Optymalizacja systemu XVI dla protokołów klinicznych

artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy Optymalizacja systemu XVI dla protokołów klinicznych System optimization XVI for clinical protocols Dominika Oborska-Kumaszyńska, Douglas Northover MPCE Department, The Royal Wolverhampton NHS Trust, Wolverhampton, United Kingdom, e-mail: doborska-kumaszynska@wp.pl Streszczenie prowadzenie radioterapii IGRT utorowało dro- do implementacji technik, które umożli- Wgę wiają zwiększanie dawki i hypofrakcjonowanie, przy utrzymaniu wymaganego reżimu dawek dla tkanek/ organów zdrowych. Idea oraz wymagania technik radioterapii IGRT zdeterminowały rozwój i zastosowanie do użytku klinicznego obrazowania wolumetrycznego 3D i 4D. W rozwiązaniu technicznym spowodowało to, że systemy obrazowania zostały dołączone do systemów radioterapeutycznych. System obrazowania XVI (X-ray volume imaging) pozwala na rekonstrukcję anatomii pacjenta w obszarze terapeutycznym w projekcji 2D oraz obrazowaniu 3D, a w ostatniej wersji także 4D. Uzyskane z XVI rekonstrukcje pozwalają na weryfikację i/lub korekcję pozycji pacjenta przed rozpoczęciem leczenia. Akwizycja i prezentacja obrazów powinna odbywać się w jak najbardziej optymalnych warunkach, zarówno z punktu widzenia parametrów technicznych systemu (ma, ms, kv, moc dawki, liczba ramek na projekcje), algorytmów rekonstrukcji i obróbki obrazów (algorytm, siatka rekonstrukcji, korekcja ze względu na rozproszenie, filtry rekonstrukcyjne), kalibracji systemu (gains, bad pixel, flexmap), jak i warunków oceny obrazów (kalibracja/parametry monitora, oświetlenie pomieszczenia). Prawie wszystkie z tych parametrów mogą być zarządzane przez użytkownika systemu w celu zoptymalizowania jakości uzyskiwanych obrazów. Niniejszy artykuł przedstawia metodologię uzyskania jak najlepszej jakości obrazów dla protokołów klinicznych, wprowadzonych dla systemu XVI, uwzględniając zarówno parametry tych obrazów (SNR, CNR, jednorodność, kontrast, rozdzielczość przestrzenna, artefakty), dostarczaną dawkę, jak i obszar kliniczny oraz wymiary geometryczne pacjenta. Zebrany materiał pokazuje, jak zmieniając podstawowe parametry systemu XVI, można regulować procesem obrazowania, tak aby spełniał on kryteria jakościowe, wymagane dla zastosowania przy zachowaniu najniższego możliwie narażenia na promieniowanie jonizujące. Takie podejście pozwala na otrzymywanie obrazów, które są wiarygodnym nośnikiem informacji o anatomii pacjenta, jego ułożeniu i wymaganych korekcjach. Słowa kluczowe: CBCT, optymalizacja obrazowania, radioterapia Abstract he introduction of IGRT technique established Ta way for the implementation of techniques of increasing a dose and hypofractionation, while maintaining of a required dosage regimen for normal tissue. An idea and the requirements of IGRT techniques have determined a development and application of volumetric imaging (3D and 4D) for clinical use. It caused that the imaging systems are attached to the radiotherapy systems. The XVI imaging system (X-ray volume imaging) allows a reconstruction of patient anatomy in a therapeutic area (2D planar and 3D volumetric imaging), and the latest version of the 4D imaging. The reconstructions obtained from the XVI are used to verify and/or correct a patient setup before treatment. An acquisition and presentation of the images should be done in the most optimal conditions, both in terms of technical parameters (ma, ms, kv, dose rate, number of frames per projection) of a reconstruction algorithm and image processing (algorithm, grid reconstruction, scatter correction, reconstruction filter), a system calibration (gains, bad pixel, flexmap), as well as the conditions of an image assessment (display settings, ambient light). Almost all of these parameters can be managed by the system user in order to optimize the quality of the obtained images. This paper presents a methodology to obtain the best image quality for clinical protocols introduced for the XVI system. It takes into account both the parameters of these images (SNR, CNR, homogeneity, contrast, spatial resolution, artifacts), dose delivered, and a clinical patient region of and geometric dimensions of the patient. A collected material shows how operating of the basic parameters can adjust XVI imaging process in order to meet the quality criteria required for implementation, while maintaining the lowest possible exposure to ionizing radiation. This approach allows to obtain images which are reliable source of information about the patient anatomy, setup and required corrections of it. Key words: CBCT, optimisation of medical imaging, radiotherapy otrzymano / received: 04.08.2016 poprawiono / corrected: 18.08.2016 zaakceptowano / accepted: 25.08.2016 Inżynier i Fizyk Medyczny 4/2016 vol. 5 203

radioterapia \ radiotherapy Wprowadzenie Wprowadzenie radioterapii IGRT zmieniło pojęcie dokładności dostarczania dawki promieniowania do obszarów tarczowych, przy jednoczesnym utrzymaniu jej limitów dla organów krytycznych. To utorowało drogę do implementacji technik, które umożliwiają zwiększanie dawki i hypofrakcjonowanie przy utrzymaniu wymaganego reżimu dawek dla tkanek/organów zdrowych. Idea oraz wymagania technik radioterapii IGRT zdeterminowały rozwój i zastosowanie do użytku klinicznego obrazowania wolumetrycznego 3D i 4D. System obrazowania XVI (X-ray volume imaging) pozwala na rekonstrukcję anatomii pacjenta w obszarze terapeutycznym (przede wszystkim z możliwością prezentacji tkanek miękkich) w projekcji 2D oraz obrazowaniu 3D i 4D. Stanowi to podstawę do weryfikacji i/lub korekcji pozycji pacjenta, a w zasadzie obszarów tarczowych i organów krytycznych przed rozpoczęciem leczenia. Akwizycja i prezentacja obrazów powinna odbywać się w jak najbardziej optymalnych warunkach, zarówno z punktu widzenia parametrów technicznych systemu (ma, ms, kv, moc dawki, liczba ramek na projekcje), algorytmów rekonstrukcji i obróbki obrazów (algorytm, siatka rekonstrukcji, korekcja ze względu na rozproszenie, filtry rekonstrukcyjne), kalibracji systemu (gains, bad pixel, flexmap), jak i warunków oceny obrazów (kalibracja/parametry monitora, oświetlenie pomieszczenia). Prawie wszystkie z tych parametrów mogą być zarządzane przez użytkownika systemu w celu zoptymalizowania jakości uzyskiwanych obrazów. Niniejszy artykuł przedstawia metodologię uzyskania jak najlepszej jakości obrazów dla protokołów klinicznych, wprowadzonych dla systemu XVI, uwzględniając zarówno parametry tych obrazów (SNR, CNR, jednorodność, kontrast, rozdzielczość przestrzenna, artefakty), dostarczaną dawkę, jak i obszar kliniczny oraz wymiary geometryczne pacjenta. System XVI Podczas akwizycji 3D VolumeView zbieranych jest około 660 obrazów projekcyjnych dla pełnego obrotu gantry 360. XVI zapisuje każdą projekcję 2D oraz kąt gantry, dla którego ta projekcja została wykonana. Ten zestaw danych jest podstawą do tworzenia obrazu wolumetrycznego. Obrazy wolumetryczne CBCT są poddawane fuzji z referencyjnymi skanami tomograficznymi, użytymi do planowania leczenia i którym nadano koordynaty stanowiące podstawę do oceny i/lub korekty położenia pacjenta. Jakość obrazu Jakość obrazu CBCT użytego do fuzji 3D i weryfikacji pozycji pacjenta nie jest tak krytyczna, jak wymagana do celów diagnostycznych i planowania leczenia. Celem jest uzyskanie obrazu IGRT przy zastosowaniu najniższej możliwie dawki, przy jednoczesnym zachowaniu niezbędnego poziomu jakości obrazu. Jest to szczególnie istotne, jeśli jest wymagana codzienna akwizycja obrazu i/lub gdy nowotwór jest położony bardzo blisko