ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE TEZE K DISERTAČNÍ PRÁCI
|
|
- Radim Pokorný
- před 4 lety
- Počet zobrazení:
Transkript
1 ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE TEZE K DISERTAČNÍ PRÁCI
2 České vysoké učení technické v Praze Fakulta jaderná a fyzikálně inženýrská Katedra dozimetrie a aplikace ionizujícího záření TRANSMISNÍ PORTÁLOVÁ IN-VIVO DOZIMETRIE POMOCÍ METODY MONTE CARLO A MATEMATICKÉHO PROGRAMOVACÍHO JAZYKA MATAB Ing. Klára Badraoui Čuprová Teze disertace k získání akademického titulu "doktor", ve zkratce "Ph.D." Doktorský studijní program: Aplikace přírodních věd Studijní obor: Radiologická fyzika Praha, duben 2013
3 Disertační práce byla vypracována v prezenční formě doktorského studia na katedře KDAIZ Fakulty jaderné a fyzikálně inženýrské ČVUT v Praze. Uchazeč: Ing. Klára Badraoui Čuprová Proton Therapy Center Budínova 2437/1a, Praha 8 Školitel: doc. Ing. Jaroslav Klusoň, Csc. Katedra dozimetrie a aplikace ionizujícího záření Fakulta jaderná a fyzikálně inženýrská ČVUT Břehová 7, Praha 1 Oponenti: Doc. Ing. Josef Novotný, CSc. Prof. Ing. Libor Makovička, DrSc. Teze byly rozeslány dne:... Obhajoba disertace se koná dne... v hod. před komisí pro obhajobu disertační práce ve studijním oboru Radiologická fyzika v zasedací místnosti č.... Fakulty jaderné a fyzikálně inženýrské ČVUT v Praze. S disertací je možno se seznámit na děkanátě Fakulty jaderné a fyzikálně inženýrské ČVUT v Praze, na oddělení pro vědeckou a výzkumnou činnost, Břehová 7, Praha 1. Prof. Ing. Tomáš Čechák, CSc. předseda komise pro obhajobu disertační práce ve studijním oboru Radiologická fyzika Fakulta jaderná a fyzikálně inženýrská ČVUT, Břehová 7, Praha 1
4 Obsah ABSTRAKT SOUČASNÝ STAV PROBLEMATIKY CÍLE DISERTAČNÍ PRÁCE METODY ZPRACOVÁNÍ VÝSLEDKY ZÁVĚR SEZNAM POUŽITÉ LITERATURY... 16
5 TRANSMISNÍ PORTÁLOVÁ IN-VIVO DOZIMETRIE POMOCÍ METODY MONTE CARLO A MATEMATICKÉHO PROGRAMOVACÍHO JAZYKA MATLAB ABSTRAKT Moderní radioterapie umožňuje dodání vysoké dávky záření do cílového objemu při současném šetření okolní zdravé tkáně. Konformní ozáření pacienta nabízí i možnost eskalace terapeutické dávky, čímž se zvýší pravděpodobnost kontroly nádoru. Výhody moderní technologie jsou zřejmé, eventuální chyba však může způsobit závažnější komplikace. Celý řetězec dodání dávky pacientovi je proto nutné řádně ověřovat. Dávka může být verifikována před skutečným ozářením pacienta nebo v průběhu pacientova ozáření (tzv. dozimetrie in-vivo). Pozornost byla věnována přímé transmisní in-vivo dozimetrii. Pod pacientem byl umístěn elektronický portálový zobrazovací systém a portálové obrazy byly snímány během pacientova ozáření. Pořízené obrazy byly následně porovnány s predikovanými. Taková verifikace se zatím v ČR neprovádí na žádném pracovišti. Všechna měření byla provedena ve FNB. Zdejší plánovací systém Eclipse predikci transmisních portálových obrazů neumožňuje, uvažována byla proto metoda Monte Carlo. Byl vybrán systém EGSnrc umožňující MC simulaci transportu fotonů a elektronů v libovolné geometrii. Problematika predikce transmisních obrazů metodou MC byla obsáhlá. Zahrnovala modelování hlavice urychlovače, vstupního elektronového svazku, pacienta a detektoru. Systém však neumožňoval současné namodelování pacienta a portálu či predikci transmisních portálových obrazů pro libovolný úhel gantry. Zmíněné komplikace byly řešeny v matematickém programovacím jazyku MATLAB. Predikované transmisní obrazy byly následně porovnávány s naměřenými pomocí gama analýzy. V disertační práci je diskutována vyvinutá metoda, její ověření a výsledky. 1. SOUČASNÝ STAV PROBLEMATIKY Správné doručení požadované dávky je zásadní požadavek úspěšné radioterapie. Dávku, respektive prostorovou distribuci dávky lze verifikovat před ozářením pacienta či přímo v průběhu ozáření. Zde bude věnována pozornost pouze dozimetrii in-vivo. V současné době se při in-vivo dozimetrii verifikuje nejčastěji dávka v místě vstupu svazků do pacienta. Měří se pomocí malých bodových detektorů, nejčastěji polovodičových diod, ale lze použít i termoluminiscenčních detektorů 1,2. Bodová in-vivo dozimetrie bohužel nezaručuje vždy dobré výsledky, například v případě konformní techniky IMRT. Problémem jsou velké dávkové gradienty, kvůli kterým se stává měření velmi složitým. Odezva čidla je velmi závislá na jeho přesném umístění na definované pozici těla pacienta. Existuje i plošná in-vivo dozimetrie, při níž je detektor umístěn pod pacientem. Tato metoda je spolehlivější, v ČR se však zatím na žádném pracovišti neprovádí. Přímá transmisní in-vivo dozimetrie byla předmětem tohoto výzkumu. Jako plošný detektor byl uvažován elektronický portálový zobrazovací systém EPID 1,2. 1
6 1.1 Elektronický portálový zobrazovací systém EPID byl vyroben původně pro nastavení polohy pacienta při ozařování, ale lze jej použít i jako 2D dozimetr s dostatečným prostorovým rozlišením. Z dozimetrického hlediska lze EPID použít za účelem verifikace jednotlivých ozařovacích polí před ozářením pacienta, ale lze jej také použít při in-vivo dozimetrii. Nespornou výhodou in-vivo dozimetrie je verifikace dávkové distribuce přímo v době, kdy dochází k ozáření pacienta. U této metody se porovnává naměřená a predikovaná transmisní dávková mapa, která se predikuje na základě vstupní fluenční mapy a distribuce tkáně prozařované ze směru daného pole. Verifikace transmisních dávkových map umožňuje efektivní ověření správnosti ozáření pacienta z každého pole. Zahrnuje nejen ověření správné realizace fluenční mapy (např. funkci MLC) ale i ověření správné geometrické pozice pacienta vůči geometrii reprezentované plánovací sérií CT snímků a to vše při skutečném ozáření pacienta 17,18,21. K predikci bylo využito metody Monte Carlo, která poskytuje nejvyšší přesnost výpočtu. 1.2 Elektronický portálový zobrazovací systém as500 EPID as500 (obr. č. 1) je velké pole světelných senzorů z amorfního křemíku zapuštěné do tenkého substrátu, do skla. Procesem chemického napařování je vytvořena dvojdimenzionální matice tenkovrstvých tranzistorů a fotodiod. Fotodiody s tranzistory zaznamenávají světelný signál z detektorů a slouží k vyhodnocení tohoto signálu, konvertují viditelné světlo na elektrický signál. Zesilovačem je pak zaznamenáván náboj, jehož velikost je úměrná množství světla, které zasáhlo diodu během ozáření. Každý pixel skleněného substrátu s a-si je tvořen jednou fotodiodou a jedním tranzistorem. Pole světelných senzorů sestává z 512x384 pixelů s prostorovým rozlišením mm a tvoří detekční plochu s rozměry 40x30 cm 2. Měděný plát v kazetě slouží jako build-up pro sekundární elektrony. Tyto elektrony a primární fotony interagují ve scintilační vrstvě Gd 2 O 2 S:TB a tvoří viditelné světlo, které je detekováno právě v a-si panelu. Mimo kazetu je as500 složen z množství materiálů, jejichž účelem je chránit detektor proti fyzické kolizi, či chránit kabely umístěné pod detekční jednotkou. Pro a-si EPID je predikováno, že 99.5% signálu pochází od interakcí fotonů a elektronů s vrstvou fosforu. Při modelování odezvy portálu byla tedy skórována deponovaná energie ve vrstvě fosforu 21,22. 2
7 Obrázek č. 1: Jednotlivé vrstvy obsažené v elektronickém portálovém zobrazovacím systému a řez detektorem. 1.3 Metoda Monte Carlo Stochastické metody MC lze využít pro simulaci transportu záření v látce, neboť určitý typ interakce dané částice, s danou energií, v daném prostředí, je dán s jistou pravděpodobností. Pravděpodobnost realizace jednotlivých interakcí je určena z účinných průřezů. Interakce nebo události jsou následně stanoveny dle vygenerovaných náhodných čísel. Při vygenerování dostatečně velkého počtu událostí poskytuje metoda dostatečně přesný výsledek modelovaného děje. Monte Carlo simulace transportu částic tak dobře kopírují fyzikální realitu. 1.4 Systém EGSnrc Pro tuto práci byl vybrán systém EGSnrc (Electron Gamma Shower) 9. Jedná se o systém kódů umožňující Monte Carlo simulaci transportu fotonů a elektronů (pozitronů) o energii řádu kev do stovek Gev v libovolné geometrii. Nástavbou systému EGSnrc jsou programy BEAMnrc a DOSXYZnrc 7-12, které umožňují modelování svazků radioterapeutických přístrojů, modelování libovolných objektů, modelování fantomů a sledování různých veličin v nich. Program BEAMnrc nabízí množství komponent pro specifikaci různých geometrických útvarů, kterých lze s výhodou použít při modelování hlavice urychlovače. Uživatel definuje parametry vstupního svazku, MC parametry a také EGS parametry, které určují, jakým způsobem probíhá transport částice v médiu. Samotná MC simulace tedy probíhá v EGSnrc. Jedním z výstupů simulace je soubor s fázovým prostorem *.egsphsp, jenž obsahuje data pro každou částici procházející uživatelem definovanou skórovanou rovinou. Jedná se o 3
8 binární soubor obsahující informace o pozici částice, směru, náboji, energii, váze částice 7. Program DOSXYZnrc slouží pro výpočet dávky ve voxelovém fantomu. Fantom si zde může uživatel definovat sám, nebo lze fantom vytvořit na základě CT snímků v programu ctcreate a načíst do systému DOSXYZnrc. Základ programu DOSXYZnrc je obdobný s BEAMnrc. Uživatel opět definuje vstupní svazek, MC parametry a EGS parametry. MC simulace tedy opět probíhá v EGSnrc. Nyní lze jako zdroj využít i soubor s fázovým prostorem generovaný z programu BEAMnrc. Lze tedy kombinovat použití BEAMnrc i DOSXYZnrc. V první části je transport záření modelován v BEAMnrc a poté v DOSXYZnrc CÍLE DISERTAČNÍ PRÁCE Primárním cílem práce byla MC predikce dávkové distribuce v detekční rovině elektronického portálového zobrazovacího systému po průchodu záření pacientem. Za tímto účelem bylo nutné vykonat řadu kroků. Každý krok je popsán dále. 2.1 Model hlavice urychlovače Jednotlivé komponenty v hlavici urychlovače 2100C/D (obr. č. 2) byly modelovány na základě informací poskytnutých výrobcem lineárního urychlovače, firmou Varian. Použit byl systém BEAMnrc 7. Obrázek č. 2: Komponenty hlavice urychlovače. 2.2 Model elektronového svazku Elektronový svazek dopadající na terčík byl modelován jako monoenergetický s gaussovským prostorovým rozložením okolo centrální osy. Potřebné parametry energie a 4
