�ݺ�ߣ

Podstawy planowania leczenia
w radioterapii

Część II: Tworzenie planu leczenia

Tomasz Piotrowski1,2
1 Zakład Elektroradiologii, Wydz Nauk o Zdrowiu, Akademia Medyczna, Poznań
2 Zakład Fizyki Medycznej, Wielkopolskie Centrum Onkologii, Poznań

Metody napromieniania
Wykorzystane medium determinuje metodę podawania dawki!
(Pomarańczowa ramka - obszar zainteresowań wykładu)

Śródoperacyjna

Teleterapie Hadronowe
TERAPIA RADIOIZOTOPOWA

Radioterapia
DART DART
IGRT IGRT
IMRT IMRT
3DCRT 3DCRT
X
2DRT X, e- 2DRT
1DRT 1DRT Tomoterapia
γ
Teleterapia
Akceleratorowa
RTG Co-60

TELETERAPIA
BRACHYTERAPIA

RADIOTERAPIA

Terapie klasycznymi akceleratorami
Geometria promieniowania – podstawowe parametry:
- wartość obrotu głowicy aparatu terapeutycznego wokół pacjenta,
- pozycja stołu terapeutycznego,
- wartość obrotu kolimatora (rotacja pola wokół osi wiązki prom.),
- wielkość pól terapeutycznych wiązki promieniowania.

Wszystkie akceleratory stosowane w radioterapii wyposażone są we wskaźniki
określające wyżej wymienione parametry wiązki terapeutycznej.

Z P(F) = P(FI) * F/FI
FI
a - oś obrotu ramienia głowicy
a I
b - oś centralna wiązki promieniowania
I – punkt izocentryczny Pole
b
FI – odległość izocentryczna
F – dowolna odległość od źródła Z
P – pole

W większości aparatów terapeutycznych promieniowanie jest emitowane ze źródła
w obszar o kształcie ostrosłupa o podstawie prostokąta (ma charakter rozbieżny - wzór).

Wymiary boków tego prostokąta można zmieniać, dzięki czemu zmianie ulega wymiar
pola promieniowania (ruchome szczęki - ograniczniki wiązki).

Geometria promieniowania – metody SSD i izocentryczna

1 900
Metoda izocentryczna:

- odległość źródło punkt centrowania
(izocentrum) zawsze taka sama; SSD1=FI-d1

- zmienna odległość SSD zależna FI

2
od głębokości d; d1
d2 SSD2=FI-d2

- podstawowa metoda FI
w wielowiązkowej terapii
wykorzystującej promieniowanie
fotonowe (X,γ);
- wykorzystywana także w jednowiązkowej
terapii fotonowej;
- NIE stosowana w terapii elektronowej.

Terapie klasycznymi akceleratorami 1
Geometria promieniowania – metody SSD i izocentryczna
FI SSD1=FI

Metoda SSD:
d1

- odległość źródło – skóra (SSD)
zawsze taka sama (SSD=FI);
- warunek SSD=FI uzyskiwany dzięki
zmianie położenia stołu
terapeutycznego

- podstawowa metoda

2
w jednowiązkowej terapii FI

wykorzystującej promieniowanie
d2 SSD2=FI
fotonowe (X,γ) oraz w terapii elektronowej;
- BARDZO RZADKO stosowana
w wielowiązkowej terapii fotonowej;

Energia promieniowania terapeutycznego
Wybór rodzaju i energii promieniowania uzależniony jest od lokalizacji
obszaru napromieniania w ciele pacjenta.

Najczęściej stosowanymi energiami są:
dla promieniowania fotonowego – 1.25 MV, 6 MV, 9 MV, 15 MV, 20 MV,
dla elektronowego – 6 MeV, 9 MeV, 12 MeV, 15 MeV, 18 MeV, 21 MeV.

