca 2016 r. w sprawie bezpieczeństwa i higieny pracy przy pracach związanych z narażeniem na pola elektromagnetyczne [DzU 2016, poz. 950, zm. poz. 2284, zm. DzU 2017, poz. 1276]. 2. Rozporządzenie Ministra Rodziny, Pracy i Polityki Społecznej z dnia 27 czerwca 2016 r. zmieniające rozporządzanie w sprawie najwyższych dopuszczalnych stężeń i natężeń czynników szkodliwych dla zdrowia w środowisku pracy [DzU 2016, poz. 952]. Załącznik nr 2. Część E Pole elektromagnetyczne. 3. Dyrektywa 2013/35/UE w sprawie minimalnych wymagań w zakresie ochrony zdrowia i bezpieczeństwa dotyczących narażenia pracowników na zagrożenia spowodowane czynnikami fizycznymi (polami elektromagnetycznymi) (dwudziesta dyrektywa szczegółowa w rozumieniu art. 16 ust. 1 dyrektywy 89/391/EWG) i uchylająca dyrektywę 2004/40/WE. 4. P. Zradziński: Uwarunkowania wykorzystania numerycznych modeli pracowników do oceny zagrożeń bezpośrednich wynikających z narażenia na pole elektromagnetyczne, Podstawy i Metody Oceny Środowiska Pracy, 4(90), 2016, 75-89. 5. J. Karpowicz (red.): Zagrożenia w placówkach diagnostyki obrazowej wymagania bezpieczeństwa i higieny pracy oraz zasady profilaktyki, CIOP-PIB, 2015. 6. J. Karpowicz: Oddziaływanie wywierane przez pole magnetostatyczne wytwarzane przez magnesy na przedmioty metalowe zagrożenia bezpieczeństwa przy skanerach rezonansu magnetycznego i spektrometrach NMR, Inżynier i Fizyk Medyczny, 1, 2012, 135-137. 7. J. Karpowicz, K. Gryz: Profilaktyka elektromagnetycznych zagrożeń wypadkowych w placówkach diagnostyki medycznej stosujących technikę rezonansu magnetycznego, Bezpieczeństwo Pracy, 9, 2013, 28-29. 8. J. Karpowicz, K. Gryz: Narażenie na pola elektromagnetyczne przy czynnościach pielęgniarskich w placówkach diagnostyki rezonansu magnetycznego, Inżynieria Biomedyczna Acta Bio-Optica et Informatica Medica, 18, 2012, 206-212. 9. J. Karpowicz, K. Gryz: Ekspozymetryczny profil narażenia zawodowego na pole magnetostatyczne przy tomografie rezonansu magnetycznego 1,5 T, Inżynieria Biomedyczna Acta Bio-Optica et Informatica Medica, 16, 2010, 261-264. 10. W. Leszko, K. Gryz: Elektromagnetyczne zagrożenia balistyczne podczas służby funkcjonariuszy straży pożarnej, Bezpieczeństwo i Technika Pożarnicza, BiTP, 46(2), 2017, 12 27, doi: 10.12845/bitp.46.2.2017.1. 11. J. Bugajska (red.): Komputerowe stanowisko pracy aspekty zdrowotne i ergonomiczne, Wyd. 3. Warszawa, CIOP-PIB 2003. 12. K. Gryz, J. Karpowicz: Metody badań i ocena ekspozycji na pole elektromagnetyczne emitowane przez urządzenia komputerowe, [w:] D. Hadryś (red.): Bezpieczeństwo pracy Środowisko Zarządzanie, Wyższa Szkoła Zarządzania Ochroną Pracy w Katowicach, 2017. 13. L. Morzyński, E. Kozłowski, R. Młyński, J. Karpowicz: Ocena hałasu generowanego przez skanery rezonansu magnetycznego i jego wpływ na narząd słuchu badania pilotowe, Inżynieria Biomedyczna Acta Bio- -Optica et Informatica Medica, 17, 2011, 292-296. 14. A. Wolska: Oświetlenie wnętrz i stanowisk pracy światłem elektrycznym, [w:] D. Koradecka (red.): Bezpieczeństwo i higiena pracy, Warszawa, CIOP-PIB 2008. 15. Serwis internetowy BEZPIECZNIEJ http://www.ciop.pl/bezpieczniej. 16. Rozporządzenia Ministra Zdrowia z dnia 2 lutego 2011 r. w sprawie badań i pomiarów czynników szkodliwych dla zdrowia w środowisku pracy [DzU 2011, poz. 166]. 17. Rozporządzenie Ministra Pracy i Polityki Społecznej z dnia 29 listopada 2002 r. w sprawie najwyższych dopuszczalnych stężeń i natężeń czynników szkodliwych dla zdrowia w środowisku pracy [DzU 2002, poz. 1833, ze zm.] nieaktualne, zastąpione przez R-NDN-EM. 18. PN-T-06580:2002. Ochrona pracy w polach i promieniowaniu elektromagnetycznym o częstotliwości od 0 Hz do 300 GHz. Część 1. Terminologia. Część 3. Metody pomiaru i oceny pola na stanowisku pracy (nieaktualna). 