9 FWHM byly stanoveny na základě měření dávkových profilů a hloubkových dávkových křivek ve velkém vodním fantomu a na základě jejich porovnání s křivkami z MC predikce. Profily a hloubkové dávkové křivky byly měřeny a modelovány pro různé velikosti polí pro svazek s nominální energií 6MV v geometrii SSD=100 cm. Profily byly měřeny v hloubce maxima (1,5 cm). Při modelování byly uvažovány různé energie a různé FWHM. Na základě analýzy odchylek naměřených křivek od modelovaných byla určena nejlepší kombinace parametrů 14, Mimo systému BEAMnrc byl pro simulaci dávkového rozložení ve velkém vodním fantomu použit i systém DOSXYZnrc, v němž byl velký vodní fantom nadefinován. 2.3 Tvorba fantomu pacienta Na základě CT řezů pacienta byl vytvořen fantom voxelové struktury, přičemž každému voxelu fantomu byla přiřazena hustota a materiál na základě přednastavené převodní křivky programu ctcreate. 2.4 Dávková distribuce v pacientovi Byla vypočtena dávková distribuce v pacientovi. Pro každé pacientovo pole byl vytvořen vstupní soubor v BEAMnrc. Výstupem MC simulace byl soubor s fázovým prostorem, který byl použit při definici zdroje v DOSXYZnrc. Při definici fantomu pacienta byl použit výstupní soubor programu ctcreate. Predikovaná dávková distribuce metodou MC byla naimportována na CT snímky a byla porovnána s predikcí dávkového rozložení z plánovacího systému. Analýza shody byla provedena na základě vizuálního porovnání izodóz 28, Konfigurace a ověření výpočetního algoritmu AAA Pro porovnání MC výpočtů s predikcemi z TPS byl preferován algoritmus AAA (Anisotropic Analytical Algorithm). V porovnání s algoritmem PBC (Pencil Beam Convolution) poskytuje AAA přesnější predikci v heterogenním prostředí a přesnější výpočet dávky od rozptýleného záření. AAA však tehdy nebyl nakonfigurován a bylo třeba jej nakonfigurovat. Byla měřena velká série dat, tzv. beam dat, měřili se hloubkové dávkové křivky, profily, faktory velikosti pole, klínové faktory 35,36,38. Po konfiguraci bylo třeba algoritmus důkladě ověřit oproti měření a oproti PBC algoritmu. 2.6 Model EPID Elektronický portálový zobrazovací systém byl namodelován v DOSXYZnrc dle údajů poskytnutých výrobcem 21,22. Knihovna účinných průřezů v EGSnrc však neobsahovala data pro některé materiály obsažené v detektoru a proto bylo třeba v programu PEGS4 vytvořit svůj vlastní soubor s daty účinných průřezů pro všechny uvažované materiály. Model 5
10 detektoru byl ověřen na základě porovnání naměřených a simulovaných odezev v detekční vrstvě portálu pro množství pravidelných i nepravidelných polí. Při vyhodnocení byla uvažována gama analýza. Také byla zkoumána možnost náhrady portálu blokem vody s cílem zkrácení výpočetní doby simulace. Při simulaci transportu záření složitým detektorem totiž dochází k častému přechodu záření rozhraním materiálů a výrazně se tak navyšuje doba výpočtu. Odezvy v portálu byly měřeny pro množství pravidelných polí různých velikostí. Pro stejná pole byly následně odezvy simulovány jednak v portálu tak ve vodě. Naměřené a nasimulované odezvy byly mezi sebou vzájemně porovnány na základě gama analýzy a byla zvážena možnost náhrady portálu vodou. U každé simulace byl sledován i počet historií za hodinu. 2.7 Kalibrace EPID Detektor EPID byl nakalibrován k dozimetrickým účelům. Kalibrace sestávala z následujících kroků 37 : 1. Pořízení obrazu dark field bez radiace. Obraz slouží k určení odezvy každého pixelu v matici na pozadí. 2. Pořízení obrazu flood field ozářením celé senzitivní části detektoru. Flood field obraz slouží k určení relativní citlivosti každého pixelu v matici. Odezva každého pixelu je korigována dle rovnice:, přičemž DF značí Dark field, FF značí Flood field, značí střední hodnotu všech FF hodnot a indexy i,j z intervalu 1:384 a 1:512 značí jednotlivé pixely v matici. 3. Korekce na základě dávkového profilu, která slouží k zachování dozimetrických vlastností svazku. Portálový obraz je vynásoben radiálně symetrickou korekční maticí vygenerovanou z naměřeného diagonálního profilu ve vodě pro pole 40x40 cm 2 nebo z diagonálního profilu získaného z MC simulace odezvy v portálu na pole 40x40 cm Převod signálu na dávku. Signály vygenerované ozářením detektoru byly vztaženy k dávce naměřené referenční ionizační komorou při kalibraci. Při kalibraci dávky byla ionizační komora pro 6 MV fotonový svazek umístěna ve vodním fantomu v hloubce 1,5 cm při SSD 98,5 cm. Odezva takto umístěné komory na 100 MU na pole o velikosti 10x10 cm 2 byla 1 Gy. Při kalibraci portálu byla aktivní vrstva detektoru umístěna do vzdálenosti 105 cm od zdroje. Portál byl nazářen rovněž 100 MU 6MV svazkem a velikostí pole 10x10 cm 2 (velikost pole je definována ve vzdálenosti 100 cm od zdroje). Odezvě detektoru byla tedy dle čtvercového zákona přiřazena hodnota kalibračních jednotek (CU). 6
11 2.8 Transmise RW3 fantomem Na portál byl umístěn voděekvivalentní RW3 fantom 18 (30x30x5 cm 3 ) a byl ozářen množstvím nepravidelných polí, vždy z nulového úhlu gantry. V průběhu záření byly měřeny portálové dávkové mapy, které byly následně predikovány i metodou Monte Carlo. Naměřené a nasimulované obrazy byly porovnány a vyhodnoceny na základě gama analýzy. 2.9 Tvorba sloučeného, pootočeného a ROI fantomu (Region Of Interest fantom - fantom oblasti zájmu) Byl vytvořen fantom, v němž byl obsažen pacient i portál současně (obr. č. 3). Původně byl pacient modelován jako CT voxel fantom v programu ctcreate, zatímco EPID byl modelován na základě geometrické definice voxelů a materiálů v nich v programu DOSXYZnrc. Program DOSXYZnrc však tvorbu sloučeného fantomu neumožňuje 14-18, Sloučení fantomů bylo řešeno tvorbou skriptu v matematickém programovacím jazyku MATLAB. Byla zohledněna možnost ozáření pacienta z libovolného úhlu natočení hlavice urychlovače (obr. č. 4). Situace, kdy pacient leží během ozařování nehybně na stole, zatímco gantry a portál jsou otočeny o úhel theta, byla za účelem predikce transmisní dávkové distribuce zjednodušena. Geometricky je ozáření pacienta z úhlu theta totožné s ozářením pacienta z 0, přičemž pacient musí být otočen o negativní úhel theta. Portál je pevně spjatý s hlavicí ozařovače, čili rovněž jako hlavice i portál zůstává bez pootočení 14,16,17,21-25 (obr. č. 5). V rámci práce byl tedy vytvořen jednak skript, jehož výstupem byl CT fantom pacienta pootočený o libovolný uživatelem definovaný úhel, tak skript, jehož výstupem bylo sloučení pootočeného CT fantomu pacienta s detektorem. Za účelem snížení výpočetní doby simulace byl vytvořen skript, jehož výstupem bylo oříznutí původního fantomu dle oblasti zájmu. Zájmová oblast fantomu byla volena v závislosti na směru a geometrii ozařovacího pole. Obrázek č. 3: Ozáření pacienta při nulovém úhlu natočení gantry. Žlutý bod značí izocentrum. 7
12 Obrázek č. 4: Ozáření pacienta při natočení gantry o úhel theta. Žlutý bod značí izocentrum. Obrázek č. 5: Rotace pacienta o negativní úhel theta použitá za účelem stanovení transmisní dávkové mapy při ozáření pacienta z úhlu theta. Žlutý bod značí izocentrum Transmisní in-vivo dozimetrie Další krok byl již věnován přímé transmisní in-vivo dozimetrii. Byla měřena a predikována dávková rozložení detekovaná v portálu po průchodu záření pacientem. Transmisní portálové obrazy byly měřeny u více frakcí. Rozložení byla mezi sebou následně porovnána a vyhodnocena na základě gama analýzy. Uvažována byla ozařovací pole s různými ozařovacími úhly 14,16-19,21-25, Kalibrace CT Pozornost byla věnována i kalibraci CT. Při tvorbě kalibrační křivky převádějící CT číslo každého voxelu na hustotu a materiál byla uvažována jednak běžná kalibrace na základě tkáňově ekvivalentních vzorků, tak kalibrace stoichiometrická
13 3. METODY ZPRACOVÁNÍ 3.1 Analýza dávkového rozložení Měřené a predikované dávkové distribuce byly porovnány na základě ortogonálních dávkových profilů a na základě gama analýzy. Porovnání na základě dávkových profilů je vhodné pro případ jednoduchých svazků, kde lze aplikovat celou řadu objektivních kritérií, jako např. hodnotu polostínu, homogenity či symetrie svazku. V případě složitějších distribucí však nemůže metoda zcela vyhovět. Dávkové profily mohou být ale výbornou pomůckou pro geometrické zorientování srovnávaných matic při nejistém určení referenčního bodu. Při porovnání komlikovanějších rozložení byla preferována gama analýza, která kombinuje kritérium dávkového rozdílu a kritérium vzdálenosti do bodu o stejné dávce (DTA). Na základě gama metody jsou získány numerické gama indexy, které jsou měřítkem shody dvou dávkových rozložení. Za nevyhovující se považují body s gama indexem větším než jedna. Výpočet distribuce gama indexů probíhá následujícím způsobem. Pro každý bod v referenční dávkové distribuci jsou při výpočtu gama hodnot uvažovány všechny body z okolí ve vyhodnocované dávkové distribuci. Ze všech spočtených gama hodnot pro daný bod v referenční dávkové distribuci je vybráno minimum a to je právě gama indexem v daném bodě. Totožným způsobem se gama index vyčísluje pro každý z bodů referenční distribuce. Gama hodnota se počítá vztahem: kde r r je umístění referenčního bodu, D r (r r ) je dávka v referenčním bodě, r e je umístění bodu ve vyhodnocované distribuci, D e (r e ) je dávka v bodě r e, d m je kritérium DTA (např 3 mm), D M je kritérium dávky a obvykle se vztahuje k cílové dávce v izocentru (např. 3 % dávky v izocentru). Čili v okolí kolem bodu r r s dávkou D r (r r ) se prozkoumávají všechna r e s dávkou D e (r e ), pro které je následně spočtena gama hodnota podle výše uvedeného vztahu. Poté se z těchto spočtených gama hodnot vybere minimální hodnota a ta je gama indexem v bodě r r. Uvedené lze zapsat vztahem: Tímto způsobem se postupuje v každém referenčním bodě 13. 9