Podstawowe Co-60 X 6 MV X 20 MV E 6 MeV E 12 MeV E 18 MeV
parametry
wiązki prom.:

20 cm
- rozkład dawki
wzdłuż osi
centralnej
(PDG, TPR, TAR)

- rozkład dawki
w poprzek osi
Fotony Elektrony
centralnej (funkcja profilu)

Geometria wiązek – czy istnieją schematy geometryczne?
Geometria (wielkość pól terapeutycznych oraz kąt skrętu
głowicy i kolimatora akceleratora terapeutycznego względem
ciała pacjenta) wiązek promieniowania oraz ich ilość
uzależnione są od anatomicznej lokalizacji napromienianego
obszaru (PTV) oraz narządów krytycznych (OAR).
1. Planowanie leczenia oparte na wyznaczaniu wielkości pól oraz ilości wiązek
terapeutycznych na symulatorze RTG (planowanie 1D, 2D), w trakcie
którego niemożliwa jest trójwymiarowa rekonstrukcja PTV, powinno opierać
się na szczegółowej znajomości korelacji pomiędzy anatomią kostną
pacjenta a rekomendowanym (informacje o rodzaju i stopniu zaawansowania
choroby) obszarem napromieniania.
W takim przypadku zalecane jest korzystanie z opracowanych schematów
geometrycznych, na podstawie których możliwe jest uzyskanie hipotetycznie
optymalnych rozkładów dawek.
2. Planowanie trój- (3DCRT, IMRT) bądź czterowymiarowe (IGRT, DART)
powinno uwzględniać następujące kroki: a/ wybór adekwatnego schematu
geometrycznego (bądź korelującego z nim), b/ modyfikacja uwzględniająca
indywidualne właściwości napromienianego pacjenta.

Gdzie szukać schematów?
Różnice pomiędzy schematami NIE MOGĄ wpływać na zmianę obszaru
napromieniania, zasada – napromieniaj jak chcesz byleby:
- podać jak najbardziej jednorodną dawkę (95%-105%) na z góry ustalony
obszar (różnice anatomiczne poszczególnych pacjentów mogą jedynie
wpływać na fluktuacje anatomii pacjenta leczonego względem anatomii
pacjenta idealnego)
- oszczędzić narządy krytyczne (absolutne minimum - nie przekroczyć dawki
tolerancji dla poszczególnych OAR)

Wybrane pozycje literaturowe:
1. 3-D Conformal Radiotherapy : A New Era in the Irradiation of Cancer.
James A. Purdy, John L. Meyer.
2. Principles and Practice of Radiation Oncology. Perez C A Brady L W
3. Clinical Radiation Oncology. Gunderson L L
4. Radiotherapy Physics In Practice. Williams J R Thwaites D I
5. Intensity Modulated Radiation Therapy. Webb S
6. Practical Radiotherapy Planning. Dobbs J Barrett A
7. Treatment Planning In Radiation Oncology. Khan F M Potish R A

Wpływ technologii na metody fizycznego planowania i realizacji leczenia
promieniowaniem jonizującym

Planowanie 1D (jednowymiarowe) – obliczanie czasu niezbędnego do podania
określonej dawki (DZ) w określonym punkcie ciała pacjenta.

Wymiarem jest oś centralna wiązki F
powietrze
promieniowania (CAX). napromieniany
powierzchnia
tkanka d1
ośrodek miękka

Istnieje możliwość uwzględnienia
niejednorodności ośrodka płuco d2

detektowanej w osi wiązki CAX.
tkanka d3
miękka
Obecnie stosowana jako przybliżona P
weryfikacja rozkładu dawki w CAX
dla nieskomplikowanych metod napromieniania.

Obliczanie czasów napromieniania: (1) – technika izocentryczna,
(2) – technika SSD.

(1) (2)
t – czas napromieniania pacjenta

Dzad – dawka zadana na głębokości d dla danej wielkości pola w: 1 – IZO; 2 – SSD

Cs – współczynnik zmiany mocy dawki od wielkości pola Bok przybliżony = 2AB/(A+B)
Csd – stosunek mocy dawki zmierzonej w warunkach referencyjnych (10x10cm, SCD) do mocy dawki
zmierzonej przy zastosowaniu wielkości pola referencyjnego (10x10cm) oraz SCD’ = SCD - d

SSD – odległość ognisko - skóra pacjenta

d – głębokość, na której zadano dawkę
•
Dref – moc dawki zmierzonej w technice SSD dla warunków referencyjnych
•
Dmax – moc dawki zmierzonej na głębokości maksymalnej w technice SSD, w warunkach referencyjnych
TPR – tissue phantom ratio

PDG – procentowa dawka głębokościowa

SCD – odl. ognisko-komora w warunkach ref. (1,25MV - 85cm, X6MV -105cm X15MV i X20MV - 110cm)


Planowanie 2D (dwuwymiarowe) – obliczanie czasu niezbędnego do podania
określonej dawki (DZ) w określonym punkcie ciała pacjenta. Możliwość
dwuwymiarowej wizualizacji rozkładu dawki.
Układem dwuwymiarowym jest skan tomograficzny.
Uwzględnienie niejednorodności ośrodka detektowanej
w płaszczyźnie 2D oraz przyczynków promieniowania
wtórnie rozproszonego w ośrodku (na płaszczyźnie).

