Manuel de référence technique TrueBeam — Volume 2 : …

Manuel de référencetechnique TrueBeam —Volume 2 : Imagerie

TrueBeamTrueBeam STxEdge Radiosurgery System

13485 P1010106-002-B FÉVRIER 2016

ID du document P1010106-002-B

Titre dudocument

Manuel de référence technique TrueBeam — Volume 2 : Imagerie

Synthèse Le présent document fournit des informations de référence et de base pourl'utilisation des fonctionnalités d'imagerie du système TrueBeam version 2.5,modèles TrueBeam, TrueBeam STx et Edge Radiosurgery System.

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connexes, dixième révision (CIM-10). Volumes 1 à 3, Genève, Organisationmondiale de la Santé, 1992.

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Table des matières

CHAPITRE 1 INTRODUCTION .............................................................................................................11Introduction à l'imagerie ................................................................................................................................ 11Public visé ........................................................................................................................................................... 11À propos de ce document .............................................................................................................................. 12Symboles visuels .............................................................................................................................................. 12Contacter l'assistance technique Varian ....................................................................................................13Publications connexes .................................................................................................................................... 13Avertissements et précautions : interférences électromagnétiques (IEM) et RF ............................14

CHAPITRE 2 VUE D'ENSEMBLE DU SYSTÈME D'IMAGERIE TRUEBEAM ................................. 16Vue d'ensemble du système d'imagerie ....................................................................................................16Poste de travail de la console ....................................................................................................................... 16Module du Superviseur .................................................................................................................................. 17Système d'imagerie par rayons X (XI) ......................................................................................................... 18Système de l'unité de positionnement ...................................................................................................... 19Vue d'ensemble du système d'irradiation kV ........................................................................................... 19Imageur kV ........................................................................................................................................................19Imageur MV ..................................................................................................................................................... 20Vue d'ensemble de l'application Imaging ................................................................................................ 20Vue d'ensemble du CBCT Reconstructor ...................................................................................................20Module reconstructeur Advanced Reconstructor ....................................................................................21Système de gating respiratoire .................................................................................................................... 21L'application Machine Performance Check (MPC) .................................................................................. 22Droits utilisateur ............................................................................................................................................. 22

CHAPITRE 3 SYSTÈME D'IMAGERIE PAR RAYONS X (XI) ............................................................24Vue d'ensemble du système d'imagerie par rayons X (XI) ....................................................................24

Connexion aux autres systèmes ..........................................................................................................24Architecture du système XI .......................................................................................................................... 26Fonctions XI ......................................................................................................................................................26

Allocation de mémoire et stockage des données d'étalonnage .................................................. 27Traitement des données .........................................................................................................................27Réglage automatique de la luminosité (ABC) .................................................................................. 27

Communication générale ............................................................................................................................. 28

CHAPITRE 4 SYSTÈME D'UNITÉS DE POSITIONNEMENT (PU) ................................................. 30Vue d'ensemble ...............................................................................................................................................30Unité de positionnement ..............................................................................................................................31

Contrôleur PU ............................................................................................................................................ 31Conception des bras PU ................................................................................................................................. 33

Comparaison des conceptions des bras de détecteur et de source kV ...................................... 34Mesure des valeurs positionnelles ...................................................................................................... 35

Précision ............................................................................................................................................................ 36


Étalonnage et initialisation des bras PU ................................................................................................... 36Étalonnage Teach Drive .......................................................................................................................... 37Modèle de positionnement des bras de l'unité de positionnement ...........................................37Détermination de l'origine par butées d'arrêt mécaniques ......................................................... 38

Mécanismes de sécurité ................................................................................................................................39Articulations à verrouillage automatique .........................................................................................39Dispositifs électroniques de sécurité ................................................................................................. 39Dispositifs mécaniques de sécurité .................................................................................................... 39Butées d'arrêt mécaniques ...................................................................................................................40Capteur de surcharge du coude .......................................................................................................... 40Superviseur de la courroie du coude .................................................................................................. 40Détection mécanique des collisions ...................................................................................................40

Capteur anticollision capacitif du bras de la source kV ...........................................................41Messages d'erreur ................................................................................................................................... 43

Déplacement des bras PU ............................................................................................................................. 43Positions prédéfinies .............................................................................................................................. 44Déplacement et vélocité des bras PU .................................................................................................46Inclinaison du tube à rayons X .............................................................................................................46À propos des plages de déplacement clinique des bras PU ..........................................................46

CHAPITRE 5 IMAGEUR MV ...............................................................................................................47Vue d'ensemble de l'imageur MV ............................................................................................................... 47

Flux des données d'imagerie MV .........................................................................................................47Énergies d'imagerie .................................................................................................................................47Orientation de l'image ...........................................................................................................................49

Composants de l'imagerie MV .................................................................................................................... 50Dispositif de détection d'images MV .................................................................................................. 51Unité de numérisation ........................................................................................................................... 52Génération d'images ...............................................................................................................................53Pixel ............................................................................................................................................................. 53Matrice de pixels ......................................................................................................................................54Affichages du détecteur d'images MV ............................................................................................... 55

Modes d'acquisition MV ................................................................................................................................56Mode Radshot MV à simple exposition ..............................................................................................57Mode MV synchronisé (continu) ..........................................................................................................58Mode MV non synchronisé (intégré) ...................................................................................................61Mappage du mode d'acquisition MV ................................................................................................. 62

CHAPITRE 6 SYSTÈME D'IRRADIATION KV ...................................................................................63Système d'irradiation kV ............................................................................................................................... 63Flux de données dans l'acquisition d'images kV .................................................................................... 63Système de production de rayons X kV .....................................................................................................64

Générateur de rayons X kV ....................................................................................................................65Interface du générateur ........................................................................................................................ 66Tube à rayons X kV (GS-1542) ................................................................................................................66Dissipation de la chaleur dans le système d'irradiation kV .......................................................... 67Protection du tube à rayons X kV — Capteurs et commutateurs ............................................... 67

Collimateurs et filtres de faisceau kV ........................................................................................................ 67Filtration inhérente et collimateur principal ....................................................................................68Collimateur du faisceau kV (diaphragmes) ...................................................................................... 69

Table des matières 5

Filtres du faisceau kV ..............................................................................................................................70Filtre d'égalisation de durcissement du faisceau .....................................................................70Filtres Bow Tie .................................................................................................................................... 71

Chambre normalisée ...................................................................................................................................... 72Capot de protection contre les collisions de source ........................................................................72

CHAPITRE 7 APPLICATION IMAGING .............................................................................................74Vue d'ensemble de l'application Imaging .................................................................................................74Procédures d'imagerie ................................................................................................................................... 74

Procédures d'imagerie de niveau plan : comparaison 2D/2D ....................................................... 75Procédures d'imagerie de niveau faisceau : acquisitions en double exposition ......................75

Onglet Images ................................................................................................................................................. 76Affichage des images de la séance .............................................................................................................78

CHAPITRE 8 ACQUISITION D'IMAGES .......................................................................................... 80Espaces de travail d'acquisition d'images ................................................................................................ 80Gestion de plusieurs isocentres .................................................................................................................. 82Attribution de labels aux images et vues d'image .................................................................................83kV continu (Fluoroscopie) ............................................................................................................................. 85

Affichage et format d'image .................................................................................................................85ABC (réglage automatique de la luminosité) ................................................................................... 85Minuterie kV .............................................................................................................................................86Superposition de contours 2D sur des images acquises ................................................................87Affichage de la dose pendant une acquisition fluoroscopique ................................................... 87Facteurs d'échelle d'exposition ............................................................................................................88

Acquisition CBCT ............................................................................................................................................ 89Acquisition à des emplacements autres que l'isocentre—Décalage longitudinal de latable ............................................................................................................................................................89Centrage de la table pendant une acquisition CBCT ..................................................................... 90

Annulation du centrage de la table .............................................................................................93Sélection des angles du bras pour l'acquisition d'images CBCT et de topogrammes ........... 94Génération des valeurs de dose CBCT ................................................................................................95Limitations de l'indice de dose CT - pondéré ................................................................................... 96

Imagerie ad-hoc et à la demande .............................................................................................................. 96Directives générales pour les procédures d'imagerie ad hoc et à la demande ....................... 98Images DRR générées pour l'imagerie ad-hoc et à la demande ................................................. 99

Superposition de contour du champ sur des images acquises .........................................................100Enregistrement des images ....................................................................................................................... 100

Bouton Save de la barre d'outils ......................................................................................................... 101Enregistrement des images acquises ................................................................................................101Enregistrement des images pendant les traitements d'urgence .............................................. 102Données de récupération DICOM ...................................................................................................... 103

CHAPITRE 9 ESPACE DE TRAVAIL MATCHING ............................................................................105Vue d'ensemble de la comparaison .......................................................................................................... 105Notions de base relatives à la comparaison .......................................................................................... 106

À propos de l'affichage de la comparaison ..................................................................................... 106Vue et indicateur de l'orientation du patient .........................................................................................107

Orientation non-HFS ............................................................................................................................ 109


Gestion des données de référence ............................................................................................................. 111Mise en antémémoire d'une séance à l'autre ..................................................................................112Utilisation de la mémoire ..................................................................................................................... 113

Comparaison 2D/2D .......................................................................................................................................113Conditions préalables pour la comparaison 2D/2D ........................................................................113

Comparaison 2D/3D ...................................................................................................................................... 114Conditions préalables pour la comparaison 2D/3D ....................................................................... 114

3D-3D Match (Comparaison 3D/3D) ...........................................................................................................115Conditions préalables pour la comparaison 3D/3D ........................................................................115

Détection/Comparaison des marqueurs .................................................................................................. 115Conditions préalables pour la comparaison des marqueurs .......................................................116Limites de la détection/comparaison de marqueurs .....................................................................116

Restauration de la comparaison ................................................................................................................. 117Décalages de la table .................................................................................................................................... 118

Représentations de la table .................................................................................................................120Représentation de la table selon la norme CEI 61217 .....................................................................122Représentation de la table Isocentric Standard ..............................................................................122Représentation de la table Isocentric Varian ...................................................................................123Données de position 4DDL d'une table 6DDL pour compatibilité ............................................. 123Affichage de la comparaison 6DDL avec table 4DDL .................................................................... 124Limitation d'une comparaison aux limites physiques de la table ............................................. 125

Application du décalage ...............................................................................................................................127Décalage appliqué à la séance - Décalage appliqué de manière permanente ...................... 128Tolérance de la table - Ajustement du niveau de la table ............................................................129

Tables de tolérances .......................................................................................................................129Gestion des tolérances de la table pendant l'acquisition d'images .................................. 129Approbation de la comparaison ..................................................................................................130

Signature .................................................................................................................................................. 132Save Match ............................................................................................................................................... 133

CHAPITRE 10 ALGORITHME DE COMPARAISON AUTOMATIQUE .......................................... 135Vue d'ensemble de l'environnement de recalage 2D/2D, 2D/3D et 3D/3D ......................................135

Processus de recalage ............................................................................................................................135Utilisation des jeux de paramètres .................................................................................................... 137

Mesures de similarité ................................................................................................................................... 137Informations mutuelles (IM) ............................................................................................................... 138Profil d'intensité (PI) .............................................................................................................................. 139Corrélation croisée (CC) ........................................................................................................................140

Systèmes d'optimisation .............................................................................................................................140Méthode de Nelder-Mead ................................................................................................................... 140Direction définie ..................................................................................................................................... 141

Outils de prétraitement et d'interpolation ..............................................................................................141Interface de programmation d'application (API) dédiée à la comparaison automatique ...........141Affichage de la boîte de dialogue AutoMatch ....................................................................................... 143

Paramètres de comparaison 2D, 2D/2D et 2D/3D .......................................................................... 144Boîte de dialogue AutoMatch pour la comparaison 3D/3D ........................................................ 146Personnalisation des paramètres de comparaison ....................................................................... 148Utilisation de la plage d'intensité et du VOI de structure dans la comparaison 3D/3D ...... 149À propos des sélections de VOI ...........................................................................................................150

Exemple de fonctionnement du paramètre Structure VOI ..................................................150Exemple de fonctionnement du paramètre Intensity Range .............................................. 153


Références bibliographiques ...................................................................................................................... 156

CHAPITRE 11 IMAGERIE PENDANT LE TRAITEMENT .................................................................. 157Images déclenchées ...................................................................................................................................... 157

Examen des mouvements intra-fraction (IMR) .............................................................................. 158Imagerie IMR et déclenchée ........................................................................................................ 160Superposition de structures 3D ................................................................................................... 161

CHAPITRE 12 GESTION DES MOUVEMENTS RESPIRATOIRES ..................................................163Vue d'ensemble du gating respiratoire ....................................................................................................163Modes de gating ........................................................................................................................................... 164Gating basé sur les phases ......................................................................................................................... 164Gating basé sur l'amplitude .......................................................................................................................166Gating avec avec respiration bloquée ..................................................................................................... 166

Délai de blocage respiratoire .............................................................................................................. 167Protocoles de gating respiratoire .............................................................................................................. 167Graphique respiratoire ................................................................................................................................ 169Ligne de base ................................................................................................................................................... 171Apprentissage du schéma respiratoire .....................................................................................................172Calcul de la phase respiratoire en temps réel .........................................................................................173Phase en temps réel/phase rétrospective ............................................................................................... 175Schémas de forme d'onde ........................................................................................................................... 178Calcul de la valeur de périodicité ...............................................................................................................182

Jauge de périodicité .............................................................................................................................. 184Filtre prédictif de la respiration .......................................................................................................... 184Caractérisation de la forme d'onde respiratoire ............................................................................ 184Utilisation du système de gating respiratoire pour la surveillance optique de la position........................................................................................................................................................................... 186

Génération du signal respiratoire ............................................................................................................. 187Étalonnage et axes de gating respiratoire ...................................................................................... 188Données techniques de la caméra infrarouge ............................................................................... 189Bloc de marqueurs de gating respiratoire .......................................................................................190