14 PDD [%] 4. VÝSLEDKY 4.1 Model hlavice urychlovače Byl vytvořen model urychlovače Varian 2100C/D (obr. č. 6). Obrázek č. 6: Model hlavice urychlovače. 4.2 Model elektronového svazku Jako nejvhodnější kombinace parametrů energie a pološířky vstupního elektronového svazku byla stanovena energie 6.3 MeV a pološířka 0.1 cm. Nasimulované i naměřené hloubkové dávkové křivky a profily pro vyladěný svazek pro pole o velikosti 3x3cm 2, 6x6cm 2 a 10x10cm 2 jsou uvedeny v grafech č. 1 a PDD (E 6.3 MeV, FWHM 0.1 cm, pole 3x3, 6x6, 10x10 cm 2 ) Hloubka [cm] měření - 10x10 cm2 MC - E 6.3 MeV, FWHM 0.1 cm, 10x10 cm2 měření - 6x6 cm2 MC - E 6.3 MeV, FWHM 0.1 cm, 6x6 cm2 měření - 3x3 cm2 MC - E 6.3 MeV, FWHM 0.1 cm, 3x3 cm2 Graf č. 1: PDD vyladěného svazku. 10
15 Dávka [%] Dávkové profily (E 6.3 MeV, FWHM 0.1 cm, pole 3x3, 6x6 a 10x10 cm 2 ) měření - 10x10 cm2 MC - E 6.3 MeV, FWHM 0.1 cm, 10x10 cm2 měření - 6x6 cm Vzdálenost od CAX [cm] 5 10 Graf č. 2: Profily vyladěného svazku. 4.3 Tvorba fantomu pacienta MC - E 6.3 MeV, FWHM 0.1 cm, 6x6 cm2 měření - 3x3 cm2 MC - E 6.3 MeV, FWHM 0.1 cm, 3x3 cm2 Fantom pacienta byl vytvořen v programu ctcreate na základě CT snímků, přičemž s ohledem na výpočetní čas simulace byla zvolena mřížka 0.2 x 0.2 x 0.2 cm Dávková distribuce v pacientovi Dávková distribuce v pacientovi predikovaná metodou Monte Carlo byla porovnána s výpočtem z plánovacího systému na základě vizuálního porovnání izodóz. Z izodóz byla pozorována dobrá shoda, (obr. č. 7 a 8). Obrázek č. 7: Dávková distribuce predikovaná metodou MC. 11
16 Obrázek č. 8: Dávková distribuce predikovaná v plánovacím systému Eclipse. 4.5 Konfigurace a ověření výpočetního algoritmu AAA AAA algoritmus byl nakonfigurován, ověřen a mohl být použit pro účely porovnání s MC výpočty. 4.6 Model EPID Elektronický portálový zobrazovací systém byl namodelován a ověřen. Průměrné hodnoty gama získané při porovnání naměřených a nasimulovaných odezev byly v rozmezí 0.31 až 0.4 pro kritéria 3%, 3mm a v rozmezí 0.23 až 0.3 pro kritéria 4%, 4mm. Také byla zkoumána možnost nahrazení složitého modelu elektronického portálového zobrazovacího systému vodou za účelem snížení výpočetního času MC simulace. V případě nahrazení portálu vodou byl za daný čas simulován více než čtyřikrát větší počet historií. Statistická nejistota výpočtu tak byla za daný čas snížena více než o dvojnásobek. Predikované dávkové distribuce v portálu a ve vodě byly porovnány s měřením ale i mezi sebou. Výsledky gama analýzy byly v případě měření versus MC predikce ve vodě jen nepatrně horší v porovnání s výsledky gama analýzy v případě měření versus MC predikce v detekční vrstvě portálu. Pro každé pole se průměrné hodnoty gama lišily jen o pár setin. V případě MC predikce v detekční vrstvě portálu versus MC predikce ve vodě byly průměrné hodnoty gama v rozmezí 0.10 až 0.22 pro kritéria 3%, 3mm a v rozmezí 0.09 až 0.17 pro kritéria 4%, 4mm. Tyto nízké hodnoty gama značí dobrou shodu mezi predikcí v portálu a ve vodě. Lze tedy usoudit, že nahrazení portálu vodou je dostačující a místo složitého portálu byl tedy dále modelován již jen blok vody. 4.7 Kalibrace EPID Následně byla uvažována kalibrace EPID. Detektor byl kalibrován na základě naměřeného diagonálního profilu ve vodě, MC simulovaného diagonálního profilu v portálu a na základě dávky naměřené referenční ionizační komorou. 12
17 4.8 Transmise RW3 fantomem Výsledné průměrné hodnoty gama získané při porovnání naměřených a nasimulovaných odezev byly v rozmezí 0.34 až 0.4 pro kritéria 3%, 3mm a v rozmezí 0.25 až 0.3 pro kritéria 4%, 4mm. Hodnoty byly velmi podobné a občas jen nepatrně horší při porovnání s hodnotami v části 4.6. Pozorované bylo v souladu s očekáváním, neboť v cestě svazku zde vystupuje navíc fantom, způsobující zeslabení a rozptyl. 4.9 Tvorba pootočeného, sloučeného a ROI fantomu V matematickém programovacím jazyku MATLAB byly vytvořeny tři skripty. Výstupem prvního skriptu byl pootočený CT fantom pacienta. Výstupem druhého skriptu byl sloučený fantom skládající se z pootočeného CT fantomu pacienta a z detektoru EPID včetně mezery mezi nimi. Výstupem třetího skriptu byl ROI fantom obsahující zájmovou oblast původního fantomu Transmisní in-vivo dozimetrie Obrázek č. 9: Obrázek č. 10: Naměřená dávková rovina. MC predikovaná dávková rovina. Obrázek č. 11: Gama distribuce (měření x MC predikce). 13
18 Výsledky získané z porovnání naměřených a predikovaných transmisních obrazů byly vyhovující. Průměrné hodnoty gama byly v rozmezí 0.1 až 0.6 pro kritéria 3%, 3mm, nicméně v případě in-vivo transmisní dozimetrie zatím nebyly stanoveny žádné tolerance na výsledné gama hodnoty. Za tímto účelem by bylo třeba shromáždit a vyhodnotit naměřené a predikované transmisní portálové obrazy pro dostatečně velký soubor pacientů a dostatečný počet frakcí. Toto by ale již přesahovalo rámec a cíle práce a jedná se spíše o námět na budoucí práci. Přednostněji bylo třeba uvážit a omezit možné příčiny nesouhlasu porovnávaných rozložení. Byly uváženy faktory, které mají vliv na správnost a přesnost predikce transmisní distribuce. Vliv má model hlavice urychlovače (Hlavice byla modelována přesně dle údajů poskytnutých od výrobce.), model svazku (Svazek byl aproximován dle doporučení monoenergetickým s gaussovským rozložením okolo centrální osy.), transport záření látkou (Parametry, které určují jakým způsobem probíhá transport částic v médiu, byly optimalizovány z hlediska charakteru řešené úlohy. Pozornost byla věnována optimálnímu využití všech možností vedoucích ke snížení výpočetního času simulace.), model pacienta (Velikost mřížky fantomu pacienta byla kompromisem mezi informací o materiálovém složení v pacientovi a výpočetním časem simulace. Při konverzi CT čísel na hustotu byla použita implicitní křivka programu ctcreate.), stůl (U Monte Carlo simulace nebyl brán stůl v úvahu.), model detektoru (Detektor byl nahrazen blokem vody, přičemž možnost nahrazení byla ověřena.), lineární interpolace (Predikovaná distribuce dávky v detekční vrstvě portálu byla interpolována na jemnější mřížku. Problém interpolace nastává převážně v oblasti s vysokým spádem dávky.), statistická nejistota výpočtu (Požadovaná přesnost byla dosažena simulací dostatečně velkého počtu historií. Úlohy byly zpracovány paralelně.). Uváženy byly také faktory ovlivňující měřený transmisní portálový obraz. Na měření má vliv stabilita ozařovacího systému (Ověřována v rámci zkoušek provozní stálosti a dlouhodobé stability.), nejistota nastavení pacienta, distribuce tkání v pacientovi (Během pořízení CT a během jednotlivých frakcí se distribuce tkání liší.), odezva detektoru (Detektor byl vždy před náběrem transmisních obrazů kalibrován.) Kalibrace CT Převodní křivky získané z kalibrace CT na základě tkáňově ekvivalentních vzorků a z kalibrace stoichiometrické byly vykresleny a porovnány společně s implicitní převodní křivkou programu ctcreate (graf č. 3). V budoucnosti bude při tvorbě voxelového fantomu pacienta preferována převodní křivka získaná ze stoichiometrické kalibrace CT. Křivka je charakteristická pro dané CT a navíc uvažuje značné množství lidských tkání. 14
19 Hustota [g/cm 3 ] Kalibrace CT 2 1,5 1 Kalibrace CT na základě vzorků Stoichiometrická kalibrace Defaultní kalibrace programu ctcreate 0, Škálované Hounsfieldové jednotky [HU] Graf č. 3: Kalibrace CT. 5. ZÁVĚR V souladu se stanovenými cíly práce byla vyvinuta a ověřena metoda, která umožňuje ověření správného ozáření pacienta. Naměřené transmisní portálové obrazy byly porovnány s obrazy predikovanými metodou MC, přičemž statistická nejistota MC výpočtu na hladině významnosti 2 sigma byla nižší než 2 %. Za účelem predikce transmisních portálových map byla v rámci práce namodelována hlavice urychlovače včetně vstupního elektronového svazku, byl vytvořen fantom pacienta a byl modelován portál. Pozornost byla věnována tvorbě vlastních skriptů v jazyce MATLAB, jejichž výstupem bylo sloučení fantomu pacienta s detektorem, rotace pacienta o libovolný úhel a tvorba fantomu na základě výběru oblasti zájmu. Vytvořeny byly skripty sloužící ke kalibraci EPID a skripty sloužící k extrakci predikované dávky a statistické nejistoty z výstupního MC souboru. Na základě porovnání naměřených a predikovaných transmisních map lze ověřit správnost ozáření pacienta z každého ozařovacího pole, v čemž spočívá hlavní přínos prezentované metody. Lze tak ověřit správnou realizaci fluenční mapy i správnou geometrickou pozici pacienta vůči geometrii reprezentované plánovací sérií CT snímků, a to vše při skutečném ozáření pacienta. Ve světě existují práce, které se tématu přímé transmisní dozimetrie věnují. V ČR se však transmisní dozimetrie na žádném pracovišti neprovádí. Důvodem je nemožnost predikce transmisních portálových obrazů plánovacími systémy. Právě proto byla v disertační práci při predikci transmisních obrazů uvažována metoda MC. V ČR se verifikují dávkové distribuce komplikovaných polí pouze před ozářením pacienta, lze tak zkontrolovat funkčnost ozařovače z mechanického i dozimetrického hlediska, nicméně informaci o skutečné 15