Obecnie stosowana jest jedynie metoda pośrednia („1.5 D”)
opierająca się na punktowej kalkulacji dawki
z uwzględnieniem nieregularności pól:
- uwzględnienie osłon w obliczeniu jednostek monitorowych,
- brak rozkładu dawek.

Przykład: Metoda Irregular Planning („1.5D”) – Symulator RTG

1 – dwa zdjęcia RTG 2 – określenie rozmiaru pól

3 – ustalenie punktu RP 4 – MLC i kalkulacja dawki


3DCRT (trójwymiarowe konformalne) – możliwość trójwymiarowej wizualizacji
obliczonego rozkładu dawki oraz statystycznej
interpretacji zależności dawka – narząd.
Uwzględnia niejednorodności ośrodka
oraz promieniowanie wtórnie rozproszone
w ośrodku.

W celu konformalizacji rozkładu dawki (jak
najlepszego dopasowania izodozy
terapeutycznej – zazwyczaj 95% do obszaru
napromieniania – PTV) istnieje możliwość
kontrolowanego zastosowania statycznych
modyfikatorów rozkładu dawki tj: kliny,
kompensatory, osłony indywidualne lub
statyczne MLC. Kontrolowane = podlegające weryfikacji w trakcie planowania


IMRT (intensity modulated radiotherapy) – w odróżnieniu od 3DCRT rolę
modyfikatora rozkładu dawki
spełnia dynamiczny MLC,
modelujący w trakcie
napromieniania kształt 3D
pola terapeutycznego,
przez co modulowane jest 3DCRT
natężenie dawki pochłanianej
w poszczególnych częściach
obszaru napromieniania i OAR.

IMRT
Dwie podstawowe metody:
- Dynamiczna (sliding window)
- Sekwencyjna (step & shot)

IGRT (image guided radiotherapy) – techniki konformalne 3DCRT, IMRT dla
których realizacja ułożenia pacjenta na stole terapeutycznym jest weryfikowana
oraz (jeśli zachodzi taka konieczność) automatycznie modyfikowana
bezpośrednio przed rozpoczęciem seansu terapeutycznego. Istnieje także
możliwość oceny ruchomości wewnętrznej obszaru napromieniania oraz OAR.

DART (dynamic adaptive radiotherapy) – techniki konformalne 3DCRT, IMRT,
IGRT dla których dzięki synchronizacji periodycznych cykli fizjologicznych
determinujących ruchomość wewnętrzną obszaru napromieniania oraz
podzespołów akceleratora terapeutycznego sterujących dynamiką ruchu układu
kolimującego MLC lub bramkujących emitowane promieniowanie jonizujące
możliwe jest napromienianie zredukowanego (o ruchomość wewnętrzną)
obszaru napromieniania.

IMRT DART

Nowa generacja akceleratorów - tomoterapia

Schematy frakcjonowania dawki
Biorąc pod uwagę czynniki biologiczne guza i zdrowych tkanek
oraz fizyczne i techniczne parametry napromieniania dobiera się najbardziej
optymalny sposób frakcjonowania dawki.

Dlatego też istnieje szereg metod frakcjonowania dawki,
spośród których za klasyczne uważa się:
- regularne napromienianie jedną dawką frakcyjną 1.8 – 2.5 Gy dziennie,
-  pięć razy w tygodniu,
-  do dawki całkowitej, której wartość zależy od typu i zaawansowania guza
nowotworowego.

Przykłady

CA Mammae:
1) 1.8Gyx28fr->50.4Gy 2) 2Gyx25fr->50Gy 3) 2.25Gyx20fr->45Gy 4) 2.5Gyx17fr->42.5Gy

CA Recti:
1) RT przedoperacyjne: 5Gyx5fr->25Gy 2) RT pooperacyjne: 1.8Gyx28->50.4Gy (IIEtapy)

NSCLC:
1) nieoperacyjny: 2Gyx30(33)fr->60(66)Gy (I lub II Etapy) 2) pooperacyjny: 2Gyx27fr->54Gy

Algorytmy kalkulacji rozkładu dawki
Rodziny algorytmów wiązek elementarnych (pencil beams).
- Podstawa: Teoria Fermiego-Eygesa wielokrotnego rozpraszania Coulombowskiego.
- Bazują na rozwiązaniu Eygesa równania transportu otrzymanego przy założeniu,
że elektrony podlegają rozproszeniom pod małymi kątami.
- Rozkład Gaussa – opis rozkładów kątowego i przestrzennego wiązki elementarnej
- Szerokość rozkładów - funkcja zdolności rozpraszania promieniowania w ośrodku.