struktur krytycznych. artykuł naukowy \ scientific paper W zależności od wymagań protokołu klinicznego, obszaru anatomicznego oraz reżimów należy dobrać wartości parametrów/ustawienia systemu XVI determinujące wskaźniki jakościowe obrazu. Obrazowanie prostaty, na przykład, wymaga wyższego kontrastu, aby odróżnić poszczególne organy, zbudowane z tkanek miękkich, niż w przypadku głowy-szyi (obecność wysokokontrastowych struktur kostnych). Wbudowane narzędzia rekonstrukcyjne i korekcyjne XVI (w tym na rozproszenie) umożliwiają uzyskanie zoptymalizowanego SNR przy bardzo niskich dawkach obrazowania. Również większa liczba ramek na projekcję poprawia jakość obrazowania, ale również zwiększa dostarczaną dawkę. Presety akwizycja i rekonstrukcja obrazów System XVI ma wprowadzony zestaw ustawień domyślnych, które zgodnie z [1] zostały określone w ścisłej współpracy z partnerami klinicznymi firmy Elekta. Według tej referencji presety XVI zostały zoptymalizowane wykorzystaniem rzeczywistych danych klinicznych i wprowadzone z uwzględnieniem obszarów anatomicznych (głowa-szyja, klatka piersiowa, jama brzuszna i obszar miednicy). Ustawienia te zawierają określone parametry, które determinują, w jaki sposób system XVI zbiera i rekonstruuje obrazy kv. Przy opracowywaniu tych ustawień priorytetowym parametrem był kontrast w stosunku do rozdzielczości przestrzennej, ze względu na istotność oceny położenia tkanki miękkiej i dopasowania anatomii do rejestracji. Zmiana zadanych parametrów rekonstrukcji zmienia sposób prezentacji obrazów, natomiast jakość danych surowych/pierwotnych pozostaje taka sama. System XVI pozwala na dostosowanie lub tworzenie dodatkowych ustawień/protokołów klinicznych, w zależności od potrzeb i preferencji użytkownika. Finalnie każde z ustawień musi być zweryfikowane pod kątem ich przydatności przed użyciem [1]. Presety VolumeView są zapisane w pliku volume.ini. Najlepiej jest zmieniać parametry ustawień na skopiowanych plikach, tak aby oryginalne dalej pozostawały zapisane w systemie. Ze względu na różny poziom uprawnień, najlepiej je pozostawić, zmieniając tylko ustawienia z Clinical na Service, wtedy standardowy użytkownik w modzie klinicznym nie będzie ich miał wyświetlonych na liście dostępnych protokołów. Gdy nowy preset jest zdefiniowany, musi być on poddany weryfikacji w warunkach zbliżonych do klinicznych i przy użyciu różnych fantomów, pozwalających na symulacje różnych warunków akwizycji, różnych wymiarów rekonstruowanych obszarów etc. Ponadto system XVI, w ramach wewnętrznie wbudowanych narzędzi, waliduje poprawność zapisów w presetach. Oprócz tego w ramach bezpieczeństwa pracy systemu wartości parametrów akwizycji (ma, ms, kv) mają ustawione serwisowo maksymalne i minimalne limity, aby ich zmiany pozostawały w dopuszczalnych wartościach [1]. Parametry akwizycji obrazu Parametr kv stanowi o energii promieniowania rentgenowskiego używanego podczas akwizycji obrazów. Dobór energii kv 204 vol. 5 4/2016 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy bazuje na wielkości pacjenta/badanego obszaru. Wyższa energia determinuje większą przenikalność, a co za tym idzie więcej informacji docierającej do detektora obrazowego w skutkach lepszą jakość obrazu. Wyższa energia oznacza także niższy kontrast, ale większa przenikliwość promieniowania zmniejsza udział szumu w obrazie, co kompensuje ten efekt. Wyższa energia oznacza także wyższą dawkę. Zgodnie z filozofią optymalizacji, dawka dostarczana musi być zoptymalizowana adekwatnie do celu obrazowania i wymaganej jakości obrazowania. Parametry NominalmAPerFrame i NominalmsPerFrame określają nominalny prąd i nominalny czas trwania impulsu dla każdej ramki /projekcji obrazu kv. Napięcie, NominalmAPer- Frame i Parametry NominalmsPerFrame determinują wartość sygnału, który dociera do panelu obrazowego. Parametry kątowe akwizycji StartAcqAngle i StopAcqAngle określają zakres obrotu gantry podczas akwizycji (zwykle jest to pomiędzy 200 a 360 ), w zależności od wymagań dla poszczególnych protokołów i pól widzenia (FOV). Dla małego pola widzenia (SFOV) łuk 200 jest wystarczający do uzyskania właściwej ilości danych do rekonstrukcji i jakości obrazu. Jednakże średnie i duże pole widzenia (MFOV i LFOV) wymagają obrotu 360 do zebrania informacji z całego obiektu. Wynika to z położenia środka panelu detektora kv poza osią środkową wiązki kv. GantrySpeed określa prędkość, z jaką obraca się głowica podczas akwizycji obrazu VolumeView. Prędkość ma bezpośredni wpływ na ilość dostarczanej dawki, co wpływa na jakość rejestrowanego obrazu. Im szybciej głowica się obraca, tym mniejsza dawka jest dostarczana, co powoduje pogorszenie jakości obrazu. ProjectionImageDimension określa liczbę pikseli biorących udział w tworzeniu rekonstrukcji obrazu. Dla klinicznych presetów wartość standardowa to 512 x 512. Zwiększenie rozdzielczości do 1024 x 1024 poprawia jakość obrazu, ale wymaga dłuższego czasu rekonstrukcji obrazu i cztery razy więcej miejsca na dysku, aby zapisać obraz wynikowy. Parametry rekonstrukcji obrazu [1] Aby odtworzyć obrazy projekcyjne w matrycy objętościowej, system XVI używa filtrów Wienera dla wiązki stożkowej CT (CBCT). Procedura rekonstrukcji oparta jest na algorytmie Feldkamp-Davis-Kress (FDK). Presety zapisane w pliku reconstruction.ini kontrolują procedurę rekonstrukcji obrazu 3D. Parametry zapisane w tym pliku pozwalają użytkownikowi na: ustawienie rozmiaru i rozdzielczości zrekonstruowanej objętości; ustawienie przesunięcia rekonstruowanej objętości od izocentrum; poprawienie jakości obrazów projekcyjnych wcześniej przefiltrowanej procedury wstecznej projekcji; ustawienie filtra Wienera używanego we wstecznej projekcji; zastosowanie korekcji na promieniowanie rozproszone; ustawienie procesu rekonstrukcji z punktu widzenia jakości obrazu i szybkości tego procesu; wybór rozdzielczości projekcji wstecznej; ustawienie nasycenia obrazu. Parametr ReconstructionVoxelSize pozwala na znalezienie kompromisu między szybkością i jakością rekonstrukcji obrazu. Większy/mniejszy rozmiar woksela zwiększa/zmniejsza szybkość rekonstrukcji, ale może pogorszyć/polepszać jakość obrazu. Jest to jeden z najważniejszych parametrów rekonstrukcji obrazu, który wpływa na jego jakość. Wartość domyślna dla protokołów klinicznych wynosi 1 mm dla średniej rozdzielczości (ustawiona jako domyślna), co jest kompromisem pomiędzy jakością obrazu i szybkością rekonstrukcji. ReconstructionDimensions określa wielkość rekonstruowanej objętości 3D. Wartość Y jest liczbą warstw tomograficznych uzyskiwanych w obrazie wolumetrycznym. X i Z są wartościami stanowiącymi o ilości pikseli użytych do rekonstrukcji. Obie wartości muszą mieć taką samą wartość. ReconstructionFilterParameters determinuje rozkład częstości przestrzennej zrekonstruowanego obrazu. Dobór wartości parametru stanowi kompromis pomiędzy rozdzielczością przestrzenną i kontrastem. Zwiększenie wartości tego parametru powoduje wyższą rozdzielczość przestrzenną, ale z większym poziomem szumu, co skutkuje mniejszym kontrastem. Ta zależność nie jest liniowa. Generalnie domyślne ustawienia producenta sprzyjają wzmocnieniu kontrastu w celu lepszego różnicowania w obrazie struktur tkanek miękkich, stąd ReconstructionFilterParameters ma mniejszą wartość. Interpolation określa rodzaj interpolacji wokseli używanej podczas projekcji wstecznej pikseli obrazów na zrekonstruowane woksele. Parametr ten znowu stanowi o kompromisie między szybkością rekonstrukcji a jakością obrazu. Jeśli parametr zostanie ustawiony None, to proces wstecznej projekcji nie używa interpolacji. Opcja Bilinear