Utilisation du réflecteur TrueBeam et des blocs de marqueurs RPM ................................ 191Comparaison du réflecteur TrueBeam et des blocs de marqueurs RPM .......................... 192Comparaison des mesures d'amplitude TrueBeam et RPM ................................................. 193

Données de la forme d'onde de gating respiratoire .................................................................... 194Imagerie et gating ................................................................................................................................. 195

Images asservies (pré-traitement) ............................................................................................. 195Gating respiratoire et CBCT .........................................................................................................195

CHAPITRE 13 MODULE RECONSTRUCTEUR CBCT ......................................................................197Module reconstructeur CBCT ..................................................................................................................... 197À propos du fonctionnement du reconstructeur CBCT ....................................................................... 199À propos du logiciel du reconstructeur CBCT ........................................................................................ 199cadre de travail du reconstructeur ...........................................................................................................200

Proxy CR .................................................................................................................................................. 200Moteur de workflow du reconstructeur .......................................................................................... 201

Algorithmes de reconstruction ..................................................................................................................201Prétraitement .........................................................................................................................................202


Noyau de reconstruction ..................................................................................................................... 203Post-traitement ..................................................................................................................................... 204

Mappage des unités Hounsfield ................................................................................................204Suppression des artefacts circulaires ........................................................................................205

Flux de données ............................................................................................................................................ 205

CHAPITRE 14 APPLICATION ADVANCED RECONSTRUCTOR ...................................................207À propos de l'application Advanced Reconstructor ............................................................................. 207Intégration de l'application Advanced Reconstructor dans le système ..........................................207Algorithmes utilisés dans l'application Advanced Reconstructor ................................................... 208

Reconstruction 3D .................................................................................................................................208Reconstructions d'acquisitions multiples 3D (longue durée, fusionnée, assemblée) .........209Acquisition 4D CBCT et reconstruction de base ............................................................................209Reconstruction 4D avancée .................................................................................................................210

Applicabilité et limitations des techniques d'acquisition ................................................................... 212Directives générales pour l'ensemble des techniques d'acquisition .........................................212Directives spécifiques pour les techniques d'acquisition 4D ...................................................... 213

Utilisation de l'application Advanced Reconstructor ........................................................................... 214Sélection de patients et d'acquisitions .............................................................................................214Créer et renommer des reconstructions ...........................................................................................215Ajustement des paramètres de reconstruction ..............................................................................218Enregistrement de reconstructions ..................................................................................................220Réalisation de reconstructions par lots ............................................................................................ 221Examen des reconstructions ...............................................................................................................223

Chargement de données à partir du système de fichiers local .......................................... 225

ANNEXE A DÉPANNAGE .................................................................................................................227Bloc d'alimentation XI (XI PSU) .................................................................................................................. 227Connecteurs du nœud XI ............................................................................................................................ 228Onglet Readouts dans l'outil Service/XI ................................................................................................. 228Voyants DEL d'état et de diagnostic du PU ............................................................................................ 230Voyants DEL dans la caméra stéréo ..........................................................................................................234IsoCal—Dépannage ......................................................................................................................................235

Résultats IsoCal condensés ................................................................................................................. 235Surveillance du traitement d'image ................................................................................................. 236Mauvais emplacement de la plaque de transmission partielle .................................................238Détection incorrecte des billes de roulement ................................................................................ 238

ANNEXE B SPÉCIFICATIONS ......................................................................................................... 240Spécifications ................................................................................................................................................ 240Taille de champ du faisceau kV .................................................................................................................240Équivalents d'atténuation en aluminium ..............................................................................................240Alimentation électrique du système d'imagerie ...................................................................................241Spécifications techniques des bras de PU .............................................................................................. 242Plages de déplacement clinique des bras PU ........................................................................................ 244Spécifications de fonctionnement du générateur de rayons X ........................................................ 246Spécifications de fonctionnement du tube à rayons X kV (GS-1542) ............................................... 247Spécifications de fonctionnement du collimateur de faisceau kV (diaphragmes) ......................248Positions des marqueurs et DICOM .........................................................................................................249


CBCT — Données sur la sortie électrique et spécifications des performances d'imagerie .......249

ANNEXE C PARAMÈTRES CBCT AVANCÉS .................................................................................. 254Paramètres CBCT avancés ...........................................................................................................................254

ANNEXE D INFORMATIONS RELATIVES À LA DOSIMÉTRIE CBCT ......................................... 257Informations relatives à la dosimétrie CBCT ..........................................................................................257Mesure du CTDIw,norm ...................................................................................................................................257

Méthode de mesure normale du CTDI100 ........................................................................................258Méthode de mesure proposée du CTDI100 ...................................................................................... 259

Spécifications de la dose CTDI et méthodes de mesure proposées ..................................260Méthode de mesure et de déclaration de dose CTDIair libre ..................................................261Niveaux de dose maximum périphériques CTDI100 .............................................................. 262

Profils de dose et de sensibilité ......................................................................................................... 264Rayonnement parasite CBCT en mode Pelvis Obese ....................................................................265

ANNEXE E PARAMÈTRES PERSISTANTS ...................................................................................... 267Paramètres persistants ................................................................................................................................267

Display Settings ..................................................................................................................................... 267Paramètres d'acquisition d'image kV .............................................................................................. 268

Paramètres d'acquisition CBCT ....................................................................................................271Paramètres de comparaison .........................................................................................................271

ANNEXE F DISPOSITIONS D'ESPACE DE TRAVAIL ..................................................................... 273Dispositions d'espace de travail ................................................................................................................ 273

INDEX .......................................................................................................................................................277


Chapitre 1 Introduction

Introduction à l'imagerieLa présente publication décrit le système d'imagerie, une partie intégrante dusystème TrueBeam™ qui est utilisée pour vérifier et corriger le positionnement dupatient.■ L'architecture du logiciel d'imagerie et les composants matériels d'imagerie du

système de radiothérapie.■ Le système d'imagerie, qui se compose de l'application Imaging et des sous-

systèmes correspondants, notamment du système d'imagerie par rayons X (XI),des imageurs kilovolt (kV) et mégavolt (MV), des unités de positionnement (PU),et du reconstructeur CBCT (Cone Beam Computed Tomography,tomodensitométrie par faisceau conique) (CR).

■ Le système de gating respiratoire.

Remarque : Le présent manuel de référence décrit les fonctions et fonctionnalités disponiblessur les systèmes TrueBeam. Si votre système ne prend en charge que l'imagerie MV, lesréférences à l'imagerie kV ne s'appliquent pas.

Public viséLe présent manuel s'adresse aux utilisateurs avancés des accélérateurs linéairesmédicaux Varian et du système d'imagerie TrueBeam, à savoir les oncologues, lesphysiciens, les dosimétristes et le personnel autorisé. Il fournit des informations deréférence et de base sur l'utilisation des fonctionnalités d'imagerie et de vérificationdes patients dans l'environnement de traitement.

Si vous ne connaissez pas bien les accélérateurs linéaires médicaux Varian, voustrouverez des informations de base sur leur exploitation dans la publicationsuivante : Mode d'emploi TrueBeam.

AVERTISSEMENT : L'utilisation incorrecte d'un accélérateur linéaire de radiothérapierisque de provoquer des blessures graves, voire mortelles. Seul le personnel formé sousla supervision d'un médecin agréé doit être autorisé par l'hôpital ou l'exploitant àutiliser un accélérateur linéaire. Chaque opérateur doit également connaîtreparfaitement les procédures d'urgence et de sécurité décrites dans la publicationsuivante : Manuel de sécurité TrueBeam.

Chapitre 1 Introduction 11

Varian fabrique des accélérateurs linéaires médicaux haute énergie qui émettentdifférentes énergies de rayons X et d'électrons, ainsi que des accélérateurs basseénergie qui émettent une seule énergie de rayons X. En outre, le logiciel et les optionsde configuration de votre accélérateur Varian étant spécifiques à votre installation, Ilest possible que les options et écrans affichés par le logiciel soient légèrementdifférents de ceux qui sont représentés dans ce manuel.

À propos de ce documentLe présent document décrit les fonctions et caractéristiques du système TrueBeam. Ilest possible que certaines des fonctions et caractéristiques décrites dans ce documentne soient pas disponibles sur votre système, et que certaines figures soientlégèrement différentes de ce que vous pouvez observer.

Symboles visuelsCe document utilise les symboles visuels suivants pour vous aider à repérer et àidentifier certaines informations :

AVERTISSEMENT : Un avertissement signale des actions ou situations pouvant entraînerdes blessures graves, voire mortelles.

ATTENTION : Une mise en garde signale des actions ou situations dangereuses pouvantentraîner des blessures légères ou modérées.

AVIS : Un avis signale des actions ou situations pouvant endommager l'équipement ouentraîner la perte de données.

Remarque : Une remarque contient des informations pouvant concerner certaines situations,certains lecteurs ou certains établissements uniquement.

Conseil : Un conseil contient des informations facultatives mais utiles (un raccourci, un rappelou une suggestion) qui ont pour but d'aider à optimiser les performances de l'équipement ou dulogiciel.


Contacter l'assistance technique VarianL'assistance technique Varian est disponible sur Internet, par courrier électronique etpar téléphone. Nos services d'assistance sont disponibles gratuitement pendant lapériode de garantie initiale.

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4. Sur la page Contact Us (Nous contacter), effectuez l'une des opérationssuivantes :

■ Appelez l'assistance Varian Medical Systems à l'aide du numéro d'assistancetéléphonique correspondant à votre zone géographique.

■ Renseignez le formulaire correspondant à votre demande en préparation del'entretien téléphonique avec un représentant Varian ; suivez ensuite lesinstructions pour établir la connexion à distance.

Vous pouvez commander des documents par téléphone, demander uneassistance pour un produit ou une application et signaler des problèmes liés à unproduit. Les liens présents sur le site Web MyVarian permettent d'accéder àd'autres ressources d'assistance pour les produits, les services et la formation.

5. Pour rechercher des documents, cliquez sur Product Documentation(Documentation produit).Les documents en ligne au format PDF comprennent les bulletins techniques(CTB), les manuels et les notes de mise à jour (CRN).

Publications connexesLes publications Varian qui suivent offrent des informations supplémentaires sur lesaccélérateurs linéaires médicaux TrueBeam et le matériel associé :

■ Manuel de référence technique TrueBeam — Volume 1


http://www.MyVarian.com

Ce volume fournit une vue d'ensemble du système tout entier et de ses systèmesd'irradiation et de déplacement. Ces systèmes comprennent le système deproduction et surveillance du faisceau, les sous-systèmes du statif, de collimationet de la table et les commandes associées, notamment la poignée de commande, laconsole de commande et les tableaux de commande latéraux, les réseaux dusystème, les systèmes de sécurité, les infrastructures d'alimentation en électricitéet en gaz et les interfaces utilisateur pour le service, la maintenance et ledépannage.

■ Manuel de sécurité TrueBeam■ Mode d'emploi TrueBeam

Ce volume décrit les fonctions et fonctionnalités cliniques de base du systèmedans un contexte orienté workflow.

■ Manuel de référence rapide TrueBeam■ Manuel de référence Machine Performance Check

Avertissements et précautions : interférencesélectromagnétiques (IEM) et RF

AVERTISSEMENT : Cet équipement peut perturber le fonctionnement d'autres appareilsélectriques, ce qui peut entraîner des dégâts matériels et blesser les patients ou lesmembres du personnel. Pour utiliser le matériel médical en toute sécurité, vous devezprendre des précautions particulières en matière d'interférences électromagnétiques(IEM) et de compatibilité électromagnétique (CEM) avec les autres appareils.

De manière générale :■ Les appareils portables et mobiles de communication radiofréquence (RF) (tels que

les téléphones portables) risquent de compromettre le fonctionnement del'équipement électrique médical.

■ L’utilisation d’accessoires, capteurs ou câbles autres que ceux spécifiés ou fabriquéspar Varian peut se traduire par une augmentation des radiations émises ou unediminution de l'immunité du matériel contre les interférences électromagnétiques(IEM).

Pour éviter les dégâts ou les blessures provoqués par les IEM :■ Évitez d'utiliser des dispositifs électriques qui ne sont pas nécessaires à proximité de

l'accélérateur.■ Utilisez uniquement les câbles et les accessoires répertoriés dans le recueil de

données Varian.■ N'utilisez pas cet équipement à côté de ou empilé sur d'autres équipements. Si ce

type d'utilisation est nécessaire, testez le matériel dans la configuration envisagéeafin de vous assurer de son bon fonctionnement avant d'administrer le traitement.


AVERTISSEMENT : Les rayonnements ionisants et les IEM générés par l'accélérateurpeuvent affecter les appareils médicaux électroniques tels que ceux indiqués ci-après :■ Les pompes à perfusion, tels les modèles utilisés en ambulatoire ou montés sur

potence■ Les dispositifs implantables, tels que les implants cochléaires ou les stimulateurs

cardiaques.

En outre, les IEM générées par d'autres appareils, comme les équipementsd'hyperthermie ou de diathermie à micro-ondes, peuvent perturber le fonctionnementdes compteurs de dose intégrés à l'accélérateur et entraîner l'administration de dosesincorrectes.

Pour éviter d'endommager le matériel et de blesser les patients ou le personnel :■ Évaluez les risques encourus par les patients avant tout traitement.■ Signalez au médecin traitant du patient les dysfonctionnements éventuellement

observés sur les appareils médicaux.

Pour obtenir des informations plus détaillées sur l’interaction des IEM ou desrayonnements ionisants avec un appareil particulier, adressez-vous au fabricant del'appareil.


Chapitre 2 Vue d'ensemble du systèmed'imagerie TrueBeam

Vue d'ensemble du système d'imagerieLe système administre une radiochirurgie stéréotaxique guidée par l'image et uneradiothérapie de précision pour le traitement de lésions, de tumeurs et de maladiespartout dans le corps où un traitement par radiations est indiqué.