Algorytmy wiązek elementarnych uwzględniają w uproszczony sposób:
- charakterystykę wiązki padającej,
- dominujące efekty oddziaływań, zbiór wiązek elementarnych
tworzących wiązkę terapeutyczną
-  kształt pola napromieniania G

oraz skład ośrodka. kolimatory
F elektronowe

Model Hogstroma:
Najbardziej popularna metoda
wiązek elementarnych
skóra
propagacja elementarnej
gdzie: tkanka miękka
wiązki elektronów

płuco

Wiązka elementarna promieniowania elektronowego

Algorytmy uwzględniające niejednorodność ośrodka - algorytmy poprawkowe
1. Metoda efektywnej głębokości (effective depth method)
źródło
Punkt p leży w osi wiązki promieniowania SSD
na głębokości d=d1+d2+d3 Powietrze
Powierzchnia
Należy zaznaczyć, że promieniowanie aby Ośrodek d1
dotrzeć do punktu p musi pokonać obszar
Płuco d2
tkanki miękkiej o gęstości zbliżonej do gęstości
wody ρ=1, następnie obszar w płucu o gęstości
mniejszej od gęstości wody ρ=0.3
d3
oraz ponownie obszar tkanki miękkiej.
p

Dlatego efektywna głębokość na jakiej znajduje się punkt p można wyrazić:

deff = ∑di* ρi

Współczynnik korekcyjny dawki uwzględniający niejednorodność gęstości ośrodka:
CF = (SSD + d)2 / (SSD +deff )2

SSD - odległość źródło-powierzchnia, d - fizyczna głębokość punktu pomiaru dawki,
deff - efektywna głębokość punktu pomiaru dawki.

2. Metoda efektywnego osłabienia wiązki promieniowania (effective attenauation)

W celu uwzględnienia korekcji niejednorodności gęstości ośrodka wprowadzimy
współczynnik korekcji, który przyjmuje wyrażenie:

CF = Dniejednorodny / Djednorodny
Dniejednorodny - dawka w punkcie pomiaru w fantomie niejednorodnym,
Djednorodny - dawka w tym samym punkcie w fantomie wodnym.

Wiązka promieniowania w wodzie ulega osłabieniu co można wyrazić:

D = D0 * e-µd
d - głębokość pomiaru dawki,
µ -liniowy współczynnik osłabienia,
D0 –początkowa wartość dawki.
Ostatecznie współczynnik korekcji przyjmuje postać:

CF = e -µ(d-deff)

3. Metoda Tissue Air Ratio
CF = TAR(deff ,r) / TAR(d,r)

4. Metoda Power Law (Batho) i zmodyfikowana metoda Batho
- Metody uwzględniające oddziaływanie promieniowania z materią (przyczynki
od wtórnie rozproszonego promieniowania jonizującego) ze szczególnym
uwzględnieniem obszaru build-up i energii promieniowania.
- Droga przebyta przez promieniowanie podzielona jest na N warstw o grubości 1cm.
CF= KN *∑ TAR (dm,A)(µm -µm-1 )/µ0
A - wielkość pola,
µm - liniowy współczynnik osłabienia dla m-tej niejednorodnej warstwy,
µ0 - liniowy współczynnik osłabienia dla wody,
dm- odległość pomiędzy punktem siatki a granicą m-tej niejednorodnej warstwy,
KN - stosunek masowego współczynnika absorpcji dla N-tej warstwy i masowego
współczynnika absorpcji dla wody: KN =(µen /ρ)N / (µen /ρ)

Metoda zmodyfikowana Batho – jedynie opadająca część krzywej TAR:

CF= KN *∑ TAR (dm+Dmax,A)(µm -µm-1 )/µ0

Siatka kalkulacji – czynnik determinujący dokładność kalkulacji rozkładu dawki
Powszechnie stosowane wielkości: 1.25 mm, 2.50 mm, 5.00 mm, 10.00 mm