wykorzystuje cztery punkty (2D) do interpolacji podczas projekcji wstecznej. Zwykle daje to lepsze wyniki niż dla rekonstrukcji Partial2, ale spowalnia proces. Opcja Partial2 wstępnie interpoluje obrazy, uzyskane z poszczególnych projekcji, przez współczynnik dwa, a następnie używa najbliższego sąsiada do interpolacji podczas projekcji wstecznej. Jest to proces szybszy, ale zwykle powoduje pogorszenie jakości obrazu. ScatterCorrection jest funkcją oprogramowania, która kompensuje udział promieniowania rozproszonego w danej projekcji. Dla ustawienia None korekcja nie jest wykonywana. Dla ScatterCorrection=Uniform algorytm szacuje ilość promieniowania rozproszonego. Założenie bazuje na przyjęciu, że promieniowanie rozproszone jest w ustalonej proporcji w stosunku do promieniowania pierwotnego, które jest odpowiedzialne za tworzenie właściwego obrazu. Odsetek ten jest odejmowany od danych projekcyjnych, co skutkuje niższym poziomem szumu. Parametr ten wpływa przede wszystkim na jednolitość obrazu. Na obrazach pacjenta efekt działania tej funkcji jest widoczny minimalnie i ma niewielki wpływ na efekty ich rejestracji. Ocena tego wpływu/działania parametru może odbywać się Inżynier i Fizyk Medyczny 4/2016 vol. 5 205

radioterapia \ radiotherapy artykuł naukowy \ scientific paper przy użyciu jednorodnych fantomów. Parametr może być także zoptymalizowany przy użyciu prawdziwych danych klinicznych. ReconstructionDataType ustawia precyzję typów danych wykorzystywanych w rekonstrukcji 3D. Parametr przyjmuje trzy wartości short (szybsza rekonstrukcja przy najniższej jakości obrazu), integer lub float (wolniejsza rekonstrukcja przy wyższej jakości obrazu). Parametr PreFilter określa procedurę wstępnego przetwarzania obrazów, uzyskanych z projekcji, przed rekonstrukcją 3D. Despeckle usuwa z obrazów projekcyjnych wyraźnie widoczne cętki. Median5 wprowadza filtr okna medianowego do obrazów, które zawierają jeden centralny i cztery sąsiadujące ze sobą piksele. Dla filtra Median9 jest to jeden centralny piksel i osiem najbliższych jego sąsiadów. Jeśli żadna z opcji nie zostanie wybrana, żaden z filtrów nie będzie zaimplementowany do obrazów projekcyjnych. Jest to najszybsza opcja. Ustawienie Pre- Filter jest związane z kompromisem pomiędzy rozdzielczością przestrzenną i kontrastem. Bez implementacji filtra wstępnego uzyskiwany obraz jest bardzo ostry, ale powoduje wzmocnienie niedoskonałości (np. pojedyncze złe piksele) widocznych na obrazie. Może to skutkować pojawieniem się artefaktów pierścieniowych w rekonstrukcji obrazu. Nie ma to wpływu na rejestrację obrazów, ale determinuje ich jakość. Ustawienie wstępnej filtracji eliminuje potrzebę częstej kalibracji systemu XVI w celu korekcji martwych pikseli i innych niedoskonałości panelu obrazowego. ProjectionDownSizeFactor określa skalowanie danych wejściowych. Jego wartość wpływa na prędkość rekonstrukcji i jakość obrazu. Wyższa wartość zwiększa prędkość rekonstrukcji 3D, ale zmniejsza jakość obrazu. Podobnie niższa wartość zmniejsza szybkość rekonstrukcji, ale zwiększa jakość. Uśrednianie warstw tomograficznych Uśrednianie warstw tomograficznych wpływa na prezentację zrekonstruowanego obrazu VolumeView. Funkcja ta pozwala także na odpowiedni wybór rozmiaru woksela dla zrekonstruowanej objętości w stosunku do obrazów referencyjnych (obrazy z symulacyjnej tomografii). Wiąże się to z uzyskaniem tej samej grubości warstwy tomograficznej dla obu zestawów danych obrazowych. Ponadto poprawia się jakość prezentowanych obrazów (obniżenie szumu). W przypadku uzyskiwania danych ilościowych, uśrednianie warstw tomograficznych nie wpływa znacząco na wartość odczytywanego piksela/roi, natomiast znacząco zmienia wartość SD. To wpływa na ocenę ilościową parametru opisującego kontrast zrekonstruowanego obrazu oraz SNR. rejestrację zrekonstruowanych obrazów wolumetrycznych z symulacyjnymi danymi odniesienia, uzyskanymi z TK. Na podstawie wykonanej fuzji (automatycznie lub manualnie) zestawów danych obrazowych można ocenić translacje geometryczne między nimi (przesunięcie i rotacja). Ważne jest to, aby dane obrazowe uzyskane z CBCT zawierały taką informację, która prowadzi do właściwego spasowywania z obrazami TK. Dlatego kluczowe jest przeprowadzenie procesu optymalizacji stosowanych protokołów klinicznych. Optymalizacja opiera się w swoim ostatecznym rozrachunku na kompromisie między dawką a uzyskiwaną jakością obrazu. Można to uzyskać, sterując zarówno parametrami ekspozycyjnymi systemu (ma per frame, ms per frame, no frames per projection), jak i parametrami softwarowymi, opisanymi powyżej. Ważne jest również przygotowanie protokołów klinicznych dedykowanych do poszczególnych obszarów klinicznych, jak również sytuacji uwzględniających lewo-/prawostronne położenie obszaru terapeutycznego czy też ochronę organów radiosensytywnych (np. poprzez partial rotation). Optymalizacja protokołów klinicznych Optymalizację protokołów klinicznych przeprowadzono po upgrade systemu XVI z wersji 4.2.2. do wersji 5.0.2 oraz wymianie detektora obrazowego. Dla systemu wykonano pełną kalibrację parametrów charakteryzujących system: Panel alignment, Bad Pixel Map, Generator Output, Gains (Single Gain Calibration bardzo ważne po przeprowadzeniu kalibracji jest sprawdzenie statystyki odpowiedzi detektora (!)), FlexMaps, Lat Panel Position, Lat Panel Position Readings, Gantry Speed and Angle Readings (opisane także w [3]). Po pełnej kalibracji systemu przeprowadzone zostały CAT (Customer Acceptance Tests) dla zakresu zalecanego przez producenta (ustawienia dla SFOV (27,7 cm FOV)), które zostały rozszerzone w ramach umowy z serwisem dla MFOV (41,7 cm FOV) i LFOV (51,7 cm FOV) (dla obrazów 3D). Wykonanie CAT dla pozostałych FOV wykazały, że system wymagał dodatkowej kalibracji położenia lateralnego panelu (0,5-1,0 mm), w celu uzyskania właściwego wyniku dla parametru spatial resolution i poprawienia jakości obrazu (opisane w [3]) (Fot. 1-3). Rejestracja obrazów Systemy CBCT, zintegrowane z systemami radioterapeutycznymi, w podstawowej modalności są podstawą do oceny ułożenia pacjenta podczas sesji terapeutycznej. System XVI umożliwia Fot. 1 Obraz fantomu CATPHAN dla kontrastu MFOV, przed kalibracją lateralnego położenia panelu (wymagana korekcja położenia 1,0 mm) 206 vol. 5 4/2016 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy Fot. 2 Obraz fantomu CATPHAN dla rozdzielczości przestrzennej MFOV, przed kalibracją lateralnego położenia panelu (wymagana korekcja położenia 1,0 mm) Fot. 5 Układ akwizycji z fantomem Philips Fot. 3 Obraz fantomu CATPHAN dla rozdzielczości przestrzennej LFOV, przed kalibracją lateralnego położenia panelu (wymagana korekcja położenia 1,0 mm) Fot. 6 Układ akwizycji z fantomem RANDO (dla protokołów głowa-szyja i klatka piersiowa) Fot. 4 Układ akwizycji z fantomem CATPHAN 600 Tabela 1 Wyniki dla testu rozdzielczości przestrzennej Fot. 7 Układ akwizycji z fantomem RANDO (dla protokołów jama brzuszna i obszar miednicy) Protocol kv ma ms/frame mas FOV Collimator Filter Spa al [lp/cm] 20 20 40 S S10 F0 12,5 FOV (Field of View), jak przedstawiono 20 20 40 M M10 F0 not acceptable - picture w tabeli 1. 20 20 40 L L10 F0 not acceptable - picture SFOV 120 20 20 40 S S10 F0 13,5 Proces optymalizacji protokołów klinicznych oparto na ocenie ilościowej SFOV 120 20 20 40 S S10 F0 13 uzyskanych obrazów dla fantomów: CAT- MFOV 120 20 20 40 M M10 F0 12,5 PHAN (Fot. 4) i Philips (Fot. 5) oraz ocenie MFOV 120 20 20 40 M M10 F0 12,5 LFOV 120 20 20 40 L L10 F0 13 jakościowej dla fantomu RANDO (Fot. 6, LFOV 120 20 20 40 L L10 F0 13 7). Fantom Philips stanowi zestaw pięciu PROSTATE MFOV CW 120 20 20 M M10 F1 9 okrągłych, jednorodnych obiektów testowych, zbudowanych z materiału ekwi- walentnego wodzie (WEP), o różnych średnicach: 15,0, 20,0, Po kalibracji położenia lateralnego panelu ponownie wykonano 26,5, 36,5 i 50 cm. Fantom oryginalnie był używany do kalibracji kalibrację wzmocnień i flexmap. W wyniku przeprowadzonej i optymalizacji odpowiedzi detektora obrazowego symulato- procedury uzyskano rozdzielczości przestrzenne dla wszystkich ra klasycznego z funkcją CBCT. Również w ramach weryfikacji Inżynier i Fizyk Medyczny 4/2016 vol. 5 207