L'imagerie vérifie et permet d'ajuster le positionnement du patient pour assurer unciblage précis du faisceau d'irradiation et éviter des traitements incorrects et surveillepar la suite la phase de traitement. Le traitement et le dosage sont effectuésconformément à un plan préparé qui fait partie du dossier du patient.

Pour chaque séance de traitement, le système fournit et tient à jour un dossier dedonnées complet qui peut être consulté et modifié selon les besoins pendant et aprèsla séance.

Le système d'imagerie se compose de ces sous-systèmes :■ Le poste de travail de la console■ Le module du Superviseur■ Le système d'imagerie par rayons X (XI)■ Le système de l'unité de positionnement (PU)■ Le système d'irradiation kV■ Le système d'imagerie kV■ Le système d'imagerie MV■ Le Reconstructeur CBCT (CR)■ Le module reconstructeur Advanced Reconstructor■ Le système de gating respiratoire■ L'application Machine Performance Check (MPC)

Poste de travail de la consoleLe poste de travail, situé dans la zone de la console, fournit l'interface utilisateur pourcontrôler le système d'imagerie et utilise un ordinateur normal équipé de deuxmoniteurs classiques pour l'affichage. Toutes les tâches du système sont démarrées àpartir du menu principal du poste de travail (écran Select Major Mode [Sélection dumode principal]) qui s'affiche au démarrage.


Le traitement est lancé et géré par deux applications, Treatment et Imaging, quifonctionnent ensemble et interagissent avec d'autres sous-systèmes. L'étalonnagerégulier du matériel du système, nécessaire pour optimiser le fonctionnement et laqualité d'image ainsi que pour la sécurité des opérateurs et des patients, s'effectue àl'aide de l'application Imager Calibration, intégrée à l'application Service.

Application Treatment — Gère les informations relatives au patient et au traitement.Vous utilisez l'application Treatment pour sélectionner et charger les informationsrelatives aux patients et surveiller le traitement et le déplacement du bras et des brasdu système. Cette application s'affiche sur le moniteur de gauche.

Application Imaging — Acquiert des images de vérification kV, MV ou CBCT pourobtenir des informations de positionnement précises, les compare à des images deréférence et corrige le positionnement du patient en fonction du résultat de lacomparaison. Cette application s'affiche sur le moniteur de droite.

Le système de gating respiratoire fait partie intégrante de l'application Imaging(publication connexe : Mode d'emploi TrueBeam).

Application Imager Calibration — Permet de réaliser des étalonnages liés àl'imagerie : étalonnages des imageurs MV et kV, CBCT, de la caméra stéréo et desisocentres (IsoCal). Il est nécessaire de procéder régulièrement à un étalonnage et àdes contrôles d'assurance qualité du matériel et des modes d'image pour vérifier etoptimiser le fonctionnement et la qualité d'image ainsi que pour protéger le patient etl'opérateur.

L'application Imager Calibration est intégrée à l'application Service et se lance àpartir du menu principal du système. Elle comporte un assistant qui vous guideparmi les étapes d'étalonnage de l'imageur ; la plupart des étapes sont effectuéesautomatiquement avec un minimum d'intervention de la part de l'utilisateur. Pour deplus amples informations, reportez-vous à la publication suivante : Manuel del'administrateur TrueBeam.

Module du SuperviseurLe module du Superviseur constitue l'interface de commande du système. Lesystème de commande est divisé en nœuds (ou sous-systèmes), dont chacun estchargé de contrôler une partie de la machine. Les sous-systèmes sont raccordés parl'intermédiaire du Superviseur, le nœud de commande central (en abrégé SPV). Lesnœuds fournissent des modules logiques (production du faisceau, collimation, tablede traitement, système d'imagerie, bras du détecteur, statif) afin d'offrir une gestionet une surveillance détaillées des fonctions subordonnées. Le Superviseur interrogeles autres sous-systèmes pour obtenir des données et des demandes de service àintervalles réguliers (toutes les 10 ms).

Chapitre 2 Vue d'ensemble du système d'imagerie TrueBeam 17

Système d'imagerie par rayons X (XI)Le système XI réalise et gère l'acquisition et le traitement d'images kV et MV etfournit le gating respiratoire pendant l'administration du traitement.

Le système XI comporte une interface directe avec l'application Imaging sur le postede travail pour accélérer le transfert d'images. Le système XI fournit une interfacestandard pour l'accès aux données d'images en temps réel (utilisé pourl'asservissement respiratoire et le suivi). Il assure également l'interface directe avec leposte de travail d'imagerie pour accélérer le transfert d'images. XI prend en charge lestockage temporaire des données pendant une séance de traitement ; l'applicationImaging assure le stockage final des données dans la base de données.

Le système XI est installé dans un ordinateur hôte distinct, dans l'armoire d'imageriede la zone de la console.

Le système XI interagit avec les sous-systèmes d'imagerie suivants :■ L'imageur MV■ L'imageur kV■ Le système d'irradiation kV■ La caméra stéréo

L'imageur kV, l'imageur MV et la caméra stéréo fournissent des données au systèmeXI qui transfère les données gérées et traitées au Reconstructeur CBCT et àl'application Imaging. Le système XI communique avec le générateur de rayons X kV,les imageurs kV et MV et le Superviseur.

Avec le système XI, les utilisateurs peuvent acquérir des images kV (imagesfluoroscopiques pulsées, images radiographiques, et des projections tomographiques(CT) qui sont ensuite reconstruites sous forme d'images CBCT (faisceau conique)tridimensionnelles) et des images MV (radshot unique, ciné continu et dosimétrieportale).

Les données d'imagerie et de positionnement fournies par le système XI sontréférencées par rapport à un élément de référence unique du système connu sous lenom d'isocentre qui est un point étalonné avec précision (et fixe) par rapport à laposition de la table de traitement.

Pour le système de gating respiratoire, le système XI analyse des mouvementscomplexes pour convertir des signaux de mouvements respiratoires en commandesde traitement.


Système de l'unité de positionnementLe système de l'unité de positionnement abrite les trois bras robotiques supportantl'équipement d'imagerie : les détecteurs d'images MV et kV ainsi que le bras de lasource kV.

Chaque bras est contrôlé par un nœud de commande de déplacement séparé quireçoit ses instructions du superviseur. Des dispositifs de retour d'informationmesurent la position de chaque axe. En fonction de ces valeurs, la position du brasdans l'espace est automatiquement calculée et le bras est déplacé en conséquence.Des mécanismes de sécurité détectent de mauvais fonctionnements mécaniques oudes collisions.

Vue d'ensemble du système d'irradiation kVLe système d'irradiation kV se compose du générateur de rayons X kV, du tube àrayons X kV (également appelé source kV), du collimateur de faisceau kV et desfiltres.

Le générateur kV, situé dans le statif, fournit et contrôle la tension et le courant élevéspermettant de piloter le tube à rayons X kV qui produit les rayons X pour l'imageriekV. Le tube à rayons X kV est installé sur le bras de la source kV, avec les câbles hautetension et de refroidissement à l'huile, le collimateur de faisceau kV et la chambrenormalisée kV. Le collimateur de faisceau kV met en forme le faisceau derayonnement kV et limite sa taille de champ maximale. Des filtres d'égalisation et demise en forme placés devant le tube à rayons X kV modifient le faisceau de rayons Xet améliorent la qualité d'image.

Imageur kVL'imageur kV numérique détecte les rayons X à faible dose provenant de la source derayons X kV et acquiert des images fluoroscopiques et des images radiographiquesnumériques kV ainsi que des projections scanner de haute qualité pour unereconstruction CBCT numérique. Les images kV acquises sont utilisées pour vérifierla position correcte du patient par rapport à l'isocentre.

L'imageur kV est contrôlé par le système d'imagerie par rayons X (XI). Les images kVacquises sont transmises au module d'acquisition kV dans le nœud XI. Le nœud XItransfère ensuite les données d'images kV à l'application Imaging ou auReconstructeur CBCT pour traitement supplémentaire.


Imageur MVL'imageur MV est utilisé pour acquérir des images MV uniques et ciné et des imagesde dose portale depuis la vue du faisceau (beam's eye view). L'acquisition d'imagesMV est utilisée pour vérifier la position du patient avant le traitement, pourenregistrer la position du patient avant, pendant ou après le traitement, pour lavérification et pour la comparaison avec des images de simulation.

Le système d'imagerie MV se compose d'un dispositif de détection d'images (IDU)ou d'un imageur mégavolt numérique (DMI), selon la configuration du système.L'imageur MV est contrôlé directement par le système XI.

Vue d'ensemble de l'application ImagingVous utilisez l'application Imaging pour vérifier le bon positionnement du patientavant de commencer le traitement. À l'aide de l'application Imaging, vous pouvezanalyser des images acquises par rapport à des images de référence fournies par leplan de traitement. Pour la comparaison, les images de vérification peuvent être desimages MV, kV, une combinaison des deux ou CBCT.

L'application Treatment récupère et affiche les détails et le plan de traitement relatifsau patient que vous avez sélectionné et les transfère à l'application Imaging. Aprèsanalyse et comparaison des images, l'application Imaging calcule des corrections dela table pour le positionnement du patient avant de les communiquer à l'applicationTreatment.

Vue d'ensemble du CBCT ReconstructorLe Reconstructeur CBCT (CR) est une application distincte qui prend les projections(CT) par faisceau conique acquises par le système XI, les reconstruit en un ensemblede données volumétriques 3D puis transfère les images reconstruites à l'applicationImaging pour traitement plus approfondi.

Le système XI applique les corrections de gain, de décalage et de pixels aux donnéesde projections brutes puis renvoie les projections corrigées au reconstructeur CBCT.Le reconstructeur comporte également divers processus permettant de contrôler lasurveillance à distance et la journalisation.

L'application CBCT Reconstructor s'exécute sur son propre ordinateur dédié et estaccessible par le biais de l'application Service.


Module reconstructeur Advanced ReconstructorAdvanced Reconstructor (AR) est une application autonome capable de reconstruireles images CBCT hors ligne. AR s'interface avec le module reconstructeur, lequelpermet d'accéder aux algorithmes de reconstruction avancée qui ne sont pasaccessibles depuis l'application Imaging. Ces algorithmes incluent les reconstructions4D CBCT et les reconstructions d'acquisitions multiples.

Une reconstruction 4D CBCT peut être effectuée sur des scanners acquis avec unsignal respiratoire, pour former une reconstruction avec résolution temporelle, tandisque la reconstruction d'acquisitions multiples peut être effectuée sur des scannersappartenant à la même séance, pour former un volume offrant une plus grandecouverture axiale. AR inclut un mode Review (Consultation) qui permet de visualiserles images reconstruites avec différentes techniques : 3D, 4D et acquisitionsmultiples. L'application est également capable de stocker des paramètres dans la basede données Varian System Database ou d'enregistrer les reconstructions dans lesystème de fichiers du poste de travail afin de pouvoir les réutiliser ultérieurement.

Système de gating respiratoireLa technologie du gating respiratoire (asservissement respiratoire) établit unecorrélation entre la position de la tumeur et le cycle respiratoire du patient. Desmouvements périodiques du patient, tels que la respiration, sont toujours présentspendant le traitement. Pour minimiser l'erreur provoquée par un mouvementrespiratoire, l'administration de la dose n'est permise que pendant certaines phasesdu cycle respiratoire.

L'application Imaging prend en charge le gating respiratoire en offrant desfonctionnalités permettant de comparer les images acquises aux images de référencecorrespondantes, et de configurer les seuils de gating par rapport à ces imagesacquises. Il est possible de vérifier que la position cible se trouve dans l'ouverture duchamp de traitement pour des seuils de gating donnés. Le gating contrôle alorsl'activation du faisceau de traitement pour réduire l'irradiation des tissus sainspendant le mouvement respiratoire du patient.


L'application Machine Performance Check (MPC)MPC est une application autonome exécutée sur le poste de travail de la console enmode Console et utilisée au quotidien par des thérapeutes afin de vérifier des valeursfondamentales relatives aux performances de la machine. Les valeurs deperformances de la machine sont déterminées en analysant des images MV et kV àdifférentes positions de la machine, avec et sans fantôme IsoCal. La fréquence descontrôles de performances peut être prédéfinie par le physicien médical responsable.Un historique des valeurs de performances peut être consulté sur la console ainsi quesur tout ordinateur ayant accès aux données de l'application MPC par l'intermédiairede PeerSync (mode hors ligne).

MPC enregistre des images et des valeurs de performances découlant de ces imagessur le disque local du poste de travail de la console. L'installation PeerSync existanteest utilisée pour dupliquer les données MPC, sur la base des autres donnéesdupliquées, généralement vers un dossier partagé du serveur Varian System Server.Tout ordinateur bénéficiant d'un accès à ce dossier partagé peut être utilisé pourconsulter les valeurs de performances, via l'exécution de l'application MPC en modehors ligne.

MPC est conçu pour effectuer les tests essentiels de la machine qui suivent :■ Affichage de l'angle du collimateur■ Affichage de l'angle du bras■ Affichage des valeurs verticale, latérale, longitudinale et de rotation de la table■ Affichage des valeurs des mâchoires pour 4 mâchoires principales individuelles■ Constance du faisceau pour les faisceaux de photons■ Coïncidence de l'isocentre d'irradiation et de l'isocentre d'imagerie MV & kV■ Précision de la position des lames du MLC

Droits utilisateurEn fonction des droits utilisateur, l'opérateur peut effectuer de nombreuses tâches deservice de maintenance sur le système XI, ainsi que les étalonnages. Les profilsd'utilisateur suivants sont disponibles :


Tableau 1 Droits utilisateur

Utilisateur Droit

Utilisateur général Cet utilisateur ne possède aucune formation de maintenance. Ilpeut réaliser des interventions générales et devra peut-être re-layer des informations à un membre du personnel techniqueVarian lors d'un dépannage par téléphone. Un radiothérapeuteest un utilisateur général.

