vol. 5 3/2016 Inżynier i Fizyk Medyczny
154
radioterapia
\
radiotherapy
artykuł naukowy
\
scientific paper
obrazowanie wolumetryczne (jak dla klasycznej tomografii kom-
puterowej), które jest realizowane poprzez rekonstrukcję obrazu
3D dla badanego obiektu z około 650 projekcji obrazów planar-
nych, wykonanych podczas pełnego (360 stopni) lub około 330/350
dla półobrotu gantry (180 stopni). Jakoś uzyskanego obrazu jest
gorsza od jakości reprezentowanej przez obrazy uzyskane na kla-
sycznym aparacie TK ze względu na duży udział promieniowania
rozproszonego od szerokiej wiązki i gorszy SNR. Również algorytm
rekonstrukcji determinuje jakoś uzyskiwanych obrazów. FDK jest
algorytmem rekonstrukcji obiektów 3D dla szerokiej wiązki, dla
którego dane są zbierane na planarnym detektorze obrazowym
w układzie kartezjańskim po rotacyjnej trajektorii.
Wiązka X jest emitowana ze źródła w kierunku okrągłego stożka,
który nieskolimowany daje powierzchnię oddziaływania z pane-
lem detektora obrazowego o wymiarach 425 x 425 mm^2. Obrazy
mogą by rejestrowane z różnymi kolimatorami o różnych „polach
widzenia” (FOV –
Field of View
): małe (
small
– SFOV), średnie (
me-
dium
– MFOV) i duże (
large
– LFOV). To, co je różni, to jest przesu-
nięcie FOV od osi centralnej wiązki promieniowania X, które wyno-
si 138,4 mm dla SFOV; 213,2 mm dla MFOV i 262,0 mm dla LFOV.
Pozycjonowanie detektora obrazowego w kierunku lateralnym
względem źródła promieniowania jest uzależnione od wybranego
kolimatora. Panel jest przesuwany, aby dopasowa jego położenie
do przesunięcia wiązki promieniowania, poprzez jego translację
w lewo/prawo. W przypadku SFOV wiązka promieniowania pada
prostopadle na powierzchnię detektora, co oznacza, że przesunię-
cie 138,4 mm jest równe dla obu kierunków – dolnego i górnego.
Dla LFOV przesunięcie wiązki promieniowania jest większe, co
w kołowym przesunięciu osi obrazowania kV skutkuje w większej
szerokości skanowanej objętości. Dla wszystkich FOV wymiary
stożka oddziaływania promieniowania z detektorem wynosi 425
mm, ale wiązki różnią się wychyleniemw zależności od wybranego
kolimatora. Dla każdego FOV używane mogą by kolimatory o róż-
nych wymiarach w kierunku gantry-target (G-T). Wymiar kolimato-
ra w kierunku G-T jest nazywany „nominalną naświetlaną długością
w izocentrum” (
nominal irradiated length at isocenter
).
We współczesnej radioterapii procedury przygotowania pa-
cjenta do leczenia promieniowaniem jonizującym oraz wery-
fikacja jego realizacji nie są możliwe do przeprowadzenia bez
właściwej jakości informacji obrazowej. Pod pojęciem „właści-
wej jakości” rozumiane jest spełnienie takich kryteriów jako-
ściowych i ilościowych dotyczących informacji obrazowej, które
pozwalają na uzyskanie niezbędnych i precyzyjnych danych do
realizacji bezpiecznej radioterapii.
Przedmiotem artykułu jest historia 0,5 mm odstępstwa od spe-
cyfikacji technicznej producenta w odległości, rekonstruowanej
wobrazie 3D, między obiektami testowymi. Przedstawiona zostanie
historia poszukiwania przyczyny i metod pozwalających na korekcję
tej niezgodności. Przeprowadzone procedury kalibracji, optymaliza-
cji i korekcji pozwoliły również na uzyskanie znaczącej poprawy jako-
ści obrazów. Zostaną opisane działania podjęte zarówno w zakresie
hardware’u
, jak i
software’u
, z zachowaniem poziomu szczegółowo-
ści, który pozwala na uszanowanie „
know how
” producenta.
Rys. 1
Akcelerator Elekta Synergy z systemem XVI
Źródło:
Historia 0,5 mm
Historia 0,5 mm rozpoczęła się w 2013 roku, gdy przejęłam zo-
bowiązania zawodowe związane z weryfikacją, zarządzaniem
i optymalizacją systemu XVI. Rozeznanie systemu, metod jego
weryfikacji, a także kalibracji i optymalizacji okazało się proce-
sem doś złożonym. Dodatkowym czynnikiem utrudniającym
ustalenie charakterystyki systemu był fakt braku jego integracji
w wersji, w której był dostępny (wersja 4.1, 4.2, 4.2.1). W prak-
tyce oznaczało to, że realizacja procedur kalibracji i weryfikacji
systemu XVI wymagała użycia trzech komputerów (XVI. iView,
Elekta Synergy), trzech klawiatur, czterech ekranów, jednego
FKP i pedału wyzwalającego ekspozycję. Było to nie lada wyzwa-
nie, zwłaszcza na początku podjęcia praktyki.
Wprowadzane sukcesywnie testy wykazywały, że system
ten nie spełniał wymagań specyfikacji technicznej producenta.
Ocenie podlegały BPM (
bad pixel map
) – obecnoś nieskorygo-
wanych „gorących” i „zimnych” pikseli oraz dynamika statystyki
dla BPM, parametry jakościowe obrazowania (jednorodnoś ≤
1,5% dla SFOV/S10, rozdzielczoś przestrzenna ≥ 10 pl/cm dla
SFOV/S10, kontrast ≤ 1,5% dla SFOV/S10, „
ghosting
”, artefakty)
i parametry geometryczne rekonstrukcji (+/- 1,0 mm od ocze-
kiwanych wartości). I tak rozpoczął się długotrwający proces,
w ramach którego przeprowadzono wiele pomiarów (w tym po-
nadstandardowych) i analiz, zmian parametrów
software’owych
(parametry determinujące algorytm rekonstrukcji) wraz z in-
terwencjami w zakresie mechanicznych ustawień systemu XVI.
Wwyniku wszystkich podjętych działań ustalono nową metodo-
logię kalibracji i optymalizacji systemu.
Droga do pełnej kalibracji i optymalizacji systemu rozpoczęła
się od pojawienia się znaczących artefaktów w obrazach klinicz-
nych dla MFOV (protokoły jamy brzusznej). Na obrazach były
widoczne artefakty typu „
radar artifact
” i „
ring artifact
” (Rys. 2).
Pogarszały one w sposób znaczący jakoś obrazowania na tyle,
że utrudniona była możliwoś oceny położenia obszaru leczone-
go w stosunku do oryginalnych konturów struktur (kontury ob-
szarów tarczowych i OARs). Również dalej nierozwiązanym pro-
blemem pozostawała „krótsza” rekonstrukcja odległości między
obiektami testowymi (Rys. 3). Uzyskiwane wyniki pomiarów