20 úspěšnosti ozáření tak nezískáme. Transmisní in-vivo verifikace naopak hodnocení správnosti ozáření pacienta umožňuje. Mimo ověření mechanické a dozimetrické stability urychlovače je ověřena i správná a reprodukovatelná lokalizace cílového objemu a kritických orgánů během léčby. Prezentovaná metodika predikce transmisních dávkových map je velkým přínosem a může být využita v klinické praxi za účelem zvýšení kvality radioterapie. Z hlediska velké časové náročnosti MC simulace je však využití metody omezeno pouze pro menší počet pacientů. Úlohy byly řešeny paralelně na vícejádrovém procesoru, nicméně v budoucnu by měla být věnována pozornost tvorbě výpočetního clusteru složeného z velkého počtu výkonných procesorů. Dalším námětem na budoucí práci by mohlo být sledování výsledků transmisní verifikace u množství pacientů. Uvažována by byla jednotlivá ozařovací pole a jednotlivé frakce. Naměřené a predikované transmisní mapy by byly porovnány rovněž jako v disertační práci na základě gama analýzy, přičemž sledovaným parametrem by byla rovněž střední hodnota gama. Vedle výsledků transmisní verifikace u jednotlivých pacientů by byla sledována i jejich úspěšnost léčby. Pacienti by byli rozděleni do skupin dle diagnózy, rozsahu onemocnění (klasifikace TNM) a možná i věku a pohlaví. Na základě vyhodnocení dostatečně velkého souboru dat by bylo možné následně stanovit tolerance na sledovaný parametr střední hodnoty gama. 6. SEZNAM POUŽITÉ LITERATURY [1] E.B. Podgorsak. Radiation Oncology Physics. A Handbook for Teachers and Students. Vienna: IAEA, ISBN [2] Philip Mayles, Alan Nahum, Jean-Claude Rosenwald. Handbook of Radiotherapy Physics: Theory and Practice. Taylor & Francis Group - USA ISBN ; ISBN [3] S. Webb. The Physics of Three-Dimensional Radiation Therapy: Conformal Radiotherapy, Radiosurgery and Treatment Planning. Institute of Physics Publishing Bristol and Philadelphia - Cambridge ISBN X; ISBN Pbk. [4] S. Webb. The Physics of Conformal Radiotherapy: Advances in Technology. Institute of Physics Publishing Bristol and Philadelphia - Bristol ISBN (hbk); ISBN (pbk). [5] S. Webb. Intensity-Modulated Radiation Therapy. Taylor & Francis Group - New York & London ISBN (hbk); ISBN (pbk). [6] Kolektiv autorů. Principy a praxe radiační ochrany. Azin Praha
21 [7] D.W.O. Rogers, B. Walters, I. Kawrakow. BEAMnrc Users Manual. National Research Council of Canada. July 2009 [8] D.W.O. Rogers, B. Walters, I. Kawrakow. DOSXYZnrc Users Manual. National Research Council of Canada. July 2009 [9] I. Kawrakow, E. Mainegra-Hing, D.W.O. Rogers, F. Tessier, B. Walters. The EGSnrc Code System: Monte Carlo Simulation of Electron and Photon Transport. National Research Council of Canada [10] D.W.O. Rogers, B. Walters, I. Kawrakow. History by history statistical estimators in the BEAM code system. National Research Council of Canada [11] Monte Carlo Simulations: Efficiency Improvement Techniques and Statistical Considerations. Integrating New Technologies into the Clinic: Monte Carlo and Image-Guided Radiation Therapy. Department of Radiation Oncology, Allegheny General Hospital, Pittsburg, Pennsylvania; National Research Council of Canada, Ontario, Canada; Physics Department, Carleton University, Ontario, Canada. 2006, [12] M. Fragoso, I. Kawrakow, B. A. Faddegon, T. D. Solberg, I. J. Chetty. Fast, accurate photon beam accelerator modeling using BEAMnrc: A systematic investigation of efficiency enhancing methods and cross-section data. Henry Ford Health System, Detroit, Michigan; National Research Council of Canada, Ontario, Canada; University of California, San Francisco, California; UT Southwestern Medical Center, Dallas, Texas. Medical Physics, Vol. 36, No. 12, (December 2009) [13] LOW, Daniel A., et al. A technique for the quantitative evaluation of dose distributions. Medical Physics. May 1998, vol. 25, no. 5, s [14] P.W. Chin, D.G. Lewis, J.P. Giddy. A Monte Carlo solution for external beam photon radiotherapy verification, Cardiff, UK. April 2005 [15] P.W. Chin, D.G. Lewis, R.J. Jarvis. Monte Carlo portal dosimetry for segmented IMRT verification using the SLIC, Cardiff, UK [16] P.W. Chin, E. Spezi, D.G. Lewis. Monte Carlo simulation of portal dosimetry on a rectilinear voxel geometry: a variable gantry angle solution. Physics in medicine and biology. 48 (2003) N231 N238 [17] P.W. Chin. Monte Carlo portal dosimetry. Thesis. University of Wales [18] Thuc M.Pham. Simulation of the transmitted dose in an EPID using a Monte Carlo Method. Thesis. Adelaide University. Australia [19] Paul D. Reich. A theoretical evaluation of transmission dosimetry in 3D conformal radiotherapy. Thesis. University of Adelaide
22 [20] Puangpen Tangboonduangjit. Intensity modulated radiation therapy dose maps: The matchline effect. Thesis. University of Wollongong [21] Jeffrey V. Siebers, Jong Oh Kim, Lung Ko, Paul J. Keall and Radhe Mohan. Monte Carlo computation of dosimetric amorphous silicon electronic portal images. Virginia Commonwealth University, The University of Texas. Medical Physics, Vol. 31, No. 7, (July 2004) [22] E. Spezi and D.G. Lewis. Full forward Monte Carlo calculation of portal dose from MLC collimated treatment beams. Velindre Hospital, Cardiff, UK. Physics in medicine and biology. 47 (2002) [23] R S Cufflin, E Spezi, A E Millin and D G Lewis. An investigation of the accuracy of Monte Carlo portal dosimetry for verification of IMRT with extended fields. Cardiff, UK. Physics in medicine and biology. 55 (2010) [24] R. Cufflin, D.G. Lewis, T. Millin. Monte Carlo portal dosimetry for IMRT verification. Cardiff University [25] T. Kairn, M. Dwyer, D. Warne, T. S. Markwell, J. V. Trapp, A. L. Fielding. CTCombine: Rotating and combining CT data with an accurate detector model, to simulate radiotherapy portal imaging at non-zero beam angles. Queensland University of Technology, Brisbane. [26] J. W. Jung, J. O. Kim, I. J. Yeo, Y.-B. Cho, S. M. Kim, S. DiBiase. Fast transit portal dosimetry using density-scaled layer modeling of asi-based electronic portal imaging device and Monte Carlo method. Department of Physics, East Carolina University; Department of Radiation Oncology, University of Pittsburg Cancer Institute; Department of Radiation Medicine, Loma Linda University Medical Center; Department of Radiation Oncology, Princess Margaret Hospital; Department of Radiation Oncology, Robert Wood Johnson School of Medicine. Medical Physics, Vol. 39, No. 12, (December 2012) [27] Steve B Jiang, Greg C Sharp, Toni Neicu, Ross I Berbeco, Stella Flampouri and Thomas Bortfeld. On dose distribution comparison. Massachusetts General Hospital and Harvard Medical School. USA. Physics in medicine and biology. 51 (2006) [28] James C L Chow and Michael K K Leung. A graphical user interface for calculation of 3D dose distribution using Monte Carlo simulations. University of Toronto and Radiation Medicine. Canada. Journal of Physics: Conference Series 102 (2008) [29] P. Manser, M.K. Fix, E.J. Born, D. Vetterli, R. Mini. Treatment Verification of IMRT by an a-si:h EPID and Monte Carlo. Institute for Biomedical Engineering, ETH and University of Zurich, Switzerland; Department of Radiation Oncology, Div. of Medical Radiation Physics, Inselspital and University of Berne, Switzerland [30] Karen Breitman, Satyapal Rathee, Chris Newcomb, Brad Murray, Don Robinson, Colin Field, Heather Warkentin, Sherry Connors, Marc MacKenzie, Peter Dunscombe, Gino Fallone. 18
23 Experimental validation of the Eclipse AAA algorithm. Journal of applied medical physics: Volume 8, number 2, spring 2007 [31] U. Schneider, E. Pedroni, A. Lomax. The calibration of CT Hounsfield units for radiotherapy treatment planning. University of Munich, Garching, Bavaria, Germany; Paul Scherrer Institute, Villigen, Switzerland. Phys. Med. Biol. 41 (1996) [32] U. Schneider, P. Pemler, J. Besserer, E. Pedroni, A. Lomax, B. K. Hotz. Patient specific optimization of the relation between CT-Hounsfield units and proton stopping power with proton radiography. Department of Radiation Oncology and Nuclear Medicine, Zürich, Switzerland; Department of Radiation Medicine, Paul Scherrer Institute, Villigen, Switzerland; Section of Diagnostic Imaging and Radio-Oncology, Vetsuisse Faculty, University of Zürich, Switzerland. Medical Physics, Vol. 32, No. 1, (January 2005) [33] Ch. B. Saw, A. Loper, K. Komanduri, T. Combine, S. Huq, C. Scicutella. Determination of ct-to-density conversion relationship for image-based treatment planning systems. Department of Radiation Oncology, University of Pittsburgh Medical Center, Pittsburgh. Medical Dosimetry, Vol. 30, No. 3, (2005) [34] U. Schneider, E. Pedroni. Proton radiography as a tool for quality control in proton therapy. Department of radiation Medicine, Paul Scherrer Institute, Villigen, Switzerland. Medical Physics, Vol. 22, No. 4, (April 1995) [35] Beam configuration reference guide. Eclipse. Varian Medical Systems. March 2008 [36] Eclipse Algorithms Reference Guide. Eclipse. Varian Medical Systems. July 2008 [37] Portal Imaging And Portal Dosimetry Reference Guide. Varian Medical Systems. April 2007 [38] External Beam Planning Reference Guide. Eclipse. Varian Medical Systems. July 2008 [39] Dr. James. C.L. Chow, Michael K.K. Leung. DOSCTP Users Manual. Princess Margaret Hospital, University Health Network. Toronto, Canada, 2006 [40] ICRP 1975 Report of the Task Group on Reference Man: ICRP Publication 23 [41] ICRU 1989 Tissue Substitutes in Radiation Dosimetry and Measurement: ICRU Report 44 19
Transmisní portálová in-vivo dozimetrie
Transmisní portálová in-vivo dozimetrie 6. Konference radiologické fyziky Ing. Klára Badraoui Čuprová, Ph.D. cuprovak@centrum.cz 13.-15.4.2016 OBSAH PREZENTACE 1. Transmisní dozimetrie - PROČ? 2. O projektu
VíceModelování IMRT polí pomocí Monte Carlo systému EGSnrc/BEAMnrc
Modelování IMRT polí pomocí Monte Carlo systému EGSnrc/BEAMnrc S. Horová1, K. Badraoui Čuprová3, A. Kindlová2, O. Konček2 1 FJFI ČVUT, Praha 2 FN Motol, Praha 3 PTC, Praha Metoda Monte Carlo a systém EGSnrc/BEAMnrc
VíceSložitost fluencí pro IMRT pole
Složitost fluencí pro IMRT pole Ing. Tereza Kulatá 1) Mgr. Vladimír Vondráček 2) Ing. Klára Badraoui-Čuprová 2) 1) FJFI ČVUT v Praze Katedra dozimetrie a aplikace ionizujícího záření 2) Radiofyzikální
VíceNaše zkušenosti s portálovou dozimetrií MACHALA S., ŠEVČÍKOVÁ L., RICHTEROVÁ H.