19. Rozporządzenie Ministra Pracy i Polityki Socjalnej z dnia 26 września 1997 r. w sprawie ogólnych przepisów bezpieczeństwa i higieny pracy [DzU 2003, poz. 1650, ze zm.]. 406 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł / article radiologia / radiology Analiza wpływu stabilizacji złamania kości piszczelowej za pomocą gwoździa śródszpikowego na zrost kostny. Część 1 Konrad Kudłacik 1, Jakub J. Słowiński 2 1 Oddział Ortopedyczno-Urazowy Specjalistycznego Szpitala im. dra A. Sokołowskiego, ul. Sokołowskiego 4, 58-309 Wałbrzych, telefon: +48 604 178 908, e-mail: konrad.kudlacik@zdrowie.walbrzych.pl 2 Katedra Mechaniki i Inżynierii Materiałowej, Wydział Mechaniczny, Politechnika Wrocławska, ul. Smoluchowskiego 25, 50-370 Wrocław, telefon: +48 693-729-256, e-mail: jakub.slowinski@pwr.edu.pl Wprowadzenie Kość piszczelowa współuczestnicząca w tworzeniu łańcucha kinematycznego kończyny dolnej jest, ze względu na swoje wyeksponowane położenie, stale narażona na różnego rodzaju urazy, wśród których najpoważniejszym jest złamanie. Przerwanie ciągłości kości w tym rejonie podlega wielu podziałom ze względu na charakter urazu, jego lokalizację i skomplikowanie. Wśród licznych opisów i skal, które różnicują uraz także w tym rejonie szkieletu, jedną z najpowszechniej stosowanych jest skala zaproponowana przez Müllera [1], przyjęta przez stowarzyszenie ortopedyczne AO Foundation jako podstawowa klasyfikacja złamań kości długich. Jednym z poważniejszych powikłań złamań kości długich są zaburzenia zrostu, w tym brak zrostu, który może prowadzić do powstania stawu rzekomego [2]. Tego rodzaju nieprawidłowość zawsze skutkuje znacznym upośledzeniem funkcjonalności kończyny oraz stwarza ryzyko dalszego poważnego uszczerbku na zdrowiu. Spośród ogólnej liczby powikłań zrostu kostnego, największy ich odsetek dotyczy złamań kości piszczelowej. Na liczbę tych złamań wpływa funkcja kości piszczelowej i jej umiejscowienie, ale też znaczny wzrost aktywności współczesnego człowieka (turystyka, sporty ekstremalne) i rozwój motoryzacji, w efekcie czego ilość wypadków wzrosła. W statystyce złamań tej kości należy uwzględnić także uszkodzenia o charakterze zmęczeniowym, powodowane zbyt dużym wysiłkiem fizycznym i powstające nie doraźnie, ale w dłuższym czasie [3]. Poza uszkodzeniem samej tkanki kostnej, wpływ na możliwość wystąpienia niepowodzenia leczenia mają także uszkodzenia układu krwionośnego i tkanek miękkich w obszarze złamania [4]. Aktywność tych tkanek i ich występowanie, szczególnie w dalszej części trzonu kości piszczelowej jest niewielka, co znacząco utrudnia skuteczność postępowania terapeutycznego [5]. Leczenie tego typu złamania prowadzi się operacyjnie, a obecnym złotym standardem jest osteosynteza śródszpikowa polegająca na implantacji gwoździa śródszpikowego. Wytwarzane obecnie implanty niemal wszystkich producentów posiadają możliwość blokowania go w kości, za pomocą wkrętów kostnych, w wielu płaszczyznach, co często rodzi pytania o wybór właściwego wariantu stabilizacji oraz o to, jak wariant wybrany umożliwia obciążanie kończyny operowanej w trakcie leczenia. Niepowodzenie leczenia złamań kości piszczelowej, zwłaszcza w obrębie trzonu, zależy od wielu czynników. Poza przyczynami obiektywnymi, m.in.: wiek chorego, choroby towarzyszące, przyjmowane leki i jakości tkanki kostnej, decydujące znaczenie w uzyskaniu zrostu kostnego będą miały: sposób stabilizacji złamania, jego realizacja oraz postępowanie pooperacyjne [6]. W związku z powyższym podstawowe znaczenie ma właściwy dobór metody do przypadku klinicznego. Przypadek kliniczny 41-letni pacjent doznał w trakcie aktywności sportowej złamania trzonu kości piszczelowej w ⅓ długości od końca dalszego, które zostało zaklasyfikowane wg skali AO jako złamanie 42-A1, tj. złamanie skośno-spiralne (Rys. 1). Pacjent został zaopatrzony operacyjnie z wykorzystaniem gwoździa piszczelowego CHAR- FIX2 firmy ChM. Stabilizację zrealizowano statycznie dwupłaszczyznowo dwoma wkrętami statycznymi w części dalszej oraz jednopłaszczyznowo w części bliższej przy pomocy wkrętu dynamicznego i statycznego (Rys. 2). Pacjent został poinformowany o możliwości przenoszenia przez implant jedynie częściowego obciążenia, które obecna praktyka kliniczna ocenia na około 30% ciężaru pacjenta. Mimo zastosowanego leczenia i współpracy pacjenta, leczenie nie powiodło się i nie został uzyskany zrost kostny. Inżynier i Fizyk Medyczny 6/2017 vol. 6 407

radiologia \ radiology artykuł \ article Rys. 1 Pourazowy rentgenogram złamania, projekcja w płaszczyźnie czołowej (po lewej) i strzałkowej Źródło: Archiwum własne. kończyny. Konstrukcja całego zespolenia, tj. gwoździa oraz śrub blokujących, nie pozwala na przenoszenie obciążeń charakterystycznych dla zdrowej kości. Niemniej jednak wątpliwości chorych dotyczące postępowania pooperacyjnego ze złamaną kończyną są nadal do końca nierozstrzygnięte. Bezwzględny zakaz pełnego obciążania kończyny operowanej nie podlega dyskusji, ale z drugiej strony cisza mechaniczna w miejscu złamania (tak charakterystyczna dla opatrunku gipsowego) wpływa niekorzystnie na tworzenie blizny kostnej. Przedstawiony przypadek urazu i niepowodzenie w jego leczeniu, stanowią motywację do poszukiwania takich metod postępowania pooperacyjnego, aby zminimalizować ryzyko niepowodzeń pod postacią zaburzeń zrostu lub destabilizacji zespolenia. Aktywowanie mięśni podudzia poprzez ćwiczenia bierne i czynne poprawia krążenie w miejscu złamania i przeciwdziała obrzękom zastoinowym. W konsekwencji praca mięśni wpływa na ruch pomiędzy odłamami i wspomaga przekształcenie ziarniny w kostninę. Jednocześnie obserwacje kliniczne wskazują, że możliwości aktywnej rehabilitacji i usprawniania operowanej kończyny po zespoleniu gwoździem śródszpikowym są duże i nie do końca zdefiniowane. Wynika to zarówno z ewolucji konstrukcji zespolenia, jak i świadomej aktywności chorych chcących szybkiego powrotu do zdrowia. Literatura Rys. 2 Zdjęcie rentgenowskie stabilizacji złamania w płaszczyźnie czołowej (po lewej) i strzałkowej Źródło: Archiwum własne. Dyskusja Brak wyraźnie określonych kryteriów postępowania w leczeniu złamań, takich jak przedstawione w pracy, sprawia, że powodzenie leczenia może w znacznym stopniu zależeć od specjalisty, jego wiedzy i doświadczenia. Brakuje także ścisłych reguł dotyczących wykorzystania funkcji podpórczej operowanej 1. M.E. Müller, S. Nazarian, P. Koch, J. Schatzker: The Comprehensive Classification of Fractures of Long Bones, Springer Science & Business Media, 2012. 2. T. Niedźwiedzki, J. Brudnicki, Ł. Niedźwiedzki: Leczenie zaburzeń zrostu trzonu kości udowej gwoździem śródszpikowym. Niepowodzenie leczenia, Ortop. Traumatol. Rehabil., 9, 2007, 377-383. 3. K. Sobczyk, K. Maćko, L. Sonecki, G. Suchy: Obustronne złamanie zmęczeniowe dalszych końców kości goleni opis przypadku, Ortop. Traumatol. Rehabil., 10(6), 2008, 183-190. 4. Ł. Niedźwiedzki: Zastosowanie gwoździa śródszpikowego blokowanego po rozwierceniu jamy szpikowej w leczeniu aseptycznego braku zrostu trzonu goleni, Ortop. Traumatol. Rehabil., 9(4), 2007, 384-396. 5. S.A. Dhar, M.F. Butt, M.R. Mir, A.A. Kawoosa, A. Sultan, T.A. Dar: Draining infected non union of the distal third of the tibia. The use of invaginating docking over short distances in older patients, Ortop. Traumatol. Rehabil., 11(3), 2009, 264-270. 6. P. Koprowski et al.: Ocena przyczyn występowania braku zrostu kości piszczelowej w materiale własnym, Ortop. Traumatol. Rehabil., 9(3), 2007, 246-253. 408 vol. 6 6/2017 Inżynier i Fizyk Medyczny

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