Utilisateur intermédiaire Inclut le thérapeute avancé. Cet utilisateur a accès à des outilsfondamentaux de service pour effectuer un ensemble de tâchesde base, mais n'a pas été complètement formé à l'entretien dusystème.

Utilisateur avancé A reçu une formation au service technique Varian. Ces utilisa-teurs comprennent le physicien qui procède à des travaux dediagnostic ou de recherche et qui peut effectuer des tâchesavancées d'étalonnage de l'imageur et d'administration. Celacomprend également le personnel technique Varian.

Ingénieur technique chargédu service

Répare le système et possède des privilèges d'accès supplémen-taires, protégés par une clé HASP (clé électronique), en plus deceux accordés à d'autres d'utilisateurs.

Tant les utilisateurs intermédiaires que les utilisateurs avancés ont le droitd'outrepasser les anomalies et verrouillages de sécurité.


Chapitre 3 Système d'imagerie par rayons X (XI)

Vue d'ensemble du système d'imagerie par rayons X (XI)Par le biais de l'application Imaging sur le poste de travail, le système XI permet auxutilisateurs d'acquérir des images kV — images fluoroscopiques et radiographiqueset projections CT qui peuvent être reconstruites sous forme d'images CBCTtridimensionnelles — et des images MV portales et ciné. Les utilisateurs peuventégalement effectuer des tâches de service et de maintenance par le biais del'application Service.

Le système d'imagerie par rayons X (système XI) gère les fonctions suivantes :■ Acquisition d'images kV et MV et traitement d'images. Le système peut faire

fonctionner plusieurs sources d'images en même temps.■ Mémoire système et communication entre le noeud XI et le matériel d'acquisition

d'images (générateur de rayons X kV, imageurs kV et MV), ainsi qu'avecl'application Imaging, le Superviseur (SPV) et d'autres noeuds.

■ Données d'entrée en temps réel de la caméra stéréo, qui sont utilisées en gatingrespiratoire.

En outre, le système XI s'interface avec le Reconstructeur CBCT pour reconstruirenumériquement les projections CT sous forme d'images CBCT, avant d'afficher lesimages dans l'application Imaging.

Connexion aux autres systèmesComme les autres nœuds du système, le système XI se connecte au Superviseur etaux autres nœuds pour permettre l'échange cyclique des informations au sein dusystème. Ces informations comprennent des messages, des commandes et desdonnées d'état. Plusieurs réseaux assurent cette communication, comme l'illustre lafigure ci-dessous.


autres nœuds...

nœud KVS

CR

système XI

POSTE DE TRAVAIL

SUPERVISEUR

nœud KVD

nœud BGM

nœud MVD

Figure 1 Réseaux de connexion du système XI

Ligne rouge Réseau d'imagerie

Ligne noire Réseau en temps réel

Ligne verte Bus CAN (Controller Area Network)

Le Superviseur contrôle et coordonne le système XI, ainsi que les autres nœuds. LeSuperviseur reçoit régulièrement des informations sur l'état du nœud XI grâce à unréseau en temps réel (Ethernet, lignes noires sur la figure), et envoie l'état de lamachine, comme l'état de tous les axes, toutes les 10 ms. Le nœud XI lui-mêmecontrôle et gère le matériel d'acquisition d'images pour l'imagerie kV et pour MVRadshot ainsi que pour l'imagerie non synchronisée.

Pour l'acquisition synchronisée d'images MV, le nœud de production et surveillancedu faisceau (BGM) transmet les informations d'impulsion de faisceau directement aunœud XI, qui peut également assurer directement le maintien de l'impulsion defaisceau, via le bus CAN (Controller Area Network) du sous-système sans passer parle Superviseur (lignes vertes sur la figure).

Pour la reconstruction numérique des images CBCT, le nœud XI s'interface avec leReconstructeur CBCT via le réseau d'imagerie (lignes rouges sur la figure). Le réseaud'imagerie connecte également le nœud XI à l'application Imaging sur le poste detravail pour le transfert des données d'images. Le module XI utilise le réseaud'imagerie pour transférer les images à l'application Imaging ou au reconstructeurCBCT pour traitement supplémentaire. En mode Service, les images acquises sonttransférées au service XI sur le poste de travail.

Chapitre 3 Système d'imagerie par rayons X (XI) 25

Architecture du système XILe système XI se compose du nœud XI, du système d'irradiation kV, de l'imageur kV(détecteur PaxScan 4030CB), de l'imageur MV (IDU MV 20 ou DMI), de la camérastéréo et du bloc d'alimentation XI (XI PSU). Le système d'irradiation kV se composede la chambre normalisée numérique, du générateur de rayons X kV et du tube àrayons X kV.

Le nœud XI contrôle le matériel d'acquisition d'images séparément du Superviseur,et gère l'échange de données avec les autres nœuds. Le nœud XI traite les imagesacquises et gère le stockage des données d'étalonnage d'images. Le nœud XI estinstallé sur un ordinateur distinct situé dans le bâti du matériel d'imagerie avec leReconstructeur CBCT.

Figure 2 Nœud XI

Le nœud XI se connecte au matériel d'acquisition d'images situé dans la salle detraitement — l'imageur MV, l'imageur kV et la caméra stéréo — grâce à une interfacede matériel dédiée un-à-un. Les sources d'images transfèrent les données brutesd'images acquises directement et en temps réel au nœud XI.

Le bloc d'alimentation XI (XI PSU) est situé dans la zone de la console. Il alimente lesappareils d'imagerie connectés. Le bloc d'alimentation XI est contrôlé par le nœud XI.Pour plus d'informations sur les caractéristiques de fonctionnement de l'alimentationXI, reportez-vous à la section Spécifications à la page 240.

Fonctions XILe système XI est chargé de la gestion de la mémoire système, du traitement desdonnées d'images kV et MV, et du stockage des données d'étalonnage.


Allocation de mémoire et stockage des données d'étalonnageLe système XI offre 4 Go de RAM (mémoire vive) :■ 512 Mo sont réservés à l'ordinateur XI et au système d'exploitation VxWorks.■ 3,5 Go sont réservés aux images acquises.

La mémoire d'images de 3,5 Go suffit à traiter environ 2 300 images avec unerésolution de 1 024 x 768 pixels.

Le logiciel XI stocke et charge automatiquement les données d'étalonnage des imagesà partir du nœud XI (lecteur flash). Lorsque le mode d'imagerie change, le logiciel XItransfère les données d'étalonnage au module d'acquisition correspondant. Lemodule d'acquisition en stocke alors une copie dans sa mémoire pour traitement.

Traitement des donnéesLe logiciel XI traite les données d'images kV et MV ainsi que les données d'entréeprovenant de la caméra stéréo. Le traitement des données est basé sur les résultats del'étalonnage de l'imageur.

Le traitement de données des images comprend les tâches suivantes :■ Pour les images kV et MV, corrections des divers artefacts d'acquisition, comme

les corrections de champ sombre (Dark Field) et de champ d'irradiation (FloodField), le calcul de la moyenne des trames d'images et la création d'histogrammes.

■ Pour les images fluoroscopiques kV et MV, compression des séquences d'imagessous forme de fichiers MPEG.

■ Pour la caméra stéréo, transformation du système de coordonnées de la caméra ensystème de coordonnées de la salle de traitement (système de référence fixe CEI),ainsi que calcul des paramètres respiratoires tels que l'amplitude, la phase et lapériodicité de la respiration du patient.

Réglage automatique de la luminosité (ABC)La fonction de réglage automatique de la luminosité (ABC) ajuste automatiquementla tension (kV), l'intensité (mA) et la largeur d'impulsion (ms) au niveau dugénérateur kV entre les impulsions de faisceau pour amener la luminosité de l'imagefluoroscopique à un niveau visuel, quelle que soit la densité.


ABC permet de maintenir un débit de dose constant au niveau de l'imageur lors del'imagerie du fantôme à densité variable en mode Fluoroscopie pulsée. En modeABC, la reproductibilité kVp est de l'ordre de ± 2 kVp considérée à partir de la valeurkVp maximale ou minimale en utilisant un pénétromètre à gradations commefantôme à densité variable. Le temps de réponse pour la stabilisation kVp sur uneimage est ≤ 3 secondes.

Remarque : La fonction ABC contrôle uniquement la valeur kVp dans les modes defluoroscopie.

Dans l'application Imaging, vous pouvez activer la fonction ABC pour le modeFluoro (voir ABC (réglage automatique de la luminosité) à la page 85).

Communication généraleDe manière générale, la communication entre le Superviseur (SPV), les applicationsImaging et Treatment, et le système XI pour ce qui concerne l'acquisition d'images kVet MV s'effectue comme le montre la figure suivante.


DICOM

Application Treatment

Application Imaging

Superviseur

Système XI

Figure 3 Communication entre Superviseur–Imaging–Treatment (Traitement)–Système XI

L'acquisition clinique d'images ou de données fait intervenir les étapes suivantes :

1. L'application Treatment importe le plan de traitement (données DICOM).2. L'application Treatment transfère les données du plan contenant les informations

liées à l'acquisition d'images à l'application Imaging.3. L'application Imaging prépare l'acquisition sur le système XI.4. L'application Imaging envoie des commandes avec les paramètres de faisceau et

d'acquisition d'images à l'application Treatment.5. L'application Treatment envoie les commandes Set Up Beam (configuration du

faisceau) et Set Up Target (configuration de la cible) au superviseur. Ceci préparele faisceau.

6. Le superviseur déclenche l'acquisition d'images sur le système XI.7. Le système XI transfère les données acquises à l'application Imaging où elles sontaffichées pour l'utilisateur.


Chapitre 4 Système d'unités de positionnement(PU)

Vue d'ensembleL'équipement d'imagerie — détecteurs d'images MV et kV et tube à rayons X kV —est installé sur trois bras robotisés connus sous le nom de bras de l'unité depositionnement (bras PU). La figure qui suit présente un schéma des bras PU. Le brasdu détecteur MV peut être entièrement rentré dans un capot contrepoids. Les bras dudétecteur kV sont perpendiculaires à la ligne du faisceau de traitement (MV).

1. Bras2. Contrôleurs de l'unité de positionnement3. bras de la source kV4. Tube à rayons X kV5. chambre normalisée kV

6. Collimateur kV7. bras du détecteur MV8. Imageur MV9. Bras du détecteur kV

10. Imageur kV

Figure 4 Schéma du système d'unités de positionnement


Les bras des détecteurs MV et kV sont d'une conception mécanique très similairetandis que la conception du bras de la source kV est substantiellement différente.Chaque bras est contrôlé par un contrôleur distinct de l'unité de positionnement situédans la gorge du bras. Les nœuds de commande de déplacement sont constitués dela carte de support située dans la zone de la console et de la carte de contrôleur situéedans la salle de traitement. Le matériel est identique mais utilise des logicielslégèrement différents pour chaque bras.

Unité de positionnementCette section décrit l'architecture de commande des bras PU. Le superviseur contrôleles bras PU. Le matériel se situe dans la salle de traitement et la commande logiciellese situe sur la carte de support située dans la zone de la console.

1. Bras2. Contrôleur PU3. Partie supérieure du bras4. Avant-bras5. Main

Figure 5 Architecture du système de bras PU

La figure ci dessus illustre l'architecture de l'unité de positionnement etl'emplacement du contrôleur de l'unité de positionnement (B).

Contrôleur PULe contrôleur PU dirige chaque bras PU. Il prend en charge toutes les logiques E/S etde vecteur de moteur permettant de diriger un bras PU. Le contrôleur PU estconstitué des unités suivantes dans la zone de la console et la salle de traitement :■ Mezzanine de support du nœud■ Support de nœud PU (FPGA) exécutant les E/S

Chapitre 4 Système d'unités de positionnement (PU) 31

■ Logiciel PU (ETX)

Logiciel PU(ETX)

Supportde nœud PU

FPGA

Mezzanine de support

du nœudPCI MllEthernet

Zone de la console

Salle de traitement

Carte de pilotagede moteur PU

Carte de contrôleur PU

Contrôleur PU

Carte du support de noeud

Capteurs de position Alimentation Moteurs

HSSB

Réseau CAN

Figure 6 Nœud de commande des déplacements PU

Contrôleur PU dans la salle de traitement :

■ Carte de pilotage du moteur PU, pilotant les moteurs■ Carte de contrôleur PU■ Mezzanine du contrôleur gérant le canal de communication HSSB

Le logiciel implémenté dans le nœud de commande PU est chargé de la réalisation deplusieurs tâches :

■ Déplacement des quatre axes des détecteurs kV et MV et des trois axes de lasource kV dans un mouvement continu vers la position cible conformément auxcoordonnées fournies par le Superviseur.

■ Rapport des coordonnées de position sur tous les axes au Superviseur ou àl'application Service.

■ Vérification des informations de positionnement, comparaison de l'indicateur deposition de l'axe (APRO) et de l'indicateur de position du moteur (MPRO) (voir Mesure des valeurs positionnelles à la page 35).

■ Vérification de la réussite du déplacement, contrôle des commandes APRO et deposition.


■ Surveillance de l'état du système.■ Exécution et prise en charge de l'étalonnage et de l'initialisation des bras PU.

En outre, ce logiciel est également chargé de détecter et d'éviter les collisions entre lesbras et les surcharges des bras.

Conception des bras PULa figure ci-dessous présente le schéma d'un bras PU. Chaque bras PU est composéde trois axes rotatifs, d'une articulation d'épaule (B), d'une articulation du coude (D)et d'une articulation du poignet (F) - ainsi que d'un axe translationnel, disponibleuniquement sur les bras de détecteurs, reliant une partie supérieure du bras (C), unavant-bras (E) et une main (H). Ceci se traduit par quatre axes de déplacementdésignés sous le nom d'épaule, de coude, de poignet et d'axes latéraux. Les troispremiers axes utilisent les degrés comme unité de mesure ; le dernier axe utilise lesmillimètres.