radioterapia \ radiotherapy artykuł naukowy \ scientific paper ustawień wykonano obrazy dla warunków bardzo dużego obrazowanego obiektu (> 50 cm średnicy) w celu określenia najbardziej skrajnych warunków obrazowania (maksymalne FOV). Zakres protokołów klinicznych został ustalony z użytkownikami systemu (superintendent radiographers). Wstępne ustawienia dla protokołów klinicznych przyjęto na podstawie XVI Protocols: Netherlands Cancer Institute The Netherlands (July 2015) [2]. Podstawą do przeprowadzenia optymalizacji protokołów było porównanie parametrów ilościowych dla poszczególnych ustawień systemu do wartości odniesienia. Za wartości odniesienia przyjęto parametry ilościowe obrazów uzyskanych dla fantomu CATPHAN podczas CAT dla wszystkich FOV: jednorodność, kontrast, SNR, CNR, SD. Optymalizację wykonano, zmieniając dwa parametry ekspozycji: ma per frame i ms per frame. Nie zmieniano liczby frame per projection. Z punktu widzenia obszarów klinicznych oraz lokalizacji targetu dobrano parametry dotyczące szybkości i zakresu kątów obrotu gantry. Przy doborze protokołów partial rotation należy uwzględnić, że mogą być one zrealizowane tylko dla SFOV ze względu na metodę i zakres zbierania danych obrazowych oraz algorytm rekonstrukcji. Optymalizacja protokołów klinicznych na podstawie testu jednorodności i SNR fantom Philips Proces optymalizacji rozpoczęto od zeskanowania fantomu Philips dla wszystkich wstępnie ustawionych protokołów klinicznych. Ze względu na wymiar wzdłużny każdego z elementów tego fantomu dla protokołów użyto odpowiednio kolimatory S10, M10, L10 (w zależności od przyjętego dla danego protokołu FOV). Efektywność kompensacji udziału promieniowania rozproszonego dla pozostałych kolimatorów wykonano w jednym z następnych kroków. Następnie, odnosząc się do wartości referencyjnych (Tabela 2), redukowano lub zwiększano wartości ma i ms, badając odpowiedź w ilościowej ocenie obrazu jednorodność i SNR (Tabela 3). Zbadano także wpływ doboru ma i ms przy zachowaniu stałej wartości mas. Dla posiadanego systemu okazało się, że badane parametry są znacząco lepsze przy zachowaniu wyższych wartości ma i niższych ms (zdecydowanie lepsza jakość była reprezentowana dla wyższej dawki podawanej w jednostce czasu) (Tabela 3). Niemniej, należy być w tych ustawieniach uważnym. Jak zostało wykazane podczas procesu optymalizacji i w uzyskanych wynikach, dla ustawienia 64 ma Fot. 8 Artefakt na obrazie uzyskanym przy ustawieniach 64 ma/10 ms/lfov/l10/f1 i 10 ms oraz przy udziale w tworzeniu obrazu obszaru powietrza na granicy z fantomem, powstaje artefakt wynikający prawdopodobnie z saturacji detektora (Fot. 8). Proces optymalizacji opierał się o zasadę uzyskania wskaźnika jednorodności nie gorszego niż 5% i SNR nie gorszego niż 20% w stosunku do wartości referencyjnych, dla wszystkich skanowanych wielkości obiektów testowych przy użyciu poszczególnych protokołów klinicznych. Zeskanowano obiekty testowe, dobierając wielkość skanowanego fantomu w zależności od FOV i obszaru klinicznego, dla którego protokoły są dedykowane. Na przykład dla protokołu H&N (górna część, bez ramion), SFOV, S20, filtr F1 zostały zeskanowane obiekty o wymiarach 15,0, 20,0 i 26,5 cm (Tabela 3). Parametry ekspozycji dobierane były w ten sposób, aby spełnić powyższe założenie dotyczące parametrów ilościowych obrazów i uzyskać rozsądny poziom dawki, która musi być dostarczona do detektora, aby obraz spełniał kryteria oceny. Dla większości protokołów uzyskano redukcje dawki w stosunku do wartości zaproponowanych przez producenta oraz w [2]. Średnio dla wszystkich presetów uzyskano zmniejszenie dawki 2-4-krotne, a parametry ilościowe obrazów dla Tabela 2 Jednorodność wartości odniesienia fantom CATPHAN Protocol kv ma ms/frame mas FOV Collimator Filter Central Mean 1 Mean 2 Mean 3 Mean 4 Unifomity ACCEPTANCE TESTS USING CATPHAN SFOV 120 20 20 0,4 S S10 F0 987,54 991,89 990,85 991,93 993,09 0,56 SD= 14,3 12,88 11,9 12,2 12,72 SNR= 69,1 77,0 83,3 81,3 78,1 MFOV 120 20 20 0,4 M M10 F0 883,62 896,98 900,39 904,87 900,87 2,35 SD= 12,79 12,94 13,97 13,59 13,55 SNR= 69,1 69,3 64,5 66,6 66,5 LFOV 120 20 20 0,4 L L10 F0 1077,87 1026,16 1028,01 1026,22 1021,43 5,24 SD= 20,07 16,95 17,74 17,05 18,05 SNR= 53,7 60,5 57,9 60,2 56,6 208 vol. 5 4/2016 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy Tabela 3 Przykładowe protokoły i ich optymalizacja fantom Philips H&N MFOV 100 10 10 0,1 M M20 (M10) F1 755,32 742,24 738,77 727,62 733,81 3,67 36.5 phantom SD= 12,41 13,18 15,53 16,67 14,3 SNR= 60,9 56,3 47,6 43,6 51,3 %DIFF -11,9-18,8-26,2-34,4-22,8 26.5 phantom 100 10 10 0,1 M M20 (M10) F1 904,11 911,04 910,48 890,35 891,04 2,27 SD= 13,25 14,16 14,39 16,02 14,97 SNR= 68,2 64,3 63,3 55,6 59,5 %DIFF -1,2-7,2-1,8-16,5-10,5 20 phantom 100 10 10 0,1 M M20 (M10) F1 974,8 990,56 980,56 977,02 984,71 1,59 SD= 10,73 10,13 10,2 10,14 10,45 SNR= 90,8 97,8 96,1 96,4 94,2 %DIFF 31,5 41,1 49,2 44,7 41,7 H&N SFOV 100 10 10 0,1 S S20 (S10) F1 1161,45 1153,2 1152,2 1153,1 1147,2 1,23 15.0 cm phantom SD= 8,79 8,2 7,48 7,6 7,6 SNR= 132,1 140,6 154,0 151,7 150,9 %DIFF 91,3 82,6 85,0 86,6 93,3 20 cm phantom 100 10 10 0,1 S S20 (S10) F1 1121,78 1120,32 1116,8 1126,84 1122,44 0,89 SD= 15,21 12,07 12,31 13,37 13,09 SNR= 73,8 92,8 90,7 84,3 85,7 %DIFF 6,8 20,5 9,0 3,7 9,8 26.5 cm phantom 100 10 10 0,1 S S20 (S10) F1 934,85 950,65 945,16 927,72 928,46 2,41 SD= 22,69 19,9 18,39 18,97 18,97 SNR= 41,2 47,8 51,4 48,9 48,9 LUNG/OESOPHAGUS MIDLINE SFOV 120 20 10 0,2 S S20(S10) MEAN 1026,9 1011,1 1011,0 1016,9 1014,2 1,55 20cm phantom SD= 7,78 6,26 6,36 6,5 6,9 SNR= 132,0 161,5 159,0 156,4 147,0 %DIFF 91,1 109,7 90,9 92,4 88,3 26.5 phantom 120 20 10 0,2 S S20(S10) MEAN 927,9 908,7 906,0 879,2 891,5 5,24 SD= 12,39 11,27 10,33 11,66 9,85 SNR= 74,9 80,6 87,7 75,4 90,5 %DIFF 8,4 4,7 5,3-7,3 15,9 LUNG/OESOPHAGUS MIDLINE MFOV 120 20 10 0,2 M M20 (M10) MEAN 787,3 774,4 757,0 740,5 762,1 5,95 36.5 cm phantom SD= 14,04 12,22 15,82 16,74 8,72 SNR= 56,1 63,4 47,9 44,2 13,4 %DIFF -18,8-8,6-25,8-33,6-79,9 26.5cm phanotm 120 20 10 0,2 M M20 (M10) MEAN 868,2 868,6 869,2 851,7 853,8 2,02 SD= 10,01 10,83 10,96 11,05 9,72 SNR= 86,7 80,2 79,3 77,1 87,8 %DIFF 25,5 15,7 23,1 15,8 32,1 20cm phantom 120 20 10 0,2 M M20 (M10) MEAN 926,1 936,9 928,0 922,6 931,4 1,53 SD= 7,42 6,45 6,69 7,02 6,93 SNR= 124,8 145,3 138,7 131,4 134,4 %DIFF 80,7 109,6 115,2 97,4 102,2 Prostate SFOV CW 120 40 10 0,4 S S10 MEAN 880,1 853,8 853,2 844,5 839,6 4,61 26.5 cm phantom SD= 9,4 7,14 9,57 10,37 9,73 SNR= 93,6 119,6 89,2 81,4 86,3 %DIFF 35,6 55,3 7,1 0,2 10,5 PROSTATE MFOV CW 120 40 10 0,4 M M10 F1 762,76 749,95 725,44 706,51 735,44 7,37 36.5 cm phantom SD= 9,08 11,38 12,75 17,55 12,02 SNR= 84,0 65,9 56,9 40,3 61,2 %DIFF 21,6-4,9-11,7-39,5-8,0 26.5cm phantom 120 40 10 0,4 M M10 F1 818,17 817,81 817,78 799,44 802,2 2,29 SD= 7,5 8,02 8,17 9,78 7,74 SNR= 109,1 102,0 100,1 81,7 103,6 %DIFF 57,9 47,1 55,3 22,8 55,9 20 cm phantom 120 40 10 0,4 M M10 F1 866,9 877,9 869,28 863,42 871,98 1,65 SD= 5,2 5,06 4,61 5,17 5,34 SNR= 166,7 173,5 188,6 167,0 163,3 %DIFF 141,3 150,3 192,6 150,8 145,6 PROSTATE LFOV CW 120 40 20 0,8 L L10 F1 1032 792,26 703,98 770,97 830,75 31,78 50 cm phantom SD= 70,73 29,89 17,51 24,86 30,21 SNR= 14,6 26,5 40,2 31,0 27,5 %DIFF -72,8-56,2-30,6-48,5-51,4 36.5cm phantom 120 40 20 0,8 L L10 F1 1186,78 994,39 943,68 894,1 950,75 24,66 SD= 36,77 27,28 29,29 28,42 27,02 SNR= 32,3 36,5 32,2 31,5 35,2 %DIFF -39,9-39,8-44,4-47,7-37,8 50 cm phantom 120 64 10 0,64 L L10 F1 982,38 778,46 751,8 729,85 757,24 25,71 SD= 39,78 20,35 18,78 21,21 20,6 SNR= 24,7 38,3 40,0 34,4 36,8 %DIFF -54,0-36,8-30,9-42,8-35,0 36.5cm phantom 120 64 10 0,64 L L10 F1 1252,2 1025,5 993,15 942,2 976,62 24,76 SD= 32,87 29,44 32,37 34,54 31,89 SNR= 38,1 34,8 30,7 27,3 30,6 %DIFF -29,1-42,5-47,1-54,7-45,9 Inżynier i Fizyk Medyczny 4/2016 vol. 5 209

radioterapia \ radiotherapy artykuł naukowy \ scientific paper Fot. 9 Centralny artefakt widoczny dla LFOV (Philips i CATPHAN) SNR były znacząco lepsze niż dla wartości odniesienia (Tabela 3). Dla niektórych protokołów MFOV, dla największego wymiaru skanowanego obiektu, można było zanotować pogorszenie jednorodności obrazu (gorsze niż 5%) przy utrzymaniu akceptowalnego poziomu SNR. Ocena doboru ekspozycji odbywała się na podstawie uzyskanych obrazów dla poszczególnych ustawień systemu, a decyzja o przyjęciu parametrów protokołu klinicznego opierała się na balansie między ilościową oceną i dawką. Najgorsze wyniki uzyskano w przypadku wskaźnika jednorodności dla LFOV, ze względu na obecność artefaktu położonego centralnie w obrazach (Fot. 9). Przy wsparciu serwisu producenta próbowano skompensować ten artefakt poprzez ponowną kalibrację wzmocnień i korekcję BPM. Ten rodzaj artefaktu w pewnym stopniu jest charakterystyczny dla tego systemu i nie ma możliwości jego pełnej korekcji. Dodatkowo okazało się, że panel zawiera brzegowe linie martwych pikseli (2-4 linii), których system nie był w stanie skompensować softwarowo. Ustawienie LFOV bazuje w rekonstrukcji także na liniach brzegowych detektora. Artefakt próbowano skompensować poprzez wyłączenie 10-60 brzegowych linii pikseli. W ramach kompromisu ustawiono pliki sri.ini 20 linii wyłączonych z rekonstrukcji. Ostatecznie okazało się, że detektor zawiera więcej nieskompensowanych obszarów/linii wadliwych pikseli, co pozwoliło zawnioskować o wymianę panelu obrazowego. Test na efektywność korekcji rozproszenia dla różnych wielkości kolimatorów przeprowadzono przy użyciu fantomu wodnego (35 x 35 x 35 cm 3 ). Niewielka różnica SNR i wskaźnika jednorodności w stosunku do wartości tych parametrów, uzyskanych dla S10, M10 i L10, wskazuje na to, że algorytm korekcji rozproszenia jest efektywny dla różnych ustawień protokołów skanowania (Tabela 4). Kontrast fantom CATPHAN Następnym etapem procesu optymalizacji była weryfikacja uzyskanych ustawień dla protokołów klinicznych przy użyciu fantomu CATPHAN 600. Testy przeprowadzono dla jednorodności obrazu, SNR oraz kontrastu. Przeprowadzenie weryfikacji protokołów z fantomem CATPHAN miało na celu potwierdzenie właściwości przyjętych dla nich ustawień, jak również można było to wykonać dla wszystkich wymiarów kolimatorów zaimplementowanych do tych protokołów. Jak należy zobaczyć wcześniej, Tabela 4 Weryfikacja korekcji na rozproszenie dla różnych wielkości kolimatorów Uniformity WATER PHANTOM AND INVESTIGATION INTO IMPACT OF SCATTER FROM USING COLLIMATORS 10 AND 20 FOR ALL FOV'S 1cm box Protocol kv ma ms/frame mas FOV Collimator Filter Central Mean 1 Mean 2 Mean 3 Mean 4 Unifomity S10 100 40 10 S S10 F1 871.41 904.42 954.73 900.77 954.8 8.73 SD= 16.26 17.26 11.32 16.02 20.72 SNR= 53.6 52.4 84.3 56.2 46.1 %DIFF S20 100 40 10 S S20 F1 905.86 936.19 936.73 928.71 991.76 8.66 SD= 25.14 19.99 16.25 22.6 25.4 SNR= 36.0 37.2 46.9 57.2 43.9 %DIFF -32.8-28.9-44.4 1.6-4.8 M10 120 40 10 M M10 F1 794.9 814.63 887.17 816.73 862.96 10.40 SD= 11.76 11.14 10.65 12.44 17.51 SNR= 67.6 73.1 83.3 65.7 49.3 %DIFF M20 120 40 10 M M20 F1 827.18 833.75 842.56 844.51 849.78 2.66 SD= 16.32 16.25 11.73 16.73 14.23 SNR= 50.7 51.3 71.8 50.5 59.7 %DIFF -25.0-29.8-13.8-23.1 21.2 L10 120 40 10 L L10 F1 1143.07 1031.5 1071.65 1040.09 1044 9.76 SD= 23.79 14.4 14.85 20.5 13.58 SNR= 48.0 71.6 72.2 50.7 76.9 %DIFF L20 120 40 10 L L20 MEAN 1174.3 1036.9 1030.4 1043.4 1023.5 12.85 SD= 29.5 20.37 13.71 23.65 15.23 SNR= 39.8 50.9 75.2 44.1 67.2 %DIFF -17.2-28.9 4.1-13.0-12.6 210 vol. 5 4/2016 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy wstępna optymalizacja mogła się tylko odbywać dla kolimatorów S10, M10, L10 ze względu na budowę obiektu testowego (fantom Philips). Kontrast był obliczany zgodnie z formułą rekomendowaną dla tego parametru przez producenta: ( CTpolystyrene CTLDPE )/ 10 Lowcontrastvisibility % =, (Meanpolys tyrene Mean LDPE ) (SD polystyrene+sd LDPE )/2 gdzie: CT polystyrene = 35 CT LDPE = 100. Test rozdzielczości przestrzennej nie znalazł zastosowania w procesie optymalizacji. Jest on przeprowadzany tylko dla testów QA systemu. Wynika to ze znaczącego wpływu algorytmów i ustawień rekonstrukcji na ten parametr jakościowo-ilościowy obrazu. Test rozdzielczości jest miarą opisującą charakterystykę systemu z punktu widzenia jego możliwości przenoszenia informacji o częstotliwościach przestrzennych. Jest to niezwykle użyteczny i sensytywny parametr wykorzystywany w kalibracji systemu XVI oraz ocenie jego stałości i/lub degradacji ustawień/elementów, wpływających na rozdzielczość przestrzenną (np. panel, ustawienia panelu, osiowość lampy rtg vs panel obrazowy, algorytmy rekonstrukcji, kalibracje itd.). W przypadku protokołów klinicznych degradacja obrazu dla rozdzielczości przestrzennej jest tak znacząca, że nie jest to parametr, który mógłby być czułym/krytycznym parametrem dla tego zastosowania (degradacja z 13 pl/cm dla obrazów testowych do 7-9 pl/cm dla obrazów klinicznych). W ocenie kontrastu za wartości referencyjne ponownie przyjęto wyniki uzyskane z obrazów testowych dla fantomu CATPHAN dla wszystkich FOV. Za kryterium oceny przyjęto, że kontrast uzyskany dla protokołów klinicznych (Tabela 6) ma być nie gorszy niż 20% od wartości odniesienia (Tabela 5). Założenie zostało spełnione dla wszystkich ustawień dobranych w pierwszym etapie optymalizacji. Dodatkowo dla kontrastu potwierdzono lepszą odpowiedź systemu dla wyższych wartości ma przy redukcji ms, dla zachowania stałej wartości mas. Tabela 5 Wartości odniesienia dla kontrastu fantom CATPHAN Protocol kv ma ms/frame mas FOV Collimator Filter Polyst (Mean) Polyst (SD) LDPE (Mean) LDPE (SD) Contrast SFOV 120 20 20 40 S S10 F0 957,33 10,88 918,48 11,29 1,85 MFOV 120 20 20 40 M M10 F0 871,59 13,91 833,81 13,9 2,39 LFOV 120 20 20 40 L L10 F0 963,69 16,75 927,52 15,65 2,91 Tabela 6 Przykładowe wyniki dla kontrastu dla protokołów klinicznych fantom CATPHAN Protocol kv ma ms/frame mas FOV Collimator Filter Polyst (Mean) Polyst (SD) LDPE (Mean) LDPE (SD) Contrast SFOV 120 20 20 40 S S10 F0 973,35 12,93 928,24 11,98 1,79 MFOV 120 20 20 40 M M10 F0 874,9 15,17 839,63 12,48 2,55 LFOV 120 20 20 40 L L10 F0 968,25 17,34 927,45 18,31 2,84 SFOV 120 20 20 40 S S10 F0 641,32 6,86 612,42 7,54 1,62 SFOV 120 20 20 40 S S10 F0 954,62 11,41 914,66 11,9 1,90 MFOV 120 20 20 40 M M10 F0 866,01 13,48 831,34 13,36 2,52 LFOV 120 20 20 40 L L10 F0 955,77 15,02 922,22 17,2 3,12 MEASUREMENTS AFTER ACCEPTANCE TESTS FOR OUR CLINICAL PRESETS H&N SFOV 100 10 10 S S20 F1 1168,56 14,58 1127,11 9,15 1,86 H&N MFOV 100 10 10 M M20 F1 1117,2 13,4 1075,4 17,46 2,40 BRAIN 100 40 10 S S20 F1 1039,67 16,61 989,88 17,79 2,25 LUNG LEFT CW 120 20 20 S S20 F1 