Siatka kalkulacji 2.5 mm Siatka kalkulacji 5 mm Siatka kalkulacji 10 mm

Metody Monte Carlo
- Los cząstki elementarnej (np. elektrony) bądź kwantu promieniowania fotonowego
symulowany jest od momentu „narodzin” (kreacji) poprzez oddziaływanie jej ze
środowiskiem, w którym się rozprzestrzenia aż
do „śmierci” (całkowitej utraty energii);
- Poprawność metod Monte Carlo uzależniona jest
jedynie od dokładności wyznaczenia poszczególnych
prawdopodobieństw opisujących rodzaje oddziaływania
fotonu/elektronu z ośrodkiem rozpraszającym.

Podstawowe metody:
- Macro MC
- Voxel MC

Stosowane kody:
- PENELOPE gdzie:

- EGSnrc
- MCNP
- BEAM

Metody planowania – forward & inverse planning
Forward planning
- Planowanie:
2D, 3D, 3DCRT, proste przypadki planowania IMRT techniką „step and shot”
- Polega na optymalizacji rozkładu dawki „statycznymi” akcesoriami
wykorzystywanymi jako modyfikatory rozkładu dawki:
statyczne MLC, osłony indywidualne i standardowe, kompensatory, kliny
- Proces optymalizacji przebiega wg schematu: 1/ wybór zestawu akcesoriów
lub/i procedur modyfikujących rozkład dawki; 2/ weryfikacja uzyskanego
rozkładu dawki; 3/ akceptacja lub powrót do punktu pierwszego.
Inverse planning
- Planowanie: IMRT, IGRT, DART
- Proces „odwrotnego” planowania rozkładu dawki. Definicja (przez osobę
planującą) statystycznych parametrów dawki w poszczególnych OAR oraz
obszarze napromieniania inicjuje komputerowy proces wyszukiwania
najbardziej optymalnej sekwencji ruchu poszczególnych listków MLC płynnie
(sliding window) bądź skokowo (step and shot) zmieniających swoją pozycję
w trakcie napromieniania.
W obu przypadkach geometria promieniowania (ilość wiązek i ich orientacja
przestrzenna) ustalane są „ręcznie” przez osobę planującą.

Normalizacja
Metody normalizacji:
1. Systemowa (No normalization);
2. W izocentrum;
Każda z powyższych odbywa się
3. Na określoną izodozę;
względem normalizacji systemowej
4. Objętościowa.

Jak patrzeć na przykłady na kolejnym slajdzie?
punkt izocentryczny

jednostki
monitorowe,
dawki
referencyjne

System Na izocentrum

Na izodozę Na objętość

Forward planning
krok po kroku
na przykładzie NSCLC

Pojęcia:
punkt lokalizacyjny, geometria promieniowania,
modyfikatory rozkładu dawek

Przyjrzyjmy się danym…
NSCLC:
planowanie 3DCRT; frakcjonowanie 2Gy x 30fr do 60Gy;
obszar napromieniania: PTV (CTV+(x,y):1cm/(z):2cm); narządy krytyczne: płuca,
rdzeń kręgowy, serce.

Oczekiwana jednorod-
ność w PTV: 95-107%

Dawki krytyczne:
Rdzeń – Dmax<50Gy
Płuca – Dmean~<20Gy

Punkt lokalizacyjny
Odszukanie koordynat (x, y, z)
punktu lokalizacyjnego.
Punkt lokalizacyjny – znacznik
zlokalizowany na skórze. Na podstawie
przesunięć (x, y, z) utworzonego planu
leczenia wzgl. koordynat punktu
lokalizacyjnego, lekarz odwzorowuje
plan leczenia na pacjencie
(weryfikacja symulacyjna RTG).

Wstawienie wiązek oraz określenie ich liczby

Prekalkulacja # 1 – ocena rozkładu dawki
Algorytm:
Pencil Beam + Modified Batho

Siatka kalkulacji: 2.5 mm

Szybka ocena:
Jednorodność dawki w PTV
Dawka max w rdzeniu
Dawka średnia w płucach

Ocena szczegółowa:
Wnioskowanie statystyczne

Optymalizacja orientacji wiązek promieniowania

Algorytm:


Szybka ocena:
Dawka max w rdzeniu


Ocena wpływu optymalizacji orientacji wiązek
Ocena wpływu optymalizacji
Rdzeń
orientacji wiązek na rozkład
dawki w:

- PTV
- Płucach
- Rdzeniu kręgowym

Płuca PTV

Optymalizacja pól leczenia – wielkość

Algorytm:


Szybka ocena:
Dawka max w rdzeniu


Ocena wpływu optymalizacji wielkości pól
Rdzeń
wielkości pól na rozkład
dawki w:

- PTV
- Płucach
- Rdzeniu kręgowym

Płuca PTV

Optymalizacja pól leczenia – kształt

Metody optymalizacji kształtu pola
Osłony i MLC – osłabienie > 5 warstwom półchłonnym

Osłony: stop Wood’a, T< 3%
MLC: stop wolframu i metali ciężkich, T < 3%;

Stop Wood’a:
(Pb 50%, Sn 25%, Cd 20% oraz Cu, Sb, Fe, As, Bi – 5%),
źródło

osłona rozbieżna osłona prostopadłościenna szczęki kolimatora

płyta pleksiglasowa osłona

powierzchnia

głębokość pomiaru
dawki
obszar obszar obszar
D<5% D=100 D<5% napromieniany napromieniany napromieniany
%
100%>D>5%

Algorytm:


Szybka ocena:
Dawka max w rdzeniu


Ocena wpływu optymalizacji kształtu pól
Rdzeń
kształtu pól na rozkład dawki w:

- PTV
- Płucach
- Rdzeniu kręgowym

Płuca PTV

Optymalizacja pól leczenia – kliny, wagi

Metody optymalizacji kształtu izodozy
Filtry automatyczne - modyfikatory wiązki w kształcie klina zbudowane
z materiału o dużej gęstości (stal, mosiądz, stop ołowiu)
Kliny dynamiczne - wykorzystują możliwość przesuwania jednej z szczek
kolimatora w trakcie napromieniania.
Kąt nachylenia klina - kąt nachylenia izodozy (linii jednakowej dawki) na
określonej głębokości (zwykle 10cm) do prostej prostopadłej do CAX.
W praktyce wykorzystuje się kliny: 10o,15o, 20o,25o, 30o, 45o, 60o

A

Q

B
150 300 450

Algorytm:


Szybka ocena:
Dawka max w rdzeniu


Ocena wpływu optymalizacji kształtu izodozy
Rdzeń
kształtu izodozy na rozkład
dawki w:

- PTV
- Płucach
- Rdzeniu kręgowym

Płuca PTV

Podstawowe różnice pomiędzy
forward i inverse planning
na przykładzie H&N carcinoma

Pojęcia:
dawki graniczne w narządach krytycznych,
dynamiczna modyfikacja rozkładu dawki

Kiedy inverse planning ?

Metody dynamiczne: IMRT, IGRT, DART

Dynamiczna modyfikacja rozkładu dawki

Adaptacyjne planowanie tomoterapeutyczne
Przypadek: obszar H&N, Dtot - 70Gy OAR - mózg, rdzeń kręgowy, ślinianki
Wyjątkowość: weryfikacyjne wykonywanie skanów TK w trakcie napromieniania
oraz proces automatycznej rekalkulacji dawki na skanach weryfikacyjnych
umożliwia realną ocenę dawki w obszarze napromieniania oraz OAR.
Ponadto pozwala podjąć decyzję (jeśli zachodzi taka konieczność) o
re-optymalizacji planu leczenia (wykonywanej metodą inverse planning) oraz
kumulacji dawki weryfikacyjnej i porównaniu jej z dawką pierwotnie zaplanowaną

DVH pierwotny (linia ciągła) DVH pierwotny (linia ciągła)
DVH dla 1 frakcji (linia przerywana) DVH dla 15 frakcji (linia przerywana)

Adaptacyjne planowanie tomoterapeutyczne
Przypadek obszar głowy i szyi (H&N), Dawka całkowita 70Gy
OAR – mózg, rdzeń kręgowy, ślinianki

1. Obszary o znaczących różnicach pomiędzy rozkładem D pierwotnej a rozkładem zweryfikowanym
2. Re-optymalizacja z uwzględnieniem ROI znacząco różniących się rozkładem D pierwotnej i weryf.
3. DVH porównujący pierwotny rozkład dawki ze skumulowanym rozkładem weryfikacyjnym

�ݺ�ߣ

W2_PLRT: TPS Magic World

Recommended

More Related Content

What's hot (20)

W2_PLRT: TPS Magic World