1. Bras

2. Articulation de l'épaule

3. Partie supérieure du bras

4. Articulation du coude

5. Avant-bras

6. Articulation du poignet

7. Axe latéral

8. Main

9. Angle du poignet

10. Angle du coude

11. Angle de l'épaule

12. Axe longitudinal

Figure 7 Conception du bras PU : axes et angles de rotation

La position de chaque axe est mesurée par au moins deux capteurs de position. Pourde plus amples informations, reportez-vous à la section Mesure des valeurspositionnelles à la page 35.


Comparaison des conceptions des bras de détecteur et de source kVMécaniquement, les bras des détecteurs MV et kV sont presque identiques. Si ce n'estpour la main, les bras des détecteurs utilisent les mêmes composants. Par contraste,le bras de la source kV est considérablement différent et peut notamment soutenirune charge utile beaucoup plus lourde. La figure ci-dessous illustre les trois bras.

1. Bras de la source kV2. Bras du détecteur MV3. Bras du détecteur kV

Figure 8 Conception différente des bras des détecteurs et de la source kV

Les bras des détecteurs MV et kV peuvent soutenir des charges utiles du détecteurpesant jusqu'à 20 kg. Le poids de la charge utile comprend l'imageur — par exemplel'IDU20 (bras du détecteur MV) ou le PaxScan (bras du détecteur kV) — avec la grille,le capot anticollision et les éléments mécaniques d'adaptation montés sur le poignetsupportant la charge utile.

Le bras de la source kV est conçu pour supporter plus du double du poids — il peutporter une charge utile d'un poids maximal de 45 kg environ. Le bras de la source kVpeut supporter des tubes à rayons X kV plus lourds et le collimateur kV avec unemarge de sécurité confortable, actuellement aux environs de 35 kg. Le bras de lasource kV utilise également des pièces moulées beaucoup plus grandes pour fournirsuffisamment d'espace pour le refroidissement par huile et les câbles haute tensionrequis pour faire fonctionner le tube à rayons X kV.


Pour en savoir plus sur les caractéristiques techniques des bras, reportez-vous au Tableau 28 Caractéristiques techniques du bras de la source kV et des détecteurskV et MV à la page 242.

Mesure des valeurs positionnellesÀ l'exception de l'axe de l'épaule, tous les bras PU utilisent trois capteurs poursurveiller la position des axes. Tous les axes doivent comporter au moins une mesureabsolue. Sinon, la position de départ ne peut pas être calculée.

Les capteurs sont soit des codeurs soit des convertisseurs — tous deux utilisés pourleur précision et leur résistance au rayonnement. Chacun des axes possède unecombinaison de systèmes d'indication différente. L'axe de l'épaule possède un codeurabsolu et un resolver ; les axes du coude et du poignet possèdent un codeur relatif etdeux resolvers. Enfin, l'axe de la main compte trois resolvers.

Il existe deux types de capteurs de position des bras PU :■ Les capteurs d'indication de position du moteur, ou MPRO, se fixent directement

sur l'arbre de moteur sans engrenage ; ils comportent des accouplementsmécaniques entre le capteur et l'axe du bras.

■ Les capteurs d'indication de position de l'axe, ou APRO, sont des codeurs et desconvertisseurs haute résolution. Parce qu'ils se connectent directement à l'axe dubras — au moyen d'engrenages, de courroies ou des deux — ils peuvent mesurerla position de l'axe beaucoup plus précisément qu'un capteur MPRO.

Les axes du coude, du poignet et de la main comportent deux APRO, désignés sousle nom d'APRO principaux et secondaires et un MPRO pour un total de troiscapteurs de position pour chaque axe. Les APRO principaux déterminent la positionprécise des axes tandis que les APRO secondaires vérifient indépendamment le bonfonctionnement des APRO principaux. Le MPRO fournit l'orientation du rotor aucontrôleur au titre de vérification supplémentaire et joue le rôle d'indicateursupplémentaire de position de l'axe, pour confirmer la position avec APRO.

Tant les convertisseurs que les codeurs incrémentiels produisent un signal deréférence qui se produit une fois par révolution. L'accouplement mécaniquedétermine l'amplitude de la rotation de l'axe nécessaire avant qu'un signal deréférence soit produit. Les convertisseurs ont une orientation zéro, qui s'appelle lepoint de tension nulle (point d'index) ; les codeurs incrémentiels ont une impulsiond'index.

Les codeurs ne conservent pas leur position si l'alimentation est interrompue ; lesrésolveurs la conservent (en un tour de 360 degrés).

Pour connaître les caractéristiques techniques relatives au fonctionnement descapteurs, reportez-vous au Tableau 29 Capteurs de position du bras à la page 243.


Pour de plus amples informations sur la gestion des mouvements et les systèmes deretour d'informations, reportez-vous à la publication suivante : Manuel de référencetechnique TrueBeam — Volume 1.

PrécisionLa précision du positionnement de l'ensemble du système PU dépend de la précisiondes composants qui suivent :■ Précision des pièces mécaniques : par exemple, élasticité du bras, montage du

bras, et structure du bras. La précision du bras dépend fortement de la précisionet de la procédure d'installation de la machine de traitement.

■ Matériel : par exemple, la linéarité du capteur de position.■ Logiciel : par exemple, l'erreur de commande.

La précision absolue du positionnement de l'ensemble du système PU correspond àun rayon de 1,5 mm, la position absolue étant définie comme la position de la chargeutile dans l'espace par rapport à la position de l'isocentre du bras.

Étalonnage et initialisation des bras PUL'étalonnage des bras de l'unité de positionnement est requis après l'installation pourétablir la précision des trajectoires des bras. L'étalonnage des bras de l'unité depositionnement détermine les angles et les positions latérales exacts des axesnécessaires pour centrer l'imageur par rapport à l'isocentre de traitement(d'irradiation).

L'initialisation est une séquence de déplacements pour un axe permettant d'établir lecadre de référence et la position clinique en fonction des valeurs étalonnées.L'initialisation est requise après le redémarrage du support de nœud. Varianrecommande aux utilisateurs d'effectuer l'initialisation dans le cadre de l'AQquotidienne afin de vérifier que tout fonctionne correctement.


Étalonnage Teach DriveL'étalonnage Teach Drive offre un mécanisme de vérification supplémentaire desdéplacements du bras. Pendant l'étalonnage, l'affichage tertiaire du coude et dupoignet du bras PU est mesuré à une impulsion d'index virtuelle (une position APROdéfinie) lors du déploiement du bras de la position rétractée à la position étendue.Cette valeur est enregistrée dans la configuration du bras et comparée à l'affichagetertiaire à chaque fois que l'impulsion d'index virtuelle intervient pendant ledéplacement du bras. Le bras fera l'objet d'un verrouillage de sécurité si l'affichageréel se situe en dehors d'une plage de tolérances définie. Cela vise à minimiser l'écartmaximal autorisé de la position pour les affichages à glissement progressif.L'étalonnage Teach Drive n'invalide pas ni n'a d'incidence sur aucun autreétalonnage du bras. Aucun étalonnage du système ni étalonnage IsoCal ne seranécessaire après un nouvel étalonnage Teach Drive.

Modèle de positionnement des bras de l'unité de positionnementL'étalonnage des bras PU convertit l'angle exact de l'axe en positions absolues. Celase traduit par un modèle utilisé pour estimer l'emplacement des bras de l'unité depositionnement. Si tous les angles des articulations de l'épaule, du coude et dupoignet (angles PSh, PEl, et PWr ) ainsi que l'axe latéral de la main sont connus, laposition de la charge utile peut être calculée selon les coordonnées de la salle (CEI).


1. Transformation2. Coordonnées CEI

Figure 9 Modèle de positionnement des bras de l'unité de positionnement

Détermination de l'origine par butées d'arrêt mécaniquesLes butées d'arrêt mécaniques génèrent une position de référence bien définie à l'aided'une méthode appelée Détermination de l'origine par butées d'arrêt mécaniques. Ils'agit d'une méthode précise permettant d'initialiser une articulation lorsqu'elle nepossède plus de position de référence.


Lors de la détermination de l'origine par butées d'arrêt mécaniques, le systèmerétracte les bras de l'unité de positionnement et continue de surveiller l'intensité desmoteurs d'entraînement jusqu'à ce que tous les axes atteignent leur butée d'arrêtmécanique respective. Lorsque les axes entrent en contact avec leur butée d'arrêtmécanique, l'intensité des moteurs augmente et, à un seuil d'intensité prédéfini, lenœud de commande des déplacements de l'unité de positionnement reconnaît queles axes ont atteint leur position de référence. Cette procédure garantit des positionsabsolues des axes extrêmement précises.

Mécanismes de sécuritéLes bras PU comporte divers mécanismes de sécurité pour éviter des déplacementsincontrôlés des bras en cas de défaillance mécanique ou électronique et pourinterrompre les déplacements des bras en cas de collision.

Articulations à verrouillage automatiqueTous les entraînements mécaniques sont à verrouillage automatique en cas decoupure de courant au moteur. C'est-à-dire que le déplacement s'arrête et les vis sansfin et les freins des moteurs maintiennent les axes dans leur position actuelle.

Dispositifs électroniques de sécuritéDes dispositifs électroniques de sécurité arrêtent le déplacement des bras PU sicertaines défaillances électroniques ou de communication sont détectées. Cesdéfaillances déclenchent des verrouillages de sécurité déclenchés par une anomalie.Parmi ces défaillances :■ Les tensions d'alimentation dépassent les limites configurables définies dans le

micrologiciel. Les tensions sont surveillées toutes les 5 ms.■ Supervision du courant du moteur : doit détecter la surcharge du moteur.■ Surcharge du moteur, détectée par le capteur de courant du moteur.■ La température de composants spécifiques comme l'interrupteur 5 Vc.c/c.c ou la

glissière de la carte ETX dépasse une valeur de sécurité prédéfinie.■ La communication entre le contrôleur et le support de nœud est perdue.

Dispositifs mécaniques de sécuritéDes dispositifs mécaniques de sécurité détectent l'ampleur des incohérences deposition qui déclenchent un verrouillage ou un capteur de surcharge. Ces dispositifscomprennent des butées d'arrêt mécaniques, un capteur de surcharge, des vis sansfin à verrouillage automatique et la détection des collisions.


Butées d'arrêt mécaniquesLes bras PU comportent des butées d'arrêt mécaniques qui limitent les déplacementsen rotation des articulations des bras pour éviter la destruction des gaines de câbleset des câbles dans les bras et pour prévenir tout endommagement mécanique dumatériel. Ces butées d'arrêt mécaniques constituent le dernier système de sécuritépour arrêter le bras si les capteurs ne détectent pas la limite de déplacement.

Capteur de surcharge du coudeL'axe du coude est entraîné par ce qu'on appelle un engrenage harmonique quipourrait être endommagé par un impact externe non contrôlé. Pour prévenir unetelle défaillance, un capteur de surcharge détecte toute déformation possible del'engrenage bien avant sa rupture et arrête les déplacements de l'articulation.

Superviseur de la courroie du coudeLa courroie située entre l'entraînement du coude et l'engrenage harmonique estsoumise à une surveillance mécanique. En cas de rupture de la courroie, un arrêtoirtombe dans une roue à cliquet pour empêcher la rotation libre de l'avant-bras.

Détection mécanique des collisionsUne série de structures de détection des collisions est incorporée aux bras PU pourdétecter mécaniquement tout contact avec des obstacles sur la trajectoire des braspendant le déplacement des bras ou du bras. Ces structures de détection descollisions consistent en une paire de palettes — l'une sur l'avant-bras et l'autre sur lapartie supérieure du bras — ainsi qu'en des capots anticollision recouvrant lesdétecteurs MV et kV et la source de rayons X kV (voir la figure ci-dessous). Une foisque les interrupteurs anticollision de ces structures sont activés, le signal de collisionest détecté dans le nœud de commande de déplacement PU qui désactive à son tourla boucle d'activation des déplacements et arrête le déplacement des bras en moinsd'une seconde. Une collision interrompt les déplacements des bras PU ainsi que tousles déplacements du système.


23

2 245

21

1. Palette et interrupteurs anticollision—avant-bras2. Interrupteurs anticollision (brides)3. Capot de la charge utile4. Palette et interrupteurs anticollision — partie supérieure du bras5. Nœud de commande des déplacements PU

Figure 10 Détection de collision (exemple)

Capteur anticollision capacitif du bras de la source kV

En plus de la détection de la collision mécanique, un capteur de détection de collisioncapacitif (CCDS), situé sur le bras de la source kV (kVS), évite les blessures au patienten cas de déplacement indésirable. La figure qui suit montre l'anneau PCB avec lasurface du capteur située derrière le cadre de la fenêtre du capot anticollision de lasource kV.


1. Carte de circuits imprimés (vert)

Figure 11 Système anticollision capacitatif — Emplacement du CCDS (carte de circuits imprimésen vert)

Si une personne entre en contact avec le capot de la source kV ou s'approche de lazone active du capteur, un signal se déclenche et entraîne l'arrêt du déplacement dubras en l'espace de quelques millisecondes. La zone active du capteur est égalementappelée plage de proximité, qui correspond à l'espace de 1 à 2 cm autour du capot de lasource kV. La plage de proximité est variable, et dépend de l'obstacle lui-même et dela vitesse à laquelle il s'approche. Un doigt va déclencher la détection de la collision àune distance plus courte qu'une main. En outre, si l'obstacle approche doucement (dequelques mm/s), il y aura quasiment contact avant que la détection de la collision nese déclenche.

Le capteur capacitif mesure une référence et l'ajuste lentement en fonction del'environnement. Il mesure également le comptage brut et calcule la différence entreles deux valeurs. Si celle-ci dépasse un seuil défini, le capteur déclenche un signal quiouvre la ligne anticollision à l'aide d'un relais. Le CCDS est donc indépendant desvariations mineures de l'environnement (température, par exemple) et permet unedétection adaptative des collisions potentielles : lorsque le bras de la source kV sedéplace lentement vers le patient, le signal est déclenché plus tard que s'il sedéplaçait à vitesse normale.