Naše zkušenosti s portálovou dozimetrií MACHALA S., ŠEVČÍKOVÁ L., RICHTEROVÁ H. 1 Úvod V posledním období dochází k masívnímu rozvoji maticových detektorů pro měření fluence či absorbované dávky. Mezi
Více3. MINIMÁLNÍ SEZNAM TEST
Doporučení SÚJB Zavedení systému jakosti při využívání významných zdrojů ionizujícího záření v radioterapii lineární urychlovače pro 3D konformní radioterapii a IMRT 2006 OPRAVA A DOPLNĚNÍ 1.4.2010 Tato
VícePROBLÉMY A CHYBY ODHALENÉ NEZÁVISLÝMI PROVĚRKAMI RADIOTERAPEUTICKÝCH OZAŘOVAČŮ LESSONS LEARNED
PROBLÉMY A CHYBY ODHALENÉ NEZÁVISLÝMI PROVĚRKAMI RADIOTERAPEUTICKÝCH OZAŘOVAČŮ LESSONS LEARNED Irena Koniarová, Ivana Horáková, Vladimír Dufek, Helena Žáčková NEZÁVISLÉ PROVĚRKY V RADIOTERAPII 1996 2016:
VíceZhodnocení dozimetrických vlastností MicroDiamond PTW detektoru a jeho využití ve stereotaktických ozařovacích polích
Zhodnocení dozimetrických vlastností MicroDiamond PTW 60019 detektoru a jeho využití ve stereotaktických ozařovacích polích T. Veselský 1,2,4, J. Novotný Jr. 1,2,4, V. Paštyková 1,3,4, B. Otáhal 5, L.
VíceZásady bezpečného používání moderních radioterapeutických metod
Zásady bezpečného používání moderních radioterapeutických metod Ivana Horáková Irena Koniarová Vladimír Dufek Státní ústav radiační ochrany, v.v.i. Tato práce vznikla za podpory projektu TAČR č. TB01SUJB071.
VíceSrovnání metod preklinické verifikace VMAT plánů pro Elekta Versa HD. V. Paštyková, M. Šefl, A. Vidiševský, L. Cupal, L. Štelciková, P.
Srovnání metod preklinické verifikace VMAT plánů pro Elekta Versa HD V. Paštyková, M. Šefl, A. Vidiševský, L. Cupal, L. Štelciková, P. Nováková 1 Dozimetrická verifikace VMAT Verifikace v bodě dávka Verifikace
VíceJak správně používat gama analýzu?
Jak správně používat gama analýzu? ING. TEREZA HANUŠOVÁ F J F I Č V U T T H O M A Y E R O V A N E M O C N I C E Gama analýza Guidelines for the Verification of IMRT. Edited by Georg Mijnheer. 1st ed. Brussels
VíceZkušenosti s verifikací ozařovací techniky VMAT Rapid Arc
Zkušenosti s verifikací ozařovací techniky VMAT Rapid Arc Karel Nechvíl, Jiří Mynařík Multiscan s.r.o., RC Pardubice www.multiscan.cz XXXIII. DNI RADIAČNEJ OCHRANY Hotel Sitno Štiavnické vrchy - Vyhne
VíceOCTAVIUS 4D IMRT Patient Plan Verification
OCTAVIUS 4D IMRT Patient Plan Verification Andrle Jaromír, CANBERRA- PACKARD s.r.o. Praha FN Motol VFN Praha Obsah 1 2 3 4 Proč OCTAVIUS 4D Co byste měli vědět Srovnání - jiné možnosti měření Výhled /
VíceCompany LOGO Stanovení orgánových dávek Monte Carlo simulací v programu EGSnrc
Stanovení orgánových dávek Monte Carlo simulací v programu EGSnrc Kateřina Chytrá Leoš Novák ČSFM 26.4.2018 Motivace 2 Verifikace měření Použití v klinické praxi? Experimentální stanovení orgánových dávek
VíceKonference radiologické fyziky 2010 a členská schůze ČSFM
Konference radiologické fyziky 2010 a členská schůze ČSFM Kouty nad Desnou, 2.-4.6.2010 Vladimír Dufek Diplomová práce Stanovení dávek pacientů z lokalizačních a verifikačních metod používaných v obrazem
VíceOKRUHY MODELOVÝCH SITUACÍ
Institut postgraduálního vzdělávání ve zdravotnictví Katedra klinického inženýrství OKRUHY MODELOVÝCH SITUACÍ k atestační zkoušce z praktické části vzdělávání v atestačním oboru Klinické inženýrství se
VíceKalibrace měřiče KAP v klinické praxi. Martin Homola Jaroslav Ptáček
Kalibrace měřiče KAP v klinické praxi Martin Homola Jaroslav Ptáček KAP kerma - area product kerma - area produkt, je používán v dozimetrii pacienta jednotky (Gy * m 2 ) kerma - area produkt = plošný integrál
VíceRadiologická fyzika (technika) v radioterapii Seznam přednášek a klinických praxí Letní semestr 2015 (RFRT1 a RTRT)
Radiologická fyzika (technika) v radioterapii Seznam přednášek a klinických praxí Letní semestr 2015 (RFRT1 a RTRT) 1 přednáška = 100 minut 1 praxe = 240 minut (pokud není uvedeno jinak) Klinické praxe
VíceKonference radiologické fyziky 2018
Konference radiologické fyziky 2018 Hrotovice, 25. - 27. 4. 2018 Český metrologický institut hlavní sídlo v Brně Inspektorát ionizujícího záření Od 1.5.2014 pouze pracoviště IZ pod OI Praha Konference
VíceZADÁVACÍ DOKUMENTACE VEŘEJNÉ ZAKÁZKY
ZADÁVACÍ DOKUMENTACE VEŘEJNÉ ZAKÁZKY Zakázka zadaná v otevřeném řízení dle 27 zákona 137/2006 Sb., o veřejných zakázkách, ve znění pozdějších předpisů Předmět veřejné zakázky Projekt: MODERNIZACE A OBNOVA
VíceLudmila Burianová 1, Jaroslav Šolc 1, Pavel Solný 2
Ludmila Burianová 1, Jaroslav Šolc 1, Pavel Solný 2 1 Český metrologický institut 2 Fakultní nemocnice Motol Beroun, 17. dubna 2015 Program EMRP European Metrology Research Programme; cíl: zkvalitnění
Více3.ZÁKLADNÍ POJMY 11 3.1. ROZDĚLENÍ NÁDORŮ 11 3.2.TNM SYSTÉM 11 3.3. INDIKACE RADIOTERAPIE PODLE ZÁMĚRU LÉČBY 14 3.4.
2. POSTAVENÍ RADIOTERAPIE V KOMPLEXNÍ LÉČBĚ NÁDORŮ 10 3.ZÁKLADNÍ POJMY 11 3.1. ROZDĚLENÍ NÁDORŮ 11 3.2.TNM SYSTÉM 11 3.3. INDIKACE RADIOTERAPIE PODLE ZÁMĚRU LÉČBY 14 3.4. FRAKCIONACE 15 4. FYZIKÁLNÍ ASPEKTY
VíceBeta, X and gamma radiation dose equivalent and dose equivalent rate meters for use in radiation protection
ČESKOSLOVENSKÁ NORMA MDT 621.317.794:614.898 Říjen 1992 MĚŘIČE DÁVKOVÉHO EKVIVALENTU A PŘÍKONU DÁVKOVÉHO EKVIVALENTU ZÁŘENÍ BETA, X A GAMA ČSN IEC 846 35 6569 Beta, X and gamma radiation dose equivalent
VíceMetrologické požadavky na měřidla používaná při lékařském ozáření Konference ČSFM a Fyzikální sekce ČSNM Rožnov pod Radhoštěm duben 2014
Metrologické požadavky na měřidla používaná při lékařském ozáření Konference ČSFM a Fyzikální sekce ČSNM Rožnov pod Radhoštěm duben 2014 Zuzana Pašková zuzana.paskova@sujb.cz 1 Obsah sdělení Kompetence
VíceCT - dozimetrie. Doc.RNDr. Roman Kubínek, CSc. Předmět: lékařská přístrojová fyzika
CT - dozimetrie Doc.RNDr. Roman Kubínek, CSc. Předmět: lékařská přístrojová fyzika CT dozimetrie Rozdělení dávky Definice dávky Instrumentace Definice CTDI Rizika, efektivní dávka Diagnostické referenční
VíceICS ČESKÁ NORMA Únor Thermoluminiscence dosimetry systems for personal and environmental monitoring
ICS 17. 240 ČESKÁ NORMA Únor 1996 TERMOLUMINISCENČNÍ DOZIMETRICKÉ SYSTÉMY PRO MONITOROVÁNÍ OSOB A PROSTŘEDÍ ČSN IEC 1066 35 6610 Thermoluminiscence dosimetry systems for personal and environmental monitoring
VíceSPECIALIZAČNÍ NÁPLŇ TECHNICKÁ SPOLUPRÁCE V OBORECH NUKLEÁRNÍ MEDICÍNY, RADIODIAGNOSTIKY A RADIOTERAPIE
SPECIALIZAČNÍ NÁPLŇ v oboru TECHNICKÁ SPOLUPRÁCE V OBORECH NUKLEÁRNÍ MEDICÍNY, RADIODIAGNOSTIKY A RADIOTERAPIE KLINICKÁ RADIOFYZIKA A PŘÍSTROJOVÁ TECHNIKA V RADIOTERAPII 1. Cíl specializační přípravy Obor
VíceNezávislé prověrky na místě v radioterapii Obsah
Nezávislé prověrky na místě v radioterapii Obsah 1 Úvod... 2 2 Seznam zkratek... 2 3 Přehled nezávislých prověrek v radioterapii... 3 4 Nezávislá prověrka lineárního urychlovače... 5 5 Nezávislá prověrka
VíceZkušenosti s aplikací protonové terapie. MUDr. Jiří Kubeš, Ph.D. PTC Praha
Zkušenosti s aplikací protonové terapie MUDr. Jiří Kubeš, Ph.D. PTC Praha Protonová terapie - východiska Protonová radioterapie je formou léčby ionizujícím zářením Ionizující záření lze použít k destrukci
VíceMěření osobních dávek při práci na nukleární medicíně a radioterapii
Měření osobních dávek při práci na nukleární medicíně a radioterapii Ing. Jan Singer, CSc., Bc. Jana Rusinová, Bc. Adéla Černohorská Katedra laboratorních metod Zdravotně sociální fakulty, Jihočeská univerzita
VíceStanovení dávky pacienta při nenádorové radioterapii v ČR
Stanovení dávky pacienta při nenádorové radioterapii v ČR Vladimír Dufek Helena Žáčková Ivana Horáková Státní ústav radiační ochrany, v.v.i., Praha Konference ČSFM Bystřice pod Pernštejnem, 14.-15.4.2016
VíceURGENTNÍ OPRAVA ZDRAVOTNICKÉHO PROSTŘEDKU URGENTNÍ BEZPEČNOSTNÍ UPOZORNĚNÍ PRO ZÁKAZNÍKA
Re: Rozdíly ve vizualizaci CIAO pole u IMRT v aplikacích Varian Obchodní název postiženého výrobku: 4D Integrated Treatment Console a TrueBeam Reference / Identifikátor FSCA: CP-05708 Datum oznámení: 2012-03-01
VícePrincip metody Transport částic Monte Carlo v praxi. Metoda Monte Carlo. pro transport částic. Václav Hanus. Koncepce informatické fyziky, FJFI ČVUT
pro transport částic Koncepce informatické fyziky, FJFI ČVUT Obsah Princip metody 1 Princip metody Náhodná procházka 2 3 Kódy pro MC Příklady použití Princip metody Náhodná procházka Příroda má náhodný
Více15 let auditů v RT. Vývoj a budoucnost auditů v radioterapii. Systém auditů v radioterapii v ČR základní audit. Radioterapeutická pracoviště v ČR
Vývoj a budoucnost auditů v radioterapii I. Horáková I. Koniarová, V. Dufek., H. Žáčková, D. Ekendahl Státní ústav radiační ochrany, v. v. i. Bartoškova 28, Praha 4 Nejnovější trendy radioterapie, stereotaktické
VíceČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE TEZE K DISERTAČNÍ PRÁCI
ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE TEZE K DISERTAČNÍ PRÁCI 2 České vysoké učení technické v Praze Fakulta jaderná a fyzikálně inženýrská Katedra dozimetrie a aplikace ionizujícího záření Vladimír Dufek
VíceNew inverse planning technology for image-guided cervical cancer brachytherapy: Description and evaluation within clinical frame
New inverse planning technology for image-guided cervical cancer brachytherapy: Description and evaluation within clinical frame Petra Trnková a Richard Pötter a, Dimos Baltas b,c, Andreas Karabis d, Elena
Víceradiační ochrana Státní úřad pro jadernou bezpečnost DOPORUČENÍ ZAVEDENÍ SYSTÉMU JAKOSTI PŘI VYUŽÍVÁNÍ
Státní úřad pro jadernou bezpečnost radiační ochrana DOPORUČENÍ ZAVEDENÍ SYSTÉMU JAKOSTI PŘI VYUŽÍVÁNÍ VÝZNAMNÝCH ZDROJŮ IONIZUJÍCÍHO ZÁŘENÍ V RADIOTERAPII LINEÁRNÍ URYCHLOVAČE POUŽÍVANÉ V RADIOTERAPII
VíceStrukturovaná péče v radioterapii. Jiří Petera Kl. onkologie a radioterapie FN a LF Hradec Králové
Strukturovaná péče v radioterapii Jiří Petera Kl. onkologie a radioterapie FN a LF Hradec Králové Postavení RT v léčbě nádorů 25% Chirurgie Radioterapie 55% 15% Chemoterapie 5% SBU. The Swedish council
VíceZáklady výpočetní tomografie
Základy výpočetní tomografie Doc.RNDr. Roman Kubínek, CSc. Předmět: lékařská přístrojová technika Základní principy výpočetní tomografie Výpočetní tomografie - CT (Computed Tomography) CT je obecné označení
VíceExpozice kosmickému záření na palubách letadel a vesmírných lodí
Expozice kosmickému záření na palubách letadel a vesmírných lodí I. Ambrožová 1, K. Pachnerová Brabcová 1, O. Ploc 1,2, J. Kubančák 1,3, Z. Kolísková 1,3 1 Oddělení dozimetrie záření, Ústav jaderné fyziky,
VíceZAVEDENÍ SYSTÉMU JAKOSTI PŘI VYUŽÍVÁNÍ VÝZNAMNÝCH ZDROJŮ IONIZUJÍCÍHO ZÁŘENÍ V RADIOTERAPII PLÁNOVACÍ SYSTÉMY PRO 3D KONVENČNÍ RADIOTERAPII
Radiační ochrana červen 2004 ZAVEDENÍ SYSTÉMU JAKOSTI PŘI VYUŽÍVÁNÍ VÝZNAMNÝCH ZDROJŮ IONIZUJÍCÍHO ZÁŘENÍ V RADIOTERAPII PLÁNOVACÍ SYSTÉMY PRO 3D KONVENČNÍ RADIOTERAPII SÚJB 1 OBSAH OBSAH... 2 SEZNAM ZKRATEK...
VícePožadavky na používání měřidel při lékařském ozáření podle atomového zákona a zákona o metrologii
Požadavky na používání měřidel při lékařském ozáření podle atomového zákona a zákona o metrologii 1. Úvod Účelem tohoto dokumentu je poskytnout držitelům povolení k činnostem podle atomového zákona (zákon
VíceProtonová terapie PTC Praha
Protonová terapie PTC Praha Lubomír Zámečník Vladimír Vondráček PTC www.ptc.cz Brzdné záření vs nabité částice Usmrcení nádorových buněk pomocí externích svazků záření Můžeme to udělat lépe? Ano, s částicemi
VíceNové NRS RF radiodiagnostika. Daníčková K.
Nové NRS RF radiodiagnostika Daníčková K. Věstník MZ 6/2015 Rok na úpravu (dosud platné z 2011) Zásadní změny: Ruší se výpočet efektivní dávky Stanovení orgánové dávky jen v definovaných případech Vyšetření
VícePRAKTIKUM III. Oddělení fyzikálních praktik při Kabinetu výuky obecné fyziky MFF UK. Pracoval: Jan Polášek stud. skup. 11 dne 23.4.2009.
Oddělení fyzikálních praktik při Kabinetu výuky obecné fyziky MFF UK PRAKTIKUM III Úloha č. XXVI Název: Vláknová optika Pracoval: Jan Polášek stud. skup. 11 dne 23.4.2009 Odevzdal dne: Možný počet bodů
VíceVliv přesnosti kalibrační křivky na výsledek verifikace plánů EBT3 filmem
Vliv přesnosti kalibrační křivky na výsledek verifikace plánů EBT3 filmem TEREZA HANUŠOVÁ, FJFI ČVUT A T HOMAYEROVA NEMOCNICE SIMONA BURYŠKOVÁ, GYMNÁZIUM MATYÁŠE L ERCHA BRNO 14.04.2016 KONFERENCE RADIOLOGICKÉ
VíceFRVŠ 2829/2011/G1. Tvorba modelu materiálu pro živé tkáně
FOND ROZVOJE VYSOKÝCH ŠKOL 2011 FRVŠ 2829/2011/G1 Tvorba modelu materiálu pro živé tkáně Řešitel: Ing. Jiří Valášek Vysoké učení technické v Brně Fakulta strojního inženýrství Spoluřešitel 1: Ing. David
VíceRadioterapie Radiační onkologie v nové legislativě. Seminář SÚJB pro lektory odborné přípravy Čestmír Berčík
Radioterapie Radiační onkologie v nové legislativě Seminář SÚJB pro lektory odborné přípravy 8.3.2017 Čestmír Berčík 1 Specifika radiační onkologie Kategorizace ZIZ pro účely zabezpečení : 1. kat. = Radionuklidový
Víceradiační ochrana DOPORUČENÍ ZAVEDENÍ SYSTÉMU JAKOSTI PŘI VYUŽÍVÁNÍ VÝZNAMNÝCH ZDROJŮ IONIZUJÍCÍHO ZÁŘENÍ V RADIOTERAPII
Státní úřad pro jadernou bezpečnost radiační ochrana DOPORUČENÍ ZAVEDENÍ SYSTÉMU JAKOSTI PŘI VYUŽÍVÁNÍ VÝZNAMNÝCH ZDROJŮ IONIZUJÍCÍHO ZÁŘENÍ V RADIOTERAPII LINEÁRNÍ URYCHLOVAČE PRO 3D KONFORMNÍ RADIOTERAPII
VíceKlinická dozimetrie v NM 131. I-MIBG terapie neuroblastomu
Klinická dozimetrie v NM 131 I-MIBG terapie neuroblastomu Prchalová D., Solný P., Kráčmerová T. Klinika nukleární medicíny a endokrinologie 2. LF UK a FN Motol 7. Konference radiologické fyziky Harrachov,
VíceZajímavosti z konference. Ing. Petr Paluska, Klinika onkologie a radioterapie, FN Hradec Králové
Zajímavosti z konference Ing. Petr Paluska, Klinika onkologie a radioterapie, FN Hradec Králové Novel technologies in radiation therapy Hadron therapy Prospects in detectors and medical imaging Imaging
Více2. Prostudovat charakter interakcí různých částic v hadronovém kalorimetru
1 Pracovní úkol 1. Seznámit se s interaktivní verzí simulace 2. Prostudovat charakter interakcí různých částic v hadronovém kalorimetru 3. Kvantitativně srovnat energetické ztráty v kalorimetru pro různé
VíceVliv úhlu distální anastomózy femoropoplitálního bypassu na proudové charakteristiky v napojení
Vliv úhlu distální anastomózy femoropoplitálního bypassu na proudové charakteristiky v napojení Manoch Lukáš Abstrakt: Práce je zaměřena na stanovení vlivu úhlu napojení distální anastomózy femoropoplitálního
VíceMĚŘENÍ OBJEMŮ V PET/CT OBRAZECH PRO ÚČELY RADIOTERAPIE - na co si dát pozor?
MĚŘENÍ OBJEMŮ V PET/CT OBRAZECH PRO ÚČELY RADIOTERAPIE - na co si dát pozor? Ing. Jaroslav Ptáček, Ph.D. Oddělení lékařské fyziky a radiační ochrany Fakultní nemocnice Olomouc Obsah přednášky - efekt částečného
VíceNávrh rozsahu přejímacích zkoušek a zkoušek dlouhodobé stability. skiagrafických radiodiagnostických rtg zařízení s digitalizací obrazu.
Návrh rozsahu přejímacích zkoušek a zkoušek dlouhodobé stability skiagrafických radiodiagnostických rtg zařízení s digitalizací obrazu. 2007 Objednatel: Zhotovitel: Státní úřad pro jadernou bezpečnost
VíceProtonová radioterapie? Náklady nebo úspory?
Protonová radioterapie? Náklady nebo úspory? Proč tu jsme? K čemu??? 1969 1975 1989 1990 1991 1993 1994 1995 1996 1998 1999 2001 2002 2003 2004 2006 2007 2008 2009 2010 2011 2012 2013 Protonová terapie
VíceLaboratoř RTG tomografice CET
Výzkumná zpráva Pro projekt NAKI DF12P01OVV020 Komplexní metodika pro výběr a řemeslné opracování náhradního kamene pro opravy kvádrového zdiva historických objektů Laboratoř RTG tomografice CET Vypracovala:
VícePROHLOUBENÍ ODBORNÉ SPOLUPRÁCE A PROPOJENÍ ÚSTAVŮ LÉKAŘSKÉ BIOFYZIKY NA LÉKAŘSKÝCH FAKULTÁCH V ČESKÉ REPUBLICE CZ.1.07/2.4.00/17.
PROHLOUBENÍ ODBORNÉ SPOLUPRÁCE A PROPOJENÍ ÚSTAVŮ LÉKAŘSKÉ BIOFYZIKY NA LÉKAŘSKÝCH FAKULTÁCH V ČESKÉ REPUBLICE CZ.1.07/2.4.00/17.0058 Zpráva z odborné stáže na pracovišti Protonového centra v Praze na
VíceVyjadřování přesnosti v metrologii
Vyjadřování přesnosti v metrologii Měření soubor činností, jejichž cílem je stanovit hodnotu veličiny. Výsledek měření hodnota získaná měřením přisouzená měřené veličině. Chyba měření výsledek měření mínus
VíceGATE Software pro metodu Monte Carlo na bázi GEANTu
GATE Software pro metodu Monte Carlo na bázi GEANTu Jiří Trnka 1, Jiří Terš 2 1 Oddělení radiační ochrany Všeobecné fakultní nemocnice v Praze 2 Radioizotopové pracoviště IKEM Co je to GATE? Software pro
VíceZobrazovací systémy v transmisní radiografii a kvalita obrazu. Kateřina Boušková Nemocnice Na Františku
Zobrazovací systémy v transmisní radiografii a kvalita obrazu Kateřina Boušková Nemocnice Na Františku Rentgenové záření Elektromagnetické záření o λ= 10-8 10-13 m V lékařství obvykle zdrojem rentgenová
VíceSTANOVENÍ DÁVKY V PRAXI RTG DIAGNOSTIKY - ALTERNATIVNÍ PŘÍSTUPY
STANOVENÍ DÁVKY V PRAXI RTG DIAGNOSTIKY - ALTERNATIVNÍ PŘÍSTUPY Dny radiační ochrany 2007 6.11.2007 Zdeněk Kopecký, Pavel Kratochvíl, Kateřina Bradáčová (Fakultní nemocnice Brno) Radiologiký fyzik v radiodiagnostice
VíceŠum v obraze CT. Doc.RNDr. Roman Kubínek, CSc. Předmět: lékařská přístrojová fyzika
Šum v obraze CT Doc.RNDr. Roman Kubínek, CSc. Předmět: lékařská přístrojová fyzika Šum v CT obraze co to je? proč je důležitý jak ho měřit? šum a skenovací parametry - osové skenovací parametry - spirálové
VíceMožnosti plánování, verifikace a dozimetrie při radiojodové terapii pilotní studie
Možnosti plánování, verifikace a dozimetrie při radiojodové terapii pilotní studie Pavel Solný 1,2, Petr Vlček 1, Lenka Jonášová 1, Jaroslav Zimák 1, Dana Prchalová 1 1 Klinika nukleární medicíny a endokrinologie
VíceZKUŠENOSTI S POUŽITÍM MĚŘIČE AKTIVITY ATOMLAB 500
ZKUŠENOSTI S POUŽITÍM MĚŘIČE AKTIVITY ATOMLAB 500 Jiří Štěpán KNM FN Brno a LF MU 33. Pracovní dny sekce radiofarmacie, 1. - 3. 6. 2011 - Rožnov pod Radhoštěm Charakteristiky důležité pro praktické použití
VíceOptimalizace zobrazovacího procesu digitální mamografie a změny zkoušek provozní stálosti. Antonín Koutský
Optimalizace zobrazovacího procesu digitální mamografie a změny zkoušek provozní stálosti Antonín Koutský Mamografická rtg zařízení záznam obrazu na film digitální záznam obrazu nepřímá digitalizace (CR)
VíceČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE
ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ V PRAZE TEZE K DISERTAČNÍ PRÁCI České vysoké učení technické v Praze Fakulta jaderná a fyzikálně inženýrská Katedra dozimetrie a aplikace ionizujícího záření Ondřej Konček
VíceTERMINOLOGIE ... NAMĚŘENÁ DATA. Radek Mareček PŘEDZPRACOVÁNÍ DAT. funkční skeny
PŘEDZPRACOVÁNÍ DAT Radek Mareček TERMINOLOGIE Session soubor skenů nasnímaných během jednoho běhu stimulačního paradigmatu (řádově desítky až stovky skenů) Sken jeden nasnímaný objem... Voxel elementární
VíceMěření kosmického záření
Měření kosmického záření D. Jochcová 1, M. Stejskal 2, M. Kozár 3, M. Melčák 4, D. Friedrich 5 1 Wichterlevo gymnázium, Ostrava oxiiiii@centrum.cz 2 Gymnázium Litoměřická, Praha marek.sms@gmail.com 3 Bilingválne
VíceRadioterapeutické techniky ve FN Olomouc. David Vrána
Radioterapeutické techniky ve FN Olomouc David Vrána Nově zaváděné techniky ve FN Olomouc Stereotaktická radioterapie (radiochirugie) Aktivní kontrola dýchání Eskalace dávky u karcinomu prostaty Simultánnní
VíceUNIVERZITA KARLOVA V PRAZE 1. LÉKAŘSKÁ FAKULTA DIPLOMOVÁ PRÁCE
UNIVERZITA KARLOVA V PRAZE 1. LÉKAŘSKÁ FAKULTA DIPLOMOVÁ PRÁCE Praha 2011 Bc. Lucie Menclová 1 UNIVERZITA KARLOVA V PRAZE 1. LÉKAŘSKÁ FAKULTA SPECIALIZACE VE ZDRAVOTNICTVÍ ZDRAVOTNICKÁ TECHNIKA A INFORMATIKA
VíceIng. Tomáš MAUDER prof. Ing. František KAVIČKA, CSc. doc. Ing. Josef ŠTĚTINA, Ph.D.
OPTIMALIZACE BRAMOVÉHO PLYNULÉHO ODLÉVÁNÍ OCELI ZA POMOCI NUMERICKÉHO MODELU TEPLOTNÍHO POLE Ing. Tomáš MAUDER prof. Ing. František KAVIČKA, CSc. doc. Ing. Josef ŠTĚTINA, Ph.D. Fakulta strojního inženýrství
VíceČeská společnost fyziků v medicíně, o. s.
Pravidla procesu hodnocení místních radiologických standardů a jejich souladu s národními radiologickými standardy pro radiační onkologii 1. Úvod Požadavky na klinické audity jsou stanoveny v hlavě V díl
VíceNejistota měření. Thomas Hesse HBM Darmstadt
Nejistota měření Thomas Hesse HBM Darmstadt Prof. Werner Richter: Výsledek měření bez určení nejistoty měření je nejistý, takový výsledek je lépe ignorovat" V podstatě je výsledek měření aproximací nebo
VíceÚloha 5: Spektrometrie záření α
Petra Suková, 3.ročník 1 Úloha 5: Spektrometrie záření α 1 Zadání 1. Proveďte energetickou kalibraci α-spektrometru a určete jeho rozlišení. 2. Určeteabsolutníaktivitukalibračníhoradioizotopu 241 Am. 3.
VícePŘÍLOHA B: STANOVENÍ A HODNOCENÍ DÁVEK PACIENTŮ PŘI LÉKAŘSKÉM OZÁŘENÍ V RADIOTERAPII
PŘÍLOHA B: STANOVENÍ A HODNOCENÍ DÁVEK PACIENTŮ PŘI LÉKAŘSKÉM OZÁŘENÍ V RADIOTERAPII V radioterapii se dávky dělí na zamýšlené (terapeutická dávka) a nezamýšlené (přídavné). Přídavnými dávkami jsou všechny
VíceVzdělávací program specializačního vzdělávání v oboru ZOBRAZOVACÍ A OZAŘOVACÍ TECHNOLOGIE V RADIOTERAPII
Vzdělávací program specializačního vzdělávání v oboru ZOBRAZOVACÍ A OZAŘOVACÍ TECHNOLOGIE V RADIOTERAPII 1 Cíl specializačního vzdělávání... 2 2 Minimální požadavky na specializační vzdělávání... 2 3 Program
VícePOPIS VYNALEZU K AUTORSKÉMU OSVĚDČENÍ. obr Z ČESKOSLOVENSKA SOCIALISTICKÁ ( 19 ) G 01 F 23/28. (22) Přihlášeno 18 09 84 (21) PV 6988-84
ČESKOSLOVENSKA SOCIALISTICKÁ R E P U B L I K A ( 19 ) POPIS VYNALEZU K AUTORSKÉMU OSVĚDČENÍ 250928 (И) (BI) (22) Přihlášeno 18 09 84 (21) PV 6988-84 (51) Int. Cl. 4 G 01 F 23/28 ÚftAD PRO VYNÁLEZY A OBJEVY
VíceDozimetrie při léčbě benigních onemocnění štítné žlázy Ing. Michal Koláček, MUDr. Martin Havel Klinika nukleární medicíny FN Ostrava Katedra
Dozimetrie při léčbě benigních onemocnění štítné žlázy Ing. Michal Koláček, MUDr. Martin Havel Klinika nukleární medicíny FN Ostrava Katedra zobrazovacích metod LF OSU Požadavky na radioterapii Nová legislativa
VícePostup pro pracoviště s tomoterapeutickým ozařovačem pro účely provedení nezávislé prověrky
Postup pro pracoviště s tomoterapeutickým ozařovačem pro účely provedení nezávislé prověrky V tomto dokumentu je popsán soubor testů, které se provedou při nezávislé prověrce tomoterapeutického ozařovače.
VíceSpektrometrie záření gama
Spektrometrie záření gama M. Kroupa, Gymnázium Děčín, trellac@centrum.cz B. Dvorský, Gymnázium Šternberk, bohuslav.dvorsky@seznam.cz Abstrakt Tento článek pojednává o spektroskopii záření gama. Bylo měřeno
VíceKonkrétní možnosti uplatnění principu ALARA k optimalizaci ozáření obsluhy teleterapeutických radionuklidových ozařovačů
Konkrétní možnosti uplatnění principu ALARA k optimalizaci ozáření obsluhy teleterapeutických radionuklidových ozařovačů Ing. Jana Hudzietzová 1, Doc.Ing. Jozef Sabol, DrSc. 1,, Ing. Lenka Grayová-Bulíčková
VíceKritický stav jaderného reaktoru
Kritický stav jaderného reaktoru Autoři: L. Homolová 1, L. Jahodová 2, J. B. Hejduková 3 Gymnázium Václava Hlavatého Louny 1, Purkyňovo gymnázium Strážnice 2, SPŠ Stavební Plzeň 3 jadracka@centrum.cz Abstrakt:
VíceRadioterapie. X31LET Lékařská technika Jan Havlík Katedra teorie obvodů xhavlikj@fel.cvut.cz
Radioterapie X31LET Lékařská technika Jan Havlík Katedra teorie obvodů xhavlikj@fel.cvut.cz Radioterapie je klinický obor využívající účinků ionizujícího záření v léčbě jak zhoubných, tak nezhoubných nádorů
VíceGenetické programování 3. část
1 Portál pre odborné publikovanie ISSN 1338-0087 Genetické programování 3. část Macháček Martin Elektrotechnika 08.04.2011 Jako ukázku použití GP uvedu symbolickou regresi. Regrese je statistická metoda
VíceSTÁTNÍ ÚSTAV RADIAČNÍ OCHRANY
STÁTNÍ ÚSTV RDIČNÍ OCHRNY veřejná výzkumná instituce CENÍK SLUŽEB Bartoškova 1450/28 140 00 Praha 4 Telefon: 241 410 214 http://www.suro.cz Fax: 241 410 215 e-mail: suro@suro.cz List: 2 z 7 Článek I OBSH
VíceSTÁTNÍ ÚSTAV RADIAČNÍ OCHRANY
STÁTNÍ ÚSTV RDIČNÍ OCHRNY veřejná výzkumná instituce CENÍK SLUŽEB Bartoškova 1450/28 140 00 Praha 4 Telefon: 241 410 214 http://www.suro.cz Fax: 241 410 215 e-mail: suro@suro.cz List: 2 z 7 Článek I OBSH
VíceRÁMCOVÝ VZDĚLÁVACÍ PROGRAM PRO ZÍSKÁNÍ SPECIALIZOVANÉ ZPŮSOBILOSTI. v oboru RADIOLOGICKÁ FYZIKA V RADIOTERAPII
RÁMCOVÝ VZDĚLÁVACÍ PROGRAM PRO ZÍSKÁNÍ SPECIALIZOVANÉ ZPŮSOBILOSTI v oboru RADIOLOGICKÁ FYZIKA V RADIOTERAPII 1. Cíl specializačního vzdělávání Cílem vzdělávacího programu pro specializační vzdělávání
VíceSTANOVENÍ KOLEKTIVNÍ EFEKTIVNÍ DÁVKY Z NENÁDOROVÉ RADIOTERAPIE V ČR
STANOVENÍ KOLEKTIVNÍ EFEKTIVNÍ DÁVKY Z NENÁDOROVÉ RADIOTERAPIE V ČR Vladimír Dufek 1,2 Lukáš Kotík 1 Ladislav Tomášek 1 Helena Žáčková 1 Ivana Horáková 1 1 Státní ústav radiační ochrany, v. v. i., Praha
Vícepro vybrané pracovníky radioterapeutických pracovišť č. dokumentu: VF A-9132-M0801T3 Jméno Funkce Podpis Datum
Výukový program č. dokumentu: Jméno Funkce Podpis Datum Zpracoval Ing. Jiří Filip srpen 2008 Kontroloval Ing. Jan Binka SPDRO 13.2.2009 Schválil strana 1/7 Program je určen pro vybrané pracovníky připravované
VíceZískání obrazu Dlouhodobá reprodukovatelnost standardního nastavení expozice Homogenita receptoru obrazu Nekorigovaný vadný prvek detektoru
Přílohy Tabulka č. 1: Minimální rozsah a četnost zkoušek provozní stálosti Test Četnost Základní kontrolní parametry Vizuální kontrola negatoskopu Kontrola artefaktů obrazu Vizuální kontrola CR systému
VíceNumerické řešení proudění stupněm experimentální vzduchové turbíny a budících sil na lopatky
Konference ANSYS 2009 Numerické řešení proudění stupněm experimentální vzduchové turbíny a budících sil na lopatky J. Štěch Západočeská univerzita v Plzni, Katedra energetických strojů a zařízení jstech@kke.zcu.cz
VíceKatalog rentgenových spekter měřených polovodičovým CdTedetektorem. Dana Kurková SÚRO,v.v.i, Bartoškova 28, Praha 4
Katalog rentgenových spekter měřených polovodičovým CdTedetektorem. Dana Kurková SÚRO,v.v.i, Bartoškova 28, Praha 4 Katalog navazuje na katalog spekter vytvořený vústavu hygieny a epidemiologie vroce 1991
VíceNebezpečí ionizujícího záření
Nebezpečí ionizujícího záření Radioaktivita versus Ionizující záření Radioaktivita je schopnost jader prvků samovolně se rozpadnout na jádra menší stabilnější. Rozeznáváme pak radioaktivitu přírodní (viz.
VíceMěření průtoku kapaliny s využitím digitální kamery
Měření průtoku kapaliny s využitím digitální kamery Mareš, J., Vacek, M. Koudela, D. Vysoká škola chemicko-technologická Praha, Ústav počítačové a řídicí techniky, Technická 5, 166 28, Praha 6 e-mail:
VíceGATE Software pro metodu Monte Carlo na bázi GEANTu
GATE Software pro metodu Monte Carlo na bázi GEANTu Jiří Terš 1, Jiří Trnka 2 1 Radioizotopové pracoviště IKEM 2 Oddělení radiační ochrany Všeobecné fakultní nemocnice v Praze Co je to GATE? Software pro
VíceAnalytické znaky laboratorní metody Interní kontrola kvality Externí kontrola kvality
Analytické znaky laboratorní metody Interní kontrola kvality Externí kontrola kvality RNDr. Alena Mikušková FN Brno Pracoviště dětské medicíny, OKB amikuskova@fnbrno.cz Analytické znaky laboratorní metody
Více2. FYZIKÁLNÍ ZÁKLADY ANALYTICKÉ METODY RBS
RBS Jaroslav Král, katedra fyzikální elektroniky FJFI, ČVUT. ÚVOD Spektroskopie Rutherfordova zpětného rozptylu (RBS) umožňuje stanovení složení a hloubkové struktury tenkých vrstev. Na základě energetického
VíceProblematika určování SUV z PET/CT obrazů (při použití 18F-FDG)
Problematika určování SUV z PET/CT obrazů (při použití 18F-FDG) Ptáček J. Oddělení lékařské fyziky a radiační ochrany Fakultní nemocnice Olomouc email: ptacekj@fnol.cz ICQ#: 22496995 Konference radiologických
VíceZáklady radioterapie
Základy radioterapie E-learningový výukový materiál pro studium biofyziky v 1.ročníku 1.L F UK MUDr. Jaroslava Kymplová, Ph.D. Ústav biofyziky a informatiky 1.LF UK Radioterapie Radioterapie využívá k
VíceMODELOVANÍ CBCT A SOUVISEJÍCÍCH POHYBOVÝCH ARTEFAKTŮ AUTOR: ANNA POVOLNÁ VEDOUCÍ: MARTIN STEINER
MODELOVANÍ CBCT A SOUVISEJÍCÍCH POHYBOVÝCH ARTEFAKTŮ AUTOR: ANNA POVOLNÁ VEDOUCÍ: MARTIN STEINER ZAMĚŘENÍ TUMORŮ IGRT využití zobrazovacích metod k verifikaci či k řízení pozice pacienta při ozařování
Více