957,96 10,14 912,53 10,49 1,48 LUNG RIGHT CW 120 20 20 S S20 F1 945,08 8,87 924,22 8,26 2,67 LUNG/OESOPHAGUS MIDLINE SFOV 120 20 10 S S20 F1 1025,89 7,85 989 7,77 1,38 LUNG/OESOPHAGUS MIDLINE MFOV 120 20 10 M M20 F1 949,43 8,55 914,56 8,23 1,56 LIVER/PANCREAS/SPLEEN MFOV 120 40 10 M M20 F1 882,5 6,89 846,8 8,9 1,44 LIVER/PANCREAS/SPLEEN LFOV 120 64 20 L L20 F1 879,08 5,32 848,03 4,05 0,98 LIVER/PANCREAS/SPLEEN LFOV 120 64 10 L L20 F1 963,68 5,85 932,06 4,83 1,10 BLADDER MFOV 120 40 20 M M20 F1 813,4 5,51 782,3 6,2 1,22 BLADDER LFOV 120 64 20 L L20 F1 879,08 5,32 848,03 4,05 0,98 (*) PROSTATE SFOV CW 120 40 10 S S10 F1 999,02 5,73 957,19 4,62 0,80 PROSTATE MFOV CW 120 20 20 M M10 F1 905,02 6,42 868,45 6,4 1,14 PROSTATE MFOV CW 120 40 10 M M10 F1 912,78 6,75 872,38 6,89 1,10 PROSTATE LFOV CW 120 40 20 L L10 F1 975,02 5,18 937,22 5,95 0,96 PROSTATE LFOV CW 120 64 10 L L10 F1 994,7 5,5 959,66 6,67 1,13 PROSTATE SFOV CC S S10 F1 PROSTATE SFOV CW PROSTATE MFOV CC M M10 F1 PROSTATE MFOV CW PROSTATE LFOV CC L L10 F1 PROSTATE LFOV CW LEFT BREAST 100 20 20 S S20 F1 1022,91 7,95 979,29 8,83 1,25 FAST H&N par al rota on 100 32 10 S S20 F1 1061,9 13,51 1020,2 10,99 1,91 (*) BUT WE WILL USE 64 AND 10 SAME AS FOR PROSTATE AND LIVER LFOV BECAUSE WE HAVE PROVED THIS GETS BETTER IMAGE QUALITY USING THE PHILLIPS 50CM PHANTOM AND NO CHANGE FOR THE 36.5CM PHANTOM Additonal measurements following a review of the presets we have created: LUNG/OESOPHAGUS MIDLINE LFOV 120 32 10 L L20 F1 1042,3 5,99 1014 6,56 1,44 Inżynier i Fizyk Medyczny 4/2016 vol. 5 211

radioterapia \ radiotherapy artykuł naukowy \ scientific paper Tabela 7 Wartości odniesienia dla jednorodności fantom CATPHAN Protocol kv ma ms/frame mas FOV Collimator Filter Central Mean 1 Mean 2 Mean 3 Mean 4 Unifomity SFOV 120 20 20 40 S S10 F0 988,61 993,75 993,11 993,05 993,46 0,52 SD= 14,09 12,22 12,61 12,23 12,35 SNR= 70,2 81,3 78,8 81,2 80,4 MFOV 120 20 20 40 M M10 F0 897,34 915,61 913,06 909,27 913,59 2,00 SD= 14,2 13,91 14,41 15,4 15,82 SNR= 63,2 65,8 63,4 59,0 57,7 LFOV 120 20 20 40 L L10 F0 1063 1029,01 1024,29 1029,94 1032,09 3,64 SD= 19,91 17,33 17,7 10,32 18,56 SNR= 53,4 59,4 57,9 99,8 55,6 Tabela 8 Przykładowe wyniki dla jednorodności dla protokołów klinicznych fantom CATPHAN H&N SFOV 100 10 10 S S20 F1 1191,9 1205,7 1209,5 1205,5 1204,9 1,46 SD= 20,16 15,92 15,86 15,88 16,93 SNR= 59,1 75,7 76,3 75,9 71,2 %DIFF -14,4-1,7-8,4-6,6-8,8 H&N MFOV 100 10 10 M M20 F1 1132,9 1149,2 1147,85 1131,2 1136,4 1,57 SD= 18,29 16,81 18,4 16,63 17,44 SNR= 61,9 68,4 62,4 68,0 65,2 %DIFF -10,3-1,4-3,2 2,2-2,0 LUNG/OESOPHAGUS MIDLINE SFOV 120 20 20 S S20 F1 1053,56 1041,26 1047,78 1042,55 1043,02 1,17 SD= 6,85 5,67 5,7 6,1 5,9 SNR= 153,8 183,6 183,8 170,9 176,8 %DIFF 122,7 138,5 120,8 110,2 126,4 120 20 10 S S20 MEAN 1118,4 1106,7 1114,0 1107,3 1109,3 1,04 SD= 9,98 7,66 7,79 8,08 9,03 SNR= 112,1 144,5 143,0 137,0 122,8 %DIFF 62,3 87,6 71,7 68,6 57,3 to check for difference in ma and ms 120 10 20 S S20 MEAN 1134,6 1109,6 1117,5 1110,9 1112,6 2,20 SD= 11,78 8,28 8,33 8,79 8,34 SNR= 96,3 134,0 134,2 126,4 133,4 %DIFF 39,5 74,0 61,1 55,4 70,9 LUNG/OESOPHAGUS MIDLINE MFOV 120 20 20 M M20 F1 977,93 961,78 963,44 952,01 960,05 2,65 done SD= 18,74 6,38 5,98 5,91 5,96 SNR= 52,2 150,7 161,1 161,1 161,1 %DIFF -24,5 117,5 150,0 141,9 142,3 repeated a er new gains for Mfov 120 20 20 M M20 MEAN 941,8 951,9 950,9 942,4 946,5 1,06 SD= 6,06 5,77 5,28 6,7 6,87 SNR= 155,4 165,0 180,1 140,7 137,8 %DIFF 125,0 138,0 179,4 111,3 107,2 120 20 10 M M20 MEAN 1015,5 1021,1 1019,2 1011,0 1015,3 0,99 SD= 9,12 9,04 7,74 7,84 8,72 SNR= 111,3 113,0 131,7 129,0 116,4 %DIFF 61,2 62,9 104,3 93,7 75,1 PROSTATE SFOV CW 120 64 40 S S10 F1 761,52 732,34 732,7 733,19 732,73 3,83 SD= 3,79 8,63 8,66 8,57 8,79 SNR= 200,9 84,9 84,6 85,6 83,4 %DIFF 191,0 10,2 1,6 5,2 6,8 120 40 20 S S10 MEAN 966,5 960,4 959,1 960,2 961,3 0,76 SD= 4,35 3,81 3,88 3,94 3,98 SNR= 222,2 252,1 247,2 243,7 241,5 %DIFF 221,7 227,3 196,9 199,7 209,4 120 20 20 S S10 MEAN 1030,6 1027,3 1026,7 1027,2 1027,7 0,38 SD= 6,03 4,78 4,9 4,69 4,56 SNR= 170,9 214,9 209,5 219,0 225,4 %DIFF 147,5 179,1 151,6 169,4 188,7 Prostate SFOV CW 120 40 10 S S10 MEAN 1028,3 1025,7 1025,5 1025,3 1025,5 0,29 SD= 5,59 4,45 4,46 4,29 4,71 SNR= 184,0 230,5 229,9 239,0 217,7 %DIFF 166,4 199,3 176,1 193,9 178,9 PROSTATE MFOV CW 120 20 20 M M10 F1 945,2 957,31 956,7 952,73 954,83 1,27 SD= 5,88 6,16 5,75 5,76 6,21 SNR= 160,7 155,4 166,4 165,4 153,8 %DIFF 132,7 124,2 158,2 148,4 131,3 120 40 10 M M10 F1 946,85 958,93 957,93 952,89 955,74 1,26 SD= 5,59 5,4 5,11 5,38 5,67 SNR= 169,4 177,6 187,5 177,1 168,6 %DIFF 145,2 156,2 190,9 166,0 153,5 PROSTATE LFOV CW 120 40 20 L L10 F1 1069,7 1031,2 1028,2 1030,1 1031,6 3,88 SD= 7,75 6,37 6,05 6,48 7,64 SNR= 138,0 161,9 170,0 159,0 135,0 %DIFF 157,0 167,4 193,3 164,1 138,6 120 64 10 L L10 F1 1104,5 1051,93 1047,97 1055 1057,65 5,12 SD= 10,95 6,79 6,89 8,19 7,11 SNR= 100,9 154,9 152,1 128,8 148,8 %DIFF 87,8 155,9 162,5 114,0 162,9 212 vol. 5 4/2016 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy W ocenie jednorodności przyjęto za wartości referencyjne wyniki uzyskane z obrazów testowych dla fantomu CATPHAN dla wszystkich FOV. Za kryterium oceny przyjęto, że jednorodność uzyskana dla protokołów klinicznych (Tabela 8) ma być nie gorsza niż 20% od wartości odniesienia (Tabela 7). Dla LFOV ze względu na obecność centralnego artefaktu przyjęto, że jednorodność ma być nie gorsza niż 5%. Założenie zostało spełnione dla prawie wszystkich ustawień dobranych w pierwszym etapie optymalizacji. Dla protokołu klinicznego prostaty dla LFOV uzyskane wyniki były nieznacznie gorsze niż założony próg. Wyniki te wstępnie zaakceptowano do czasu wymiany panelu obrazowego. CNR fantom CATPHAN Również wyznaczono dla protokołów CNR dla polistyrenu względem otoczenia. CNR było obliczone z zależności [5, 8]: Fot. 10 Przykładowe obrazy dla fantomu RANDO CNR = MOD(AV POLYST AV MAT )/(SD POLYST 2 + SD MAT2 ) 0.5. Przyjęto CNR jako miarę kontrastu przenoszonego przez system dla niskokontrastowego elementu. Uzyskane wyniki porównano z wartościami odniesienia. Zostało to uznane jako jeszcze jedna miara dobroci procesu optymalizacji przy przyjętym założeniu, że uzyskane wyniki są nie gorsze niż 20% od wartości odniesienia. Wszystkie protokoły kliniczne spełniły to kryterium (Tabela 9). RANDO PHANTOM Ostateczną weryfikację dla zoptymalizowanych ustawień protokołów klinicznych wykonano przy użyciu fantomu antropomorficznego RANDO. Fantom zeskanowano przy użyciu protokołów klinicznych, dedykowanych do poszczególnych obszarów klinicznych/ anatomicznych. Sprawdzono wizualnie widoczność poszczególnych struktur anatomicznych oraz jakość obrazu pod względem obecności artefaktów oraz niejednorodności (Fot. 10). Wszystkie uzyskane rekonstrukcje spełniły kryteria oceny. Oczywiście dalej w dyskusji pozostawał jasny artefakt, położony centralnie, dla protokołów LFOV. Ponieważ był on związany z uwarunkowaniami technicznymi detektora, który został zawnioskowany do wymiany, weryfikacja LFOV i kompensacji tego artefaktu zostanie przeprowadzona ponownie. Tabela 9 CNR dla wartości odniesienia i protokołów klinicznych fantom CATPHAN Protocol kv ma ms/frame mas FOV Collimator Filter Polyst (Mean) Polyst (SD) Material mat (Mean) mat (SD) CNR SFOV 120 20 20 40 S S10 F0 954,62 11,41 Background 1035,74 13,62 4,6 MFOV 120 20 20 40 M M10 F0 866,01 13,48 Background 943,62 14,8 3,9 LFOV 120 20 20 40 L L10 F0 955,77 15,02 Background 1066,4 17,96 4,7 SFOV 120 20 20 40 S S10 F0 959,44 11,39 Background 1015,93 12,3 3,4 MFOV 120 20 20 40 M M10 F0 872,17 14 Background 961,53 14,78 4,4 LFOV 120 20 20 40 L L10 F0 964,57 16,9 Background 1071,98 17,09 4,5 Expected from MEASUREMENTS AFTER ACCEPTANCE TESTS FOR OUR CLINICAL PRESETS acceptance H&N SFOV 100 10 10 S S20 F1 1168,56 14,58 Background 1255,95 15,7 4,1 4,6 H&N MFOV 100 10 10 M M20 F1 1117,2 13,4 Background 1177,22 22,97 2,3 3,9 BRAIN 100 40 10 S S20 F1 1039,67 16,61 Background 1114,97 14,56 3,4 4,6 LUNG LEFT CW 120 20 20 S S20 F1 957,96 10,14 Background 1038,55 12,08 5,1 4,6 LUNG RIGHT CW 120 20 20 S S20 F1 945,08 8,87 Background 1032,39 7,34 7,6 4,6 LUNG/OESOPHAGUS MIDLINE SFOV 120 20 10 S S20 F1 1025,89 7,85 Background 1104,88 9,92 6,2 4,6 LUNG/OESOPHAGUS MIDLINE MFOV 120 20 10 M M20 F1 949,43 8,55 Background 1028,77 7,01 7,2 3,9 LIVER/PANCREAS/SPLEEN MFOV 120 40 10 M M20 F1 882,5 6,89 Background 960,98 8,16 7,3 3,9 LIVER/PANCREAS/SPLEEN LFOV 120 64 10 L L20 F1 963,68 5,85 Background 1052,58 6,23 10,4 4,7 LIVER/PANCREAS/SPLEEN LFOV 120 64 10 L L20 F1 971,23 5,25 Background 1059,6 5,3 11,8 4,7 BLADDER MFOV 120 40 20 M M20 F1 813,4 5,51 Background 894,25 6,12 9,8 3,9 BLADDER LFOV 120 64 10 L L20 F1 AS FOR LIVER LFOV PROSTATE SFOV CW 120 40 10 S S10 F1 999,02 5,73 Background 1110,88 5,25 14,4 4,6 PROSTATE SFOV CW 120 40 10 S S10 F1 1001,21 6,29 Background 1111 5,99 12,6 4,6 PROSTATE MFOV CW 120 40 10 M M10 F1 912,78 6,75 Background 1003,54 7,42 9,0 3,9 PROSTATE LFOV CW 120 64 10 L L10 F1 994,7 5,5 Background 1114,5 5,96 14,8 4,7 PROSTATE LFOV CW 120 64 10 L L10 F1 1002,03 6,99 Background 1117,39 6,84 11,8 4,7 PROSTATE SFOV CC S S10 F1 PROSTATE MFOV CC M M10 F1 AS FOR PROSTATE CW PROSTATE LFOV CC L L10 F1 LEFT BREAST 100 20 20 S S20 F1 1022,91 7,95 Background 1105,09 8,45 7,1 4,6 FAST H&N par al rota on 100 32 10 S S20 F1 1061,9 13,51 Background 1148,92 14,73 4,4 4,6 Additonal measurements following a review of the presets we have created: LEFT BREAST MFOV 100 M M20 F1 Background ####### 3,9 100 M M20 F1 Background ####### 3,9 LUNG/OESOPHAGUS MIDLINE LFOV 120 32 10 L L20 F1 1042,3 5,99 Background 1139,5 6,89 10,6 4,7 Inżynier i Fizyk Medyczny 4/2016 vol. 5 213

radioterapia \ radiotherapy Pomiar dawki Ostatnim krokiem z punktu widzenia zatwierdzenia protokołów stosowanych klinicznie był pomiar dawki. Wykonano pomiar CTDI dla wszystkich ustawień protokołów klinicznych, przy czym w pomiarach zastosowano tylko kolimatory S10, M10, L10, których wymiar wzdłużny w izocentrum wynosi 13,5 cm. Przy przyjętym rozwiązaniu na ograniczenie/kolimację wiązki kv (stale kolimatory), jest to wymiar najbliższy 10,0 cm. Do pomiaru CTDI wykorzystano elektrometr z komorą ołówkową (długość czynna 10 cm) oraz fantomy BODY (32 cm) i HEAD (16 cm) (Fot. 11). artykuł naukowy \ scientific paper z konsultacjami przeprowadzonymi z użytkownikami systemu (technikami elektroradiologii). Użyto do tego fantomu TOR18FG oraz fantomu antropomorficznego RANDO. Dla fantomu TOR oceniono kontrast i rozdzielczość przestrzenną (Tabela 11). Dla fantomu RANDO oceniono wizualnie jakość obrazu. Fot. 11 Układ do pomiaru CTDI Zmierzone CTDI (Tabela 10) wprowadzono do presetów dla poszczególnych protokołów klinicznych. Wszystkie musiały być zatwierdzone formalnie w ramach zakładu jako takie, które są używane lokalnie. Wynika to z optymalizacji i zarządzania dawką, która ostatecznie dla każdego z pacjentów jest rejestrowana w dokumentacji medycznej. Jest to w ramach zasady usankcjonowania używanych dawek dla pacjentów, pochodzących z obrazowania kv i MV. Optymalizacja obrazów 2D TORFG18 i fantom RANDO Proces optymalizacji dla protokołów klinicznych przeprowadzono również dla obrazowania 2D. Protokoły zostały ustalone dla poszczególnych obszarów anatomicznych, zgodnie Fot. 12 Fantom TOR18FG i przykładowy obraz dla fantomu TOR18FG (rozdzielczość przestrzenna) Źródło: http://www.leedstestobjects.com/index.php/phantom/tor-18fg/ i archiwum własne. Na obrazie testu rozdzielczości ujawnił się artefakt (Fot. 12), który próbowano skompensować softwarowo poprzez korekcję bad pixel map i obrazów gain. Nie udało się tego zrobić ze względu na to, że sąsiadujące ze sobą linie bad pikseli miały skrajnie różne odpowiedzi. Jedna z nich była martwa (czarny kolor), druga nadaktywna (biały kolor). Przy przyjęciu metody korekcji poprzez sąsiadujące piksele (wartość średnia) taki układ linii źle funkcjonujących pikseli nie daje się skompensować softwarowo. Był to następny argument do zawnioskowania o wymianę panelu obrazowego. Tabela 10 CTDI dla protokołów klinicznych kv ma ms mas/frame FOV CTDI MEASUREMENTS CLINICAL PROTOCOL Filter CENTRAL R TOP L BOTTOM PERIPH MEAN CTDIw H&N SFOV [mgy] 100 10 10 0,1 S S10 S20 F1 1,281 1,425 1,491 1,437 1,397 1,4 1,385 SMALL 16CM H&N MFOV 100 10 10 0,1 M M10 M20 F1 1,264 1,361 1,419 1,459 1,281 1,4 1,341 PHANTOM BRAIN 100 40 10 0,4 S S10 S20 F1 1,645 1,419 0,955 2,304 2,661 1,8 1,772 FAST H&N 100 32 10 0,32 S S10 S20 F1 1,268 1,109 0,733 1,784 2,330 1,5 1,415 LUNG LEFT CW 120 20 20 0,4 S S10 S20 F1 2,168 0,353 5,8 6,91 3,740 4,2 3,523 LUNG RIGHT CW 120 20 20 0,4 S S10 S20 F1 2,048 3,72 6,72 5,28 0,390 4,0 3,368 LUNG/OESOPHAGUS 120 20 10 0,2 S S10 S20 F1 1,774 3,56 3,43 3,32 3,265 3,4 2,854 MIDLINE SFOV LUNG/OESOPHAGUS 120 20 10 0,2 M M10 M20 F1 1,573 3,117 2,747 2,545 2,651 2,8 2,368 MIDLINE MFOV LUNG/OESOPHAGUS 120 32 10 0,32 L L10 L20 F1 X X X X X X 3,788 MIDLINE LFOV LARGE 32CM LIVER/PANCREAS/SPLEEN PHANTOM MFOV 120 40 10 0,4 M M10 M20 F1 3,45 6,27 5,94 5,74 5,360 5,8 5,035 LIVER/PANCREAS/SPLEEN LFOV 120 64 10 0,64 L L10 L20 F1 NOT NEEDED - SEE PROSTATE LFOV #DZIEL/0! 6,370 BLADDER MFOV 120 40 20 0,8 M M10 M20 F1 6,82 13,34 11,94 13,64 11,110 12,5 10,612 BLADDER LFOV 120 64 10 0,64 L L10 L20 F1 NOT NEEDED - SEE PROSTATE LFOV #DZIEL/0! 6,370 PROSTATE SFOV CW 120 40 10 0,4 S S10 S10 F1 3,74 7,86 7,08 7,29 6,760 7,2 6,078 PROSTATE MFOV CW 120 40 10 0,4 M M10 M10 F1 3,33 6,68 6,01 5,44 5,36 5,9 5,025 PROSTATE LFOV CW 120 64 10 0,64 L L10 L10 F1 4,21 8,57 7,61 6,73 6,890 7,5 6,370 LEFT BREAST 100 20 20 0,4 S S10 S20 F1 1,198 0,206 3,44 4,07 2,168 2,5 2,047 214 vol. 5 4/2016 Inżynier i Fizyk Medyczny

artykuł naukowy / scientific paper radioterapia / radiotherapy Tabela 11 Wyniki dla obrazowania 2D fantom TOR FG18 phantom: TOR FG18 For acceptance and for our planar presets which have been op msed for dose vs RANDO phantom image quality. Protocol Kv ma ms/frame No frames FOV Collimator Filter Spa al resolu on Low Contarst ACCEPTANCE-2D GEOMETRY 100 40 25 5 SFOV S20 F0 15 16 H&N AP 100 10 10 5 SFOV S20 F0 7 18 CHEST AP 100 20 10 5 SFOV S20 F0 7 15 CHEST LATERAL 100 40 10 5 SFOV S20 F0 7 16 ABDOMEN AP 120 20 10 5 SFOV S20 F0 7 16 ABDOMEN LATERAL 120 20 20 5 SFOV S20 F0 7 16 PELVIS LAT 120 40 20 5 SFOV S20 F0 7 15,5 LIMP AP 120 10 10 5 SFOV S20 F0 7 15 Protokoły kliniczne Podsumowanie Poniżej przedstawiono wprowadzone protokoły kliniczne oraz kryteria ich zastosowania. CBCT PROTOCOL GUIDANCE The informa on below can be used by treatment staff when deciding which XVI protocol to use for ecah pa ent. It is only for guidance and cannot replace good professional judgement by the Therapy Radiographers. The choice of protocol depends on what you require i.e. internal anatomical informa on ± the pa ent outline, and on the pa ent separa on (in cm). When measuring pa ent separa on, please use the largest value. This will usually be the lateral separa on. SITE PROTOCOL ROTATION FOV DIAMETER Prostate small S10 F1 CW Full 26.7cm PROSTATE BLADDER ABDOMEN CHEST HEAD & NECK Prostate standard M10 F1 CW Full 41.7cm Prostate large L10 F1 CW Full 50.7cm Prostate small S10 F1 CC VMAT Full 26.7cm Prostate std M10 F1 CC VMAT Full 41.7cm Prostate large L10 F1 CC VMAT Full 50.7cm Bladder standard M20 F1 Full 41.7cm Bladder large L20 F1 Full 50.7cm Liver/Pancreas/Spleen M20 F1 Full 41.7cm Liver/Pancreas/Spleen L20 F1 Full 50.7cm Lung/Oesophagus S20 F1 Full 26.7cm Lung/Oesophagus M20 F1 Full 41.7cm Lung/Oesophagus L20 F1 Full 50.7cm LT Lung S20 F1 par al rotn Par al 26.7cm RT Lung S20 F1 par al rotn Par al 26.7cm Head and Neck S20 F1 Full 26.7cm Head and Neck M20 F1 Full 41.7cm Fast H&N S20 F1 par al rotn Par al 26.7cm BRAIN Brain S20 F1 Par al 26.7cm COMMENTS Only for internal anatomy To see pa ent outline for separa ons < 38cm To see pa ent outline for separa ons > 38cm For VMAT prostate - Only for internal anatomy For VMAT prostate - To see pa ent outline for separa ons < 38cm For VMAT prostate - To see pa ent outline for separa ons > 38cm To see pa ent outline for separa ons < 38cm To see pa ent outline for separa ons > 38cm To see pa ent outline for separa ons < 38cm To see pa ent outline for separa ons > 38cm Only for internal anatomy Due to variable posi on of To see pa ent outline for separa ons < 38cm isocentre - Recommend each pa ent is scanned using full To see pa ent outline for separa ons > 38cm rota on protocol on DAY1 to Only for internal anatomy determine if par al rota on Only for internal anatomy can be used. For H&N (with outline) and for internal anatomy of upper chest To see pa ent outline of H&N + upper chest for separa ons < 38cm - For claustrophobic / pallia ve pa ents. - For any H&N pa ent you consider to have good reproducible set up a er confirming with in al 3# using full rota on protocol. For all brain pa ents Celem projektu/pracy było przeprowadzenie procesu optymalizacji dla protokołów klinicznych, zaimplementowanych dla systemu XVI. Artykuł pokazuje, jak zmieniając podstawowe parametry systemu XVI, można regulować procesem obrazowania tak, aby spełniał on kryteria jakościowe, wymagane dla zastosowania, przy zachowaniu najniższego możliwie narażenia na promieniowanie jonizujące. Każdy z tych protokołów musiał być zweryfikowany pod względem jakościowym i ilościowym, a następnie zatwierdzony do użytkowania klinicznego. Takie podejście pozwala na otrzymywanie obrazów, które są wiarygodnym nośnikiem informacji o anatomii pacjenta, jego ułożeniu i wymaganych korekcjach. Pozwala to na utrzymanie wysokiego stopnia zapewnienia, że przypisana dawka jest dostarczana do obszaru targetu przy zachowaniu właściwego reżimu dawek dla organów krytycznych i tkanek zdrowych. Literatura reklama 1. Elekta: Optimizing Image Quality in XVI VolumeView White Paper. 2. Netherlands Cancer Institute: XVI Protocols: Netherlands Cancer Institute, The Netherlands July 2015. 3. D. Oborska-Kumaszyńska: Kalibracja systemu XVI Elekta Synergy historia 0,5 mm, Inżynier i Fizyk Medyczny, 5, 2016, 153-163. 4. S. Kamath et al.: An image quality comparison study between XVI and OBI CBCT systems, JACMP, 12(2), 2011. 5. M. Stock et al.: Image quality and stability of image-guided radiotherapy (IGRT) devices, A comparative study, Radiother. Oncol., 93(1), 2009, 1-7. 6. J. Lehmann et al.: Commissioning experience with cone-beam computed tomography for image-guided radiation therapy, JACMP, 8(3), 2007. 7. K.R. Muraidhar et al.: Commissioning and quality assurance of the X-ray volume imaging system of an image-guided radiotherapy capable linear accelerator, J. Med. Phys., 33(2), 2008, 72-77. 8. NHS Purchasing and Sypply Agency: Evaluation Report, X-ray tomographic image guided radiotherapy systems, CEP10071, March 2010. Inżynier i Fizyk Medyczny 4/2016 vol. 5 215

prezentacja \ presentation reklama \ advertisement Szanowni Państwo! Drodzy Elektroradiolodzy! IV MIĘDZYNARODOWE TARGI MEDYCZNE W A R S A W I N T E R N A T I O N A L H E A L T H C A R E E X H I B I T I O N W programie m.in.: największa w Polsce konferencja dla kierowników działów aparatury medycznej 4-6. 10. 2016 EXPO XXI WARSZAWA datę isz u Zap endarz l a k w SPRAWDŹ TEGOROCZNY PROGRAM NA: wihehospital.pl 216 Serdecznie zapraszamy do udziału w anglojęzycznych warsztatach pod tytułem Radiation protection in CT and Interventional radiology ( Ochrona radiologiczna w tomografii komputerowej i radiologii interwencyjnej ) organizowanych przez International Society of Radiographers & Radiological Technologists (ISRRT), European Federation of Radiograpfer Societes (EFRS), Polskie Towarzystwo Elektroradiologii (PTE) oraz Zakład Elektroradiologii Uniewerystetu Medycznego w Lublinie. Celem warsztatów jest wyrównanie wiedzy elektroradiologów w całej Europie poprzez organizację cyklicznych spotkań w różnych krajach europejskich. Warsztaty szczególnie dedykowane są dla elektroradiologów pracujących w zakładach radiologii interwencyjnej oraz pracowniach tomografii komputerowej, celem podniesienia ich umiejętności i kwalifikacji oraz zdobycia wiedzy na temat optymalizacji dawki w kontekście obecnych europejskich wytycznych. Uczestnictwo w warsztacie szczególnie może być pomocne dla osób ubiegających się o zatrudnienie w zawodzie elektroradiologa poza granicami kraju. W tym roku dzięki współpracy PTE, ISRRT oraz EFRS mamy możliwość zorganizowania warsztatów po raz pierwszy w Polsce! Dzięki uprzejmości dra hab. n. med. Radosława Pietury oraz Władz Uniwersytetu Medycznego w Lublinie warsztaty odbędą się w Collegium Maius Uniwersytetu Medycznego w Lublinie, a także w Szpitalu Klinicznym nr 1 w Lublinie, w dniach 23-24 września 2016r. Szczegółowe informacje oraz program wydarzenia przesyłamy Państwu w załącznikach. Kontakt mailowy: lublin.workshop@gmail.com Zwracamy się z uprzejmą prośbą o propagowanie tej informacji wśród elektroradiologów. Serdecznie zapraszamy! Komitet organizacyjny vol. 5 4/2016 Inżynier i Fizyk Medyczny

spis treści / table of contents W numerze 4/2016... 195 203 173 Poszukiwanie rodzajów badań z zakresu rentgenodiagnostyki konwencjonalnej obarczonych zwiększonym ryzykiem błędu i koniecznością ponownego wykonania doniesienie wstępne 179 Analiza porównawcza pól kolimacji radiografii kręgosłupa w odcinku szyjnym z wartością referencyjną 185 Czy zawsze stosuje się oznaczenie strony badanej w rentgenodiagnostyce klasycznej? 190 Odtwarzalność ułożenia pacjenta podczas radioterapii głowy i szyi 191 Zastosowanie techniki VMAT z bramkowaniem oddechowym w radiochirurgii stereotaktycznej 199 Metodyka obliczania dawki pochłoniętej przez pacjenta podczas zabiegów z zakresu neuroradiologii zabiegowej na podstawie kermy 203 Optymalizacja systemu XVI dla protokołów klinicznych 217 Promieniowanie elektromagnetyczne przy radiotelefonach zespołów ratownictwa medycznego 222 Mniejszy może więcej. Diagnostyka rentgenowska w nowym wymiarze próby kliniczne detektora Xrpad 223 Zastosowanie termografii w diagnostyce przewlekłych zębopochodnych procesów zapalnych opis przypadku 226 Stworzyć przestrzeń współpracy na rzecz osób niepełnosprawnych 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 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 prof. zw. dr hab. inż. Ryszard Tadeusiewicz, AGH Kraków prof. Andrzej Urbanik, CM UJ, Kraków prof. dr hab. med. Jerzy Walecki, CMKP Warszawa 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 dr hab. inż. Ewa Zalewska Z-ca Redaktora Naczelnego / Editor mgr inż. Jacek Lewandowski jacekl@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: jacekl@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 (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. Nadesłane do redakcji artykuły sa recenzowane. Instrukcje dla autorów dostępne na www.inzynier-medyczny.pl Inżynier i Fizyk Medyczny 4/2016 vol. 5 169