Le capteur est connecté à la petite carte fille de circuits imprimés du systèmeanticollision. Le capteur et la carte de circuits imprimés du système anticollision sonttous deux intégrés dans le capot du collimateur kVS sous la forme d'un seul et mêmedispositif : le CCDS. Le CCDS s'interface avec le contrôleur du collimateur kVS pourson alimentation et est en boucle avec la ligne anticollision du bras de la source kV.De plus, une interface de communication fournit des informations sur les paramètresde configuration et le fonctionnement des données d'état, par ex., contrôles deredondance cyclique (CRC) ou contrôles de la version du micrologiciel. Le CCDSpeut par ailleurs être arrêté et redémarré depuis le SMC.

La Figure 35 Fenêtre du capot de protection contre les collisions à la page 72montre le bras de la source kV avec le capot et la fenêtre de protection anticollisionde la source

Messages d'erreurLe tableau Fault and Interlock (Anomalies et verrouillages) de l'application Serviceconsigne et répertorie les anomalies, avertissements et verrouillage en vigueur.Chaque message d'erreur est répertorié avec la date et l'heure de son apparition, unnuméro d'identification et un texte descriptif. Le tableau Fault and Interlock(Anomalies et verrouillages) permet d'acquitter ou d'outrepasser les anomalies.

Déplacement des bras PUIl existe différentes façons de déplacer les bras PU :■ Dans la salle de traitement, vous pouvez déplacer en continu les bras à l'aide de la

poignée de la table ou du tableau de commande latéral de la table.■ Dans la zone de la console, vous pouvez déplacer les bras en utilisant l'application

Treatment ou Service. Vous pouvez soit définir les positions dans ces applications,soit sélectionner les positions prédéfinies (médiane, déployée ou rétractée,définies à la section suivante). Vous activez ensuite le déplacement des bras enappuyant sur le bouton Motion Enable (Validation des mouvements) sur laconsole de commande.

■ En outre, en connectant la poignée de commande standard au contrôleur PU,vous pouvez utiliser le mode de Service autonome (Service/PU) permettant detravailler directement avec le nœud PU connecté, ce qui contourne le contrôle duSuperviseur.

Pour obtenir des instructions sur l'utilisation de la poignée de commande, dutableau latéral de la table, de la console de commande et des applicationsTreatment et Service, reportez-vous aux documents suivants : Manuel de référencetechnique TrueBeam — Volume 1 et Mode d'emploi TrueBeam.


Positions prédéfiniesLes bras de l'unité de positionnement peuvent être placés dans trois positionsprédéfinies :■ Rentrée : les bras sont déplacés jusqu'à la position totalement rentrée.■ Médiane : les bras sont à moitié rentrés. Cette position réduit le temps de mise en

place en vue du traitement et permet de libérer le patient plus rapidement.■ Déployée : les bras vont sur la position par défaut pour l'acquisition d'images ou

sur la position spécifiée par un plan de traitement.

Remarque : Si aucune position du plan n'est envoyée au Superviseur, le bras se place dans lespositions par défaut : −80,0,0 pour les détecteurs ; 100,0,0 pour le bras KVS.


Figure 12 Positions prédéfinies des bras kV — Rentrée (à gauche), médiane (au centre),déployée (à droite)


Déplacement et vélocité des bras PULes bras PU répondent aux exigences de la CEI sur les distances d'arrêt et aux limitesde vélocité de la CEI en utilisant des verrouillages pour arrêter le déplacement del'axe ou pour désactiver l'axe. La vélocité est définie comme étant la vitesse de lacharge utile par rapport à l'isocentre.

Caractéristique Bras de la source kV Bras du détecteur kV Bras du détecteurMV

Temps de rentrée ou dedéploiement

Parking (Méd)

Parking (Méd)

Parking (Méd)

(0, 0, +100)

Extension : 17 s

Rétraction : 7 s

Déploiement : 17 s

(0, 0, −80)

Extension : 14 s

Rétraction : 15 s

Déploiement : 19 s

(0, 0, −80)

Extension : 13 s

Rétraction : 5 s

Déploiement : 18 s

Pour de plus amples informations, voir la section Spécifications techniques des brasde PU à la page 242.

Inclinaison du tube à rayons XLe tube à rayons X peut être incliné de ± 15° autour d'un axe passant par le pointfocal et perpendiculaire au plan défini par les axes vertical et longitudinal. Cecipermet une irradiation de l'imageur kV sur la plage complète de déplacement de lasource kV et de l'imageur.

À propos des plages de déplacement clinique des bras PULes plages de déplacement cliniques des bras PU sont définies comme ledéplacement d'un point de référence d'une charge utile, par exemple le centre exactdu point sensible du détecteur, par rapport à un point de référence fixe dans l'espace.Pour les bras des détecteurs, le point de référence fixe est l'isocentre. Pour des tracéset des informations détaillées sur les valeurs de la gamme de déplacement desdifférents bras de l'unité de positionnement, consultez la section Plages dedéplacement clinique des bras PU à la page 244.


Chapitre 5 Imageur MV

Vue d'ensemble de l'imageur MVL'imageur MV est utilisé pour acquérir des images MV uniques et ciné ainsi que desimages de dose portale depuis la vue BEV (beam's eye view). L'acquisition d'imagesMV est utilisée pour vérifier la position du patient avant le traitement, enregistrer laposition du patient avant, pendant ou après le traitement, et pour vérifier etcomparer les images acquises par rapport aux images de référence. En outre, lesimages MV sont utilisées pour les applications Machine Performance Check et PortalDosimetry.

Flux des données d'imagerie MVL'imageur kV transmet les données d'images MV acquises au nœud XI, qui lestransfère ensuite vers l'application Imaging en vue de leur traitement ultérieur.L'application Imaging affiche les images MV acquises dans les vues d'images, lesparamètres d'acquisition MV et la position de l'imageur MV sur le tableau de bord.

Figure 13 Flux des données d'imagerie MV

Le flux de données dans l'acquisition d'images MV dépend de la technique utiliséepour acquérir l'image. Pour une description plus détaillée, voir Modes d'acquisitionMV à la page 56.

Énergies d'imagerieAfin d'améliorer le rapport contraste/bruit des images, le système utilise un faisceaud'imagerie dédié, qui applique une énergie de 2,5 MV.

Chapitre 5 Imageur MV 47

Tableau 2 2,5 mégavolts

Énergie Imagerie prise en charge Commentaire

2,5 MV oui Non utilisée pour le traitement

4-20x oui En fonction de la configuration dela machine.

FFF oui n/d

Électrons L'énergie des électrons n'est pasdisponible pour l'imagerie.

L'énergie d'imagerie MV par défaut peut être configurée dans Service > PVACalibration > Administration (Service > Étalonnage PVA > Administration).

L'énergie du faisceau peut être définie sur low-X (X faible) dans les techniquesd'acquisition MV dans ARIA. Ce paramètre détermine si low-X (X faible) estinterprété comme l'énergie du faisceau réduite (par exemple, 6X) ou comme l'énergiedu faisceau la plus basse de l'accélérateur (faisceau d'imagerie 2,5 MV).

Figure 14 Énergie d'imagerie MV dans PVA Calibration

Figure 15 Comparaison avec 2,5 mégavolts


Orientation de l'imageL'orientation de l'image définit la direction de l'image acquise telle qu'elle apparaîtdans l'affichage par rapport à la position détectée sur le dispositif de détectiond'images (DMI ou IDU). L'orientation de l'image indique comment l'image du patient(l'objet imagé) est affichée à l'écran. Les coordonnées représentent la gauche, la droiteet le coin inférieur gauche.


1. En haut à gauche2. En haut à droite3. En bas à gauche

Figure 16 Orientation de l'image

Composants de l'imagerie MVLes principaux composants appuyant les fonctionnalités d'imagerie MV du systèmesont le dispositif de détection d'images, l'unité de numérisation (si un IDU estinstallé) et le système d'imagerie par rayons X.


Tableau 3 Composants de l'imagerie MV

Composant Description Objectif

Détecteur (IDU ouDMI)

Le détecteur (IDU ou DMI)(dispositif de détectiond'images)

Convertit les rayons X en signauxélectriques. Ces signaux sont trans-férés à la DU (pour l'imagerie MV) ouau processeur de commandes (pourl'imagerie kV).

DU Unité de numérisation (ima-gerie MV uniquement). LaDU est située dans le bras ouà proximité du bras. Utiliséeuniquement avec l'IDU, maispas avec le DMI.

Remarque : Lebloc d'alimen‐tation (PSU)du détecteur estlogé dans lemême boîtier.

Convertit les informations relativesaux pixels analogiques en donnéesnumériques transmises à la carte UCBdu poste de travail via une liaisonsérie haut débit.

XI Le système d'imagerie àrayons X (système XI)

Le système XI est intercon-necté au Superviseur et auxautres nœuds pour permettrel'échange d'informations cy-cliques dans l'ensemble dusystème. Ces informationscomprennent des messages,des commandes et des don-nées d'état.

Réalise et gère l'acquisition d'imagesoptiques, kV et MV ainsi que le traite-ment d'images, et assure le stockagedes données d'étalonnage des images.

Le système peut faire fonctionner plu-sieurs sources d'images en mêmetemps.

Dispositif de détection d'images MVUn scintillateur dans l'IDU ou un détecteur DMI convertit les rayons X entrants enphotons visibles. La lumière est captée par un réseau de photodiodes dans lepanneau en silicium amorphe. Les photodiodes intègrent la lumière entrante sousforme de charge électrique. La zone sensible du panneau mesure 40 cm × 30 cm pourl'IDU et 43 cm x 43 cm pour l'imageur mégavolt numérique (DMI). Les composantsélectroniques du détecteur permettent le transfert des charges des pixels auxcomposants électroniques d'affichage en activant la matrice des pixels rangée parrangée pendant la lecture des colonnes.


1. Réseau de photodiodes (zone sensible)2. Composants électroniques d'affichage. Convertissent la charge en signal analogique.3. Pilote de grille. Activation des pixels

Figure 17 Dispositif de détection MV - IDU

1. Réseau de photodiodes (zone sensible)2. Composants électroniques d'affichage. Convertissent la charge en signal analogique.3. Pilote de grille. Activation des pixels

Figure 18 Dispositif de détection MV - Imageur mégavolt numérique (DMI)

Unité de numérisationL'unité de numérisation (DU) n'est utilisée que sur les systèmes dotés d'un IDU, passur ceux équipés d'un DMI. La DU convertit les signaux analogiques (informationsdes pixels de l'image) envoyés par le détecteur d'images MV en signaux numériques.La DU transfère les données de l'image numérique via une connexion haut débit aumodule d'acquisition MV dans le nœud XI (2 × 320 Mbps).

Le bloc d'alimentation (PSU) du détecteur d'images MV est logé dans le boîtier de laDU. Les voyants DEL situés sur le boîtier de la DU indiquent l'état du système.


Génération d'imagesTous les détecteurs d'image haute énergie de Varian constituent des convertisseursindirects. Les détecteurs convertissent d'abord le photon incident en électrons puisles électrons en lumière, et la lumière génère une paire entièrement composéed'électrons. Les détecteurs stockent cette charge dans le condensateur interne de laphotodiode.

Cuivre (1 mm)

Scintillateur (Gd2O2S:Tb)

Photodiode a-Si

Substrat de verrePhotons diffusés

Photons lumineux

Photons radiographiques

Commutateur TFT a-Si

e-

Figure 19 Génération d'images

PixelChaque pixel du panneau a-Si consiste en une photodiode sensible à la lumière et untransistor en couche mince (TFT). La photodiode se comporte comme uncondensateur : la lumière absorbée est capturée et intégrée sous forme de chargeélectrique. En activant la ligne de grille, la charge retenue dans la photodiode estaffichée via la ligne de données. La charge est ensuite convertie au formatnumérique, ce qui génère une valeur discrète du pixel en question.


1. Ligne de données2. Ligne de polarisation3. Photodiode4. TFT5. Ligne de grille

Figure 20 Génération de pixels

Matrice de pixelsLes pixels a-Si forment une matrice pour acquérir une image. Le pilote de grilleconnecte la première rangée. Tous les TFT (transistors en couche mince) de la rangéede pixels s'allument. Les charges conservées dans tous les condensateurs de la rangéesont ensuite transférées vers les composants électroniques d'affichage. Ceux-ciconvertissent la charge en signal électrique. Les composants électroniques d'affichageprésentent une série d'amplificateurs de charge inclus dans un circuit intégréspécifique à l'application (ASIC). On compte un amplificateur de charge par colonne.Dès qu'une rangée est lue, le système passe à la rangée suivante et continue ainsijusqu'à ce que l'intégralité de l'image soit lue.


1. Amplificateurs de charge à 128 canaux (ASIC)2. VPOLARISATION

3. Rangées4. Pilotes de grilles

Figure 21 Diagramme du réseau de détecteurs

Affichages du détecteur d'images MVTous les détecteurs d'images basés sur le silicium amorphe sont également appelésdispositifs d'intégration. Le rayonnement ou, plus précisément, la charge qui estgénérée entre deux cycles d'affichage, est capturé(e) dans le condensateur interne depixels. Un cycle d'affichage représente le temps entre deux affichages consécutifs dela même ligne. En fonction du débit de dose et de la dose requise par trame, unepause peut survenir entre l'affichage de la dernière ligne et l'affichage de la premièreligne de la trame suivante.

La dose ou la charge est constamment intégrée sur les pixels correspondants, mêmesi le détecteur n'est pas lu ou si d'autres lignes sont lues.

L'affichage du détecteur suivant montre l'accumulation de la charge dans un pixel dela ligne une. Tous les pixels de la même rangée sont synchronisés. L'affichage illustrela charge accumulée dans un pixel de la ligne une et le fait qu'une trame ne comporteque 32 lignes.


1. Impulsion du faisceau MV2. Affichage (linéaire) des images3. Charge accumulée de la ligne de pixels 14. Charge accumulée de la ligne de pixels 325. Transfert des trames vers l'hôte6. Première ligne (1)7. Dernière ligne (32)8. Période de trames (1/tps)

9. Durée d'affichage des trames(généralement 110 ms pour une trame de1024x768)

10. Ligne 2 − 3111. Trame n − 112. Trame n13. Trame n + 114. Trame n + 2

Figure 22 Affichage du détecteur d'images MV

Une synchronisation précise entre l'affichage de l'imageur et la production del'impulsion du faisceau est indispensable. En fonction de la procédure d'imagerieretenue, différents modes d'acquisition sont utilisés (Rad Shot, synchronisé et nonsynchronisé). Ces modes sont décrits plus loin dans ce chapitre.

Modes d'acquisition MVPlusieurs techniques d'acquisition d'images MV, déclenchées par le Superviseur surle système XI, sont disponibles :■ Radshot MV à simple exposition. La mesure fournie par le détecteur est

synchronisée avec le maintien du faisceau MV ; utilisé pour les images depositionnement.


■ MV synchronisé. L'imageur MV procède à l'affichage entre les impulsions defaisceau ; utilisé pour l'acquisition d'images en simple exposition et ciné (endirect).

■ MV non synchronisé. L'imageur MV procède à l'affichage en continu, aussi bienpendant les impulsions de faisceau que pendant le maintien du faisceau ; utilisé àdes fins de dosimétrie (intégré).

Mode Radshot MV à simple expositionLe schéma qui suit illustre le flux de données pour l'imagerie Radshot MV à simpleexposition :

Module XI

Module MV Logiciel XI

Treatment-Super-viseur

BGM

Détecteur d'images MV

Numériseur 1.1.

1b

23

4 5 6

1a

Imaging

Poste de travail TrueBeam

Figure 23 Flux de données XI en imagerie Radshot MV à simple exposition

1. Le système XI envoie la dose nécessaire par trame et le nombre de trames ausuperviseur (SPV). Le superviseur déclenche le faisceau au niveau du module deproduction et surveillance du faisceau (BGM).

2. Après que le BGM a mis le faisceau en attente pendant la lecture, le noeud XIdéclenche directement l'acquisition de la trame complète.

3. Le détecteur d'images MV acquiert les trames et transfère les données à l'unité denumérisation.

4. L'unité de numérisation convertit les données d'images MV analogiques endonnées numériques et transfère les données converties au module d'acquisitiond'images MV dans le nœud XI.

5. Le logiciel XI traite et corrige les images MV acquises en fonction de l'étalonnagestocké.

Le système XI ajoute les propriétés d'images aux images ; dans ce cas, les donnéesmachine et les valeurs d'acquisition d'images.

6. XI transfère l'image résultante directement à l'application Imaging sur le poste detravail pour utilisation clinique.


1. Faisceau activé2. Maintien faisceau3. Impulsion du faisceau MV4. Affichage (linéaire) des trames

5. Charge accumulée de pixels à la ligne 16. Première ligne (1)7. Dernière ligne (32)

Figure 24 Durée - Affichage RadShot pour une trame de 32 rangées

Mode MV synchronisé (continu)Le système XI synchronise l'acquisition d'images avec les impulsions du faisceau. Sila fréquence des impulsions change, le système XI s'adapte automatiquement auxnouveaux paramètres. L'image est acquise ligne par ligne entre les impulsions defaisceau. Le nombre maximal de lignes est acquis entre deux impulsions de faisceau.

Le mode synchronisé est utilisé pour l'acquisition d'images continues et en simpleexposition.

Après l'acquisition d'une image continue, le nœud XI encode les trames acquises auformat MPEG2. Le fichier MPEG2 est ensuite transféré à l'application Imaging, où ilpeut être visualisé dans l'espace de travail Image Playback. Il est enfin stocké dans unfichier DICOM et envoyé au serveur de fichiers.

Pour des raisons de compatibilité (par exemple, lorsque les systèmes de gestion detraitement ne prennent pas en charge les images DICOM RT encodées au formatMPEG2), la dernière trame acquise est également stockée sous forme d'imageDICOM RT standard. Celle-ci peut être utilisée pour le recalage d'images, ce qui n'estpas possible avec le format MPEG2.

Par conséquent, une acquisition d'images continues entraîne toujoursl'enregistrement de deux objets dans le système d'information oncologique : le filmau format MPEG2 et l'image DICOM RT.


BGM

HardDisk

Treatment

12

34

5 6 7ImagingModule MV


Digitaliseur

Nœud XI

Logiciel XI

HardDisk

Superviseur


Figure 25 Flux de données XI en imagerie MV synchronisée

1. Le superviseur déclenche le faisceau au niveau du module de production etsurveillance du faisceau (BGM).

2. Le nœud BGM rapporte l'impulsion de faisceau directement au nœud XI — quipeut également assurer directement la mise en attente de l'impulsion defaisceau — indépendamment de la synchronisation par le superviseur del'acquisition d'images MV avec le faisceau MV.

3. Le module d'acquisition d'images MV déclenche l'imageur MV.4. Le détecteur d'images MV acquiert les images et transfère les données à l'unité de

numérisation.5. L'unité de numérisation convertit les données d'images MV analogiques en

données numériques et transfère les données converties au module MV dans lenœud XI.

6. Le logiciel XI traite et corrige les images MV acquises en fonction de l'étalonnagestocké. Le système XI ajoute les propriétés d'images aux images, à savoir lesdonnées machine et les valeurs d'acquisition d'images.

7. Le nœud XI transfère les images résultantes directement à l'application Imagingsur le poste de travail en vue d'une utilisation clinique.


1. Impulsion du faisceau MV2. Affichage (linéaire) des trames3. Période de trames (1 tps)4. Durée d'affichage des trames

(généralement 110 ms pour une trame de1024x768)

5. Première ligne de trames (1)6. Dernière ligne de trames (32)7. Première ligne de trames (1)8. Dernière ligne de trames (32)9. Trame « n »

10. Trame « n + 1 »

Figure 26 Durée - Affichage de trame synchronisé pour une trame de 32 rangées

Cadence des tramesLa cadence des trames en mode synchronisé est déterminée par deux facteurs :

1. La dose requise par trame2. Le débit de dose de la machine

Il convient de noter que la cadence des trames (l'inverse de la période des trames, surle schéma de durée ci-dessus) dépend de la durée d'affichage des trames. Quel quesoit le débit de dose ou la dose par trame, la durée d'affichage de la trame esttoujours identique et ne change qu'avec la résolution des trames. Pour une trame de1024 x 768, la durée d'affichage des trames est, en règle générale, de 110 ms environ.Pour les trames Half Resolution (512x384), la durée d'affichage des trames est diviséepar deux et est de 55 ms environ.

Comme cela a déjà été mentionné, la dose capturée par un pixel correspond à lasomme de toutes les impulsions de faisceau entre deux affichages consécutifs de cepixel. Par conséquent, l'augmentation de la période de trames augmentera la dosepar trame. En d'autres termes, le système ajuste la dose par trame en modifiant lapériode des trames.

Le deuxième paramètre qui influe sur la cadence des trames est le débit de dose. Undébit de dose plus élevé est obtenu en augmentant la fréquence d'impulsion dufaisceau. Dès lors, le débit de dose est augmenté lorsque la cadence des trames estaugmentée de façon à conserver une dose par trame constante.


Mode MV non synchronisé (intégré)Des images MV non synchronisées sont acquises à des fins de dosimétrie.

Module MV


Digitaliseur

BGM

Nœud XI

Logiciel XI

HardDisk

TreatmentSuperviseur

1

23

4 5 6


Imaging

Figure 27 Flux de données XI en imagerie MV non synchronisée (illustré ici avec un IDU)

1. Le superviseur déclenche le faisceau au niveau du nœud de production etsurveillance du faisceau (BGM).

2. Le module d'acquisition d'images MV déclenche l'imageur MV.3. Le détecteur d'images MV acquiert les images et transfère les données à l'unité de

numérisation.4. L'unité de numérisation convertit les données d'images MV analogiques en

données numériques et transfère les données converties au module d'acquisitiond'images MV dans le nœud XI.

5. Le logiciel XI traite et corrige les images MV acquises en fonction de l'étalonnagestocké.

Le système XI ajoute les propriétés d'images aux images, à savoir les donnéesmachine et les valeurs d'acquisition d'images.

6. Le nœud XI transfère les images résultantes directement à l'application Imagingsur le poste de travail en vue d'une utilisation clinique.


1. Impulsion du faisceau MV2. Affichage des trames (une ligne bleue représente l'affichage d'une rangée)

Figure 28 Durée - Affichage asynchrone des trames (utilisé pour la dosimétrie)

Cadence des tramesLa cadence des trames en mode non synchronisé est déterminée par deux facteurs :

1. La dose requise par trame2. Le débit de dose de la machine

Le mode non synchronisé est utilisé pour une application dosimétrique. Pour ce typed'application, le système tente de conserver une dose par trame constante pourl'ensemble des débits de dose. Pour cela, il convient d'adapter la cadence des trames.En ce qui concerne la cadence des trames, les mêmes règles que pour le modesynchronisé s'appliquent. Veuillez vous reporter au chapitre consacré au modesynchronisé pour obtenir une description détaillée.

Mappage du mode d'acquisition MV

Tableau 4 Mappage du mode d'imagerie

Mode d'imagerie du système de gestion

PortImageContinuous (Image portale con-tinue)

Continue

PortImageIntegrated (Image portale intégrée) Dosimétrie

PortImageHighQuality (Image portale qualitéélevée)

Highres

PortImageLowDose (Image portale faibledose)

Lowres

Triggered (Déclenché) Déclenché (Faible résolution)


Chapitre 6 Système d'irradiation kV

Système d'irradiation kVCe chapitre décrit le système d'irradiation kV et ses composants :

■ Le tube à rayons X kV produit le faisceau de rayons X kV.■ Le générateur de rayons X kV produit et contrôle la tension et l'intensité élevées

pour entraîner le tube à rayons X kV utilisé pour l'imagerie kV.■ Le collimateur du faisceau kV met en forme et limite la taille du champ du

faisceau d'irradiation kV.■ Des filtres modifient le spectre énergétique des rayons X et améliorent la qualité

des images.■ La chambre normalisée mesure la sortie du tube à rayons X kV pour compenser

les fluctuations d'impulsion à impulsion de la sortie du tube à rayons X. Lachambre normalisée est utilisée pendant la coupe tomographique CBCT.

Flux de données dans l'acquisition d'images kVUne fois que le Superviseur déclenche l'acquisition d'images kV dans le système XI,les données circulent comme l'illustre la figure suivante.

Imageur kV

Système d'administration du faisceau kV

Imageur kV

Chambre normalisée

Module kV

Module XI

Logiciel XI


TreatmentSuper-viseur

Reconst-ructeur CBCT

Générateur àrayons X kVTube kV

1 2

3 4 5a

5b

Imaging

Figure 29 Flux de données XI en imagerie kV

Chapitre 6 Système d'irradiation kV 63

L'acquisition d'images kV fait intervenir les étapes suivantes :

1. Le module d'acquisition d'images kV du nœud XI configure les techniques et lesimpulsions et déclenche le générateur de rayons X kV.

2. Le générateur produit l'impulsion de faisceau (signal d'activation des rayons Xsur le générateur).

3. L'imageur kV acquiert les clichés et transfère les données au module kV.4. Le logiciel XI traite et corrige les clichés kV acquis en fonction de l'étalonnage

stocké. Les séquences d'images fluoroscopiques kV peuvent alors être convertiesen un fichier de film MPEG.

Le système XI ajoute les propriétés d'images aux images, à savoir les donnéesmachine et les valeurs d'acquisition d'images.

5. Le traitement supplémentaire fait intervenir l'une des étapes suivantes :■ Les images résultantes sont transférées directement à l'application Imaging

sur le poste de travail pour utilisation clinique.■ Les projections 2D acquises sont transférées au reconstructeur CBCT pour

reconstruction numérique. La reconstruction volumétrique résultante est alorstransférée à l'application Imaging pour une utilisation clinique.

Système de production de rayons X kVLa production et le contrôle des rayons X kV sont assurés par le générateur de rayonsX kV et le tube à rayons X kV. Le générateur de rayons X kV fournit la tensionélectrique et les commandes utilisateur pour alimenter le tube à rayons X ; le tube àrayons X kV et ses composants fournissent l'environnement adéquat pour produiredes rayons X.


Figure 30 Système de production de rayons X kV

Générateur de rayons X kVLe générateur de rayons X kV est situé dans le statif et contrôlé par le nœud XI. Lesordres de faisceau kV provenant du Superviseur sont d'abord envoyés au nœud XIpour configurer et déclencher le générateur de rayons X kV. Le générateur envoieensuite au tube à rayons X kV l'impulsion haute tension à une fréquence pouvantatteindre 30 impulsions par seconde (imp/s) selon le réglage approprié de l'intensitéet de la durée d'exposition. Le générateur de rayons X kV utilise les fonctionnalitéssuivantes pour contrôler les performances :

Configuration et étalonnage du tube : opération réalisée par le personnel techniqueen charge du service Varian qui consiste en un algorithme d'étalonnage du tubeentièrement automatisé mis en œuvre dans le logiciel du générateur.

Détection d'une panne du tube : le générateur cesse de produire des impulsions dèsqu'il détecte des pannes du tube comme des circuits de stator ouverts ou en court-circuit, une défaillance du filament, une surchauffe ou un claquage.

Contrôle de la température et de la pression d'huile : prévient une surchauffe dutube à rayons X kV. Le générateur de rayons X kV surveille les valeurs de latempérature de la pression d'huile puis ajuste le fonctionnement du systèmed'irradiation kV en fonction de ces valeurs.


Pour obtenir des détails sur les spécifications relatives au fonctionnement dugénérateur de rayons X kV, voir Spécifications de fonctionnement du générateur derayons X à la page 246.

Interface du générateurUn réseau de zone du contrôleur (CAN) connecte le générateur de rayons X kV aunœud XI. Les paramètres d'acquisition d'image kV sont dirigés via CAN vers legénérateur de rayons X. En outre, l'état du générateur de rayons X kV et du tube àrayons X kV (messages de notification de la température et des erreurs) est transmisvia le CAN vers le nœud XI.

Tube à rayons X kV (GS-1542)Le tube à rayons X kV (GS-1542) est fixé au bras de la source kV, lui-même monté surle côté gauche du bras. La figure qui suit illustre la structure de base du tube à rayonsX kV :

1. Cathode2. Anode3. Fenêtre de contrôle

4. Insert du tube à rayons X5. Rotor6. Gaine du tube

Figure 31 Tube à rayons X kV

Le tube à rayons X GS-1542 se compose d'une cathode et d'une anode tournante quisont situées à une petite distance l'une de l'autre (environ 1 à 2 cm) dans uneenveloppe sous vide appelée insert du tube à rayons X, fabriquée en métal et enverre. La gaine du tube fournit une protection contre les fuites de rayonnement etconfine l'huile de refroidissement.


Pour obtenir les spécifications relatives au fonctionnement du tube à rayons X kV(GS-1542), voir Spécifications de fonctionnement du tube à rayons X kV (GS-1542) àla page 247.

Dissipation de la chaleur dans le système d'irradiation kVPendant l'acquisition d'imagerie kV, une quantité considérable de chaleur estproduite au niveau de l'anode dans le tube à rayons X kV. Pour éviter une surchauffe,la gaine du tube à rayons X kV est refroidie activement. La dissipation de la chaleurdans le système d'irradiation kV est assurée par un système de refroidissement pareau-huile. L'échangeur thermique et la pompe à huile sont situés sur le côté du bras.

Protection du tube à rayons X kV — Capteurs et commutateursLe système de refroidissement par eau-huile comporte des capteurs et descommutateurs pour assurer le fonctionnement normal du système d'irradiation kV.

Capteur de pression d'huile : surveille la pression de la circulation de l'huile dans lapompe à huile. Le générateur cesse immédiatement de fonctionner s'il détecte unepression en dehors de la plage normale en raison d'un mauvais fonctionnementquelconque de la pompe.

Commutateur de surtempérature : lorsque la température du tube à rayons X atteintapproximativement 80 °C (176 °F), le commutateur de surtempérature, situé dans letube à rayons X et relié par un câble au générateur, s'ouvre automatiquement etarrête immédiatement la production des rayons X.

Remarque : Ceci ne devrait jamais se produire. Le système devrait arrêter la production desrayons X bien avant que cela ne se produise. Dans tous les cas, si cela devait se produire, il sepeut qu'il existe un problème de refroidissement lié à l'échangeur de chaleur du tube à rayonsX. Varian recommande de rechercher la cause d'un commutateur de température ouvert avantde continuer à utiliser le système à rayons X.

Collimateurs et filtres de faisceau kVLe système d'irradiation kV utilise une série d'accessoires pour régler la taille duchamp ainsi que pour durcir et modifier le faisceau kV. Les sections qui suiventdécrivent ces accessoires, ainsi que le tube à rayons X kV et leurs positions relatives.


1. Connecteur de cathode2. Point focal3. Fenêtre de sortie, filtre inhérent4. Chambre normalisée5. Filtre Bow Tie (Exemple)6. Cache de détection7. Connecteur d'anode

8. Axe de référence (ligne pointillée)9. Tube à rayons X kV

10. Collimateur primaire11. Diaphragmes kV12. Filtre d'égalisation de durcissement du

faisceau (curseur)13. Changeur de filtre Bow Tie (curseur)

Figure 32 Collimateurs et filtres de faisceau kV

Filtration inhérente et collimateur principalUne fois un faisceau kV produit, il est d'abord homogénéisé par la filtration inhérentesur la fenêtre de sortie. Le tube TB dispose d'un filtrage inhérent minimum de2,7 mm (le maximum est de 3,5 selon les spécifications). Il s'agit du filtragepermanent total. Un collimateur principal limite ensuite la diffusion du faisceau kVen limitant la taille maximale de champ du faisceau kV. Le collimateur principal estfabriqué en plomb et est placé immédiatement derrière la fenêtre du tube sur latrajectoire de propagation du faisceau.


Collimateur du faisceau kV (diaphragmes)Le collimateur du faisceau kV ajuste la taille de l'image kV. Le collimateur kV secompose de deux paires de diaphragmes en plomb d'une épaisseur de 3 mm qui sontmontés sur une plaque en acier de 2 mm, appelée platine porte-diaphragmes. Lesdiaphragmes en plomb font face au faisceau. Une paire de diaphragmes se déplacedans la direction X, l'autre dans la direction Y, conformément aux normes de la CEI.Elles sont entraînées par des moteurs pas à pas à une vitesse pouvant atteindre35 mm/s.

1. Resolver (retour d'information de positiondes axes)

2. Écrou anti-jeu (sur vis menante)3. Paire de diaphragmes (la seconde paire,

orientée orthogonalement, se trouve del'autre côté de 6)

4. Moteur pas à pas avec codeur de vismenante

5. Codeur (retour d'information de positiondu moteur)

6. Moteur pas à pas avec codeur de vismenante

7. Codeur (retour d'information de positiondu moteur)

8. Plaque de diaphragme9. Plaque de base

Figure 33 Conception mécanique de la platine porte-diaphragmes (vue dans la direction dufaisceau)


Tous les diaphragmes se déplacent indépendamment les uns des autres de façon àmettre en forme le faisceau avec une taille de champ d'irradiation symétrique ouasymétrique dans le plan X-Y. Ceci permet d'éviter d'irradier directement le patientdans des zones qui ne peuvent pas être visualisées et réduit la dose superflue.

Dans le cadre d'une utilisation clinique normale de l'acquisition d'images kV, lesystème fournit une fonction assurant le suivi automatique de la zone active dudétecteur kV par les diaphragmes. L'utilisateur peut accéder à cette fonction ensélectionnant le mode Blades Tracking (Tracking des diaphragmes) dans l'écran del'application Imaging pendant l'imagerie kV. Lorsque ce mode est activé, en fonctiondes positions de la source kV et des bras du détecteur kV, les diaphragmes sedéplacent rapidement vers la position calculée qui forme la taille de champ dufaisceau pour que seule la zone active de l'imageur à rayons X soit exposée et que leszones environnantes soient protégées.

Les diaphragmes peuvent être déplacés individuellement vers une positionspécifique quelconque si nécessaire. L'utilisateur doit régler manuellement lesvaleurs de la position en mode de service PU lorsqu'il vérifie la position des lamesconformément aux exigences du programme d'assurance qualité.

Pour obtenir les spécifications techniques relatives aux diaphragmes kV, voir lasection Spécifications de fonctionnement du collimateur de faisceau kV(diaphragmes) à la page 248.

Filtres du faisceau kVLe système d'irradiation kV applique deux sortes de filtres : un filtre d'égalisation dedurcissement du faisceau qui modifie le spectre énergétique des rayons X et desfiltres Bow Tie qui placent une forme devant le tube à rayons X kV pour améliorer laqualité des projections CBCT.

Dispositifs mécaniques, les filtres du faisceau kV sont montés sur une platine porte-filtres devant le collimateur kV après la sortie du faisceau.

Filtre d'égalisation de durcissement du faisceau

Le filtre d'égalisation de durcissement du faisceau modifie le spectre énergétique desrayons X en absorbant les photons de faible énergie du faisceau. Le filtre se déplacesur une platine coulissante et consiste en une feuille de titane de 0,89 mm d'épaisseur.Une fente permettant d'accueillir un second filtre d'égalisation n'est pas utiliséeactuellement.


Filtres Bow Tie

Les filtres Bow Tie sont des filtres de mise en forme du faisceau qui sont utilisés pouraméliorer la qualité des projections CBCT. Leur utilisation lors de l'acquisition decoupes tomographiques CBCT présente les avantages suivants :■ Réduction de la dose appliquée à la peau du patient■ Diffusion des rayons X réduite, ce qui améliore la qualité des images■ Piégeage de charge réduit dans le détecteur■ Utilisation de techniques radiographiques plus grandes sans saturation du

détecteur

Le système fournit deux filtres Bow Tie (Full-Fan et Half-Fan), qui sont appliquésdans des modes CBCT différents. Le filtre Bow Tie Full-Fan est utilisé pourl'acquisition de scanners de la tête ; le filtre Bow Tie Half-Fan est utilisé pourl'acquisition de scanners du corps (pelvis).

1. Filtre Bow Tie Half-Fan2. Filtre Bow Tie Full-Fan

Figure 34 Filtres Bow Tie

Les filtres Bow Tie sont montés devant le tube sur la platine porte-filtres équipée d'unchangeur de filtres motorisé. 10 secondes sont nécessaires pour passer du filtre Half-Fan au filtre Full-Fan. Fabriqués en aluminium, ces filtres ont une épaisseur compriseentre 2 et 28 mm et une hauteur maximale de 55 mm.


Chambre normaliséeLa chambre normalisée kV mesure la sortie du tube à rayons X kV pour compenserles fluctuations d'impulsion à impulsion de la sortie du tube à rayons X. La chambrenormalisée est située à côté du collimateur principal (voir la Figure 32 Collimateurset filtres de faisceau kV à la page 68). Elle est connectée au nœud XI parl'intermédiaire du générateur kV.

La chambre normalisée est un dispositif à photodiode unique qui mesure lesrayonnements secondaires du faisceau de rayons X kV pendant la coupetomographique CBCT. Le nœud XI ajoute les valeurs de la chambre normalisée, quireflètent les fluctuations des impulsions du faisceau au cours de la rotation, auxprojections acquises et transfère continuellement ces projections au reconstructeurCBCT. Le reconstructeur CBCT normalise alors les projections les unes par rapportaux autres.

Capot de protection contre les collisions de sourceLa source de rayons X kV est enfermée dans un capot de protection contre lescollisions de source. Ce dernier joue le rôle de capteur de détection des risques decollision et de commutateur.

1. Capteur CCDS caché

2. Fenêtre

3. Capot de protection contre les collisions de source

Figure 35 Fenêtre du capot de protection contre les collisions


La fenêtre du capot de protection contre les collisions présente une épaisseur de2 mm de polycarbonate uniforme. Un système anticollision capacitif (CCDS) placéderrière le cadre de la fenêtre détecte toute collision à moins de 1 cm de la fenêtre àl'intérieur d'un champ électrique (voir aussi Capteur anticollision capacitif du bras dela source kV à la page 41).


Chapitre 7 Application Imaging

Vue d'ensemble de l'application ImagingL'application Imaging remplit deux fonctions principales dans ses espaces de travailcorrespondants :■ Acquisition d'images■ Vérification et comparaison des images

Procédures d'imagerieLes procédures d'imagerie définissent les processus d'imagerie, réduisant ainsi lenombre des workflows possibles lors de l'acquisition et de l'enregistrement desimages. Les procédures d'imagerie peuvent être utilisées pour définir des processusde niveau plan, tels que l'acquisition d'une paire d'images kV ou l'acquisitiond'images CBCT, ou de niveau champ (faisceau), tels que l'acquisition d'images ensimple exposition, en double exposition ou multitrame. En outre, au niveau horschamp, les procédures d'imagerie incluant une imagerie appariée et une CBCT sontprises en charge.

Les procédures d'imagerie sont utilisées pour lier des tâches qui étaient auparavantréalisées séparément dans des processus de niveau supérieur. Les procéduresd'imagerie réduisent le nombre de workflows annexes lors de l'acquisition et durecalage des images et permettent d'automatiser davantage le processus d'imagerie.

Prenons par exemple la procédure d'imagerie 2D/2D : une fois la procédure définie,l'application Imaging combine deux procédures distinctes qui précisent que deuximages présentant des orientations différentes du bras doivent être acquises et queces deux images doivent être recalées en tant que paire orthogonale. Le systèmepasse alors automatiquement à l'environnement 2D-2D Match (Comparaison 2D/2D).Sans le concept de procédures d'imagerie, l'opérateur devrait sélectionnerséparément deux champs de positionnement, indiquer au système d'effectuer unecomparaison 2D/2D et sélectionner manuellement l'environnement de comparaison.


Procédures d'imagerie de niveau plan : comparaison 2D/2DLes procédures d'imagerie de niveau plan sont créées en appliquant des modèles auxchamps de positionnement présents dans la zone Session (Séance) de l'applicationTreatment. Pour créer la procédure d'imagerie appariée, l'application Imagingrecherche deux champs de positionnement adjacents dans la liste du plan etacquérant des images à des angles orthogonaux du bras. Si ces critères sont remplis,l'application Imaging convertit automatiquement les deux champs depositionnement en une procédure d'imagerie appariée unique. Si la procédured'imagerie obtenue ne répond pas à ses attentes, l'opérateur peut la sélectionner etutiliser le bouton Remove (Supprimer) situé sous la zone Session (Séance) poursupprimer le modèle et revenir aux deux champs de positionnement d'origine.

Remarque : Seule la première paire de champs de positionnement est automatiquementconvertie en une procédure d'imagerie appariée. Les paires de champs de positionnement kVsuivantes seront converties manuellement selon les procédures pour images appariées.

Procédures d'imagerie de niveau faisceau : acquisitions en doubleexposition

L'acquisition d'images MV en double exposition est un exemple de procédured'imagerie de niveau faisceau. L'acquisition d'une image en double exposition estconvertie en un processus à une seule étape par la procédure d'imagerie.

Après le lancement de l'acquisition, l'image portale fermée et le champ ouvert sontacquis. Le système prépare automatiquement le champ planifié, déplace lecollimateur multilame (MLC) en position et procède à l'acquisition du champplanifié. Le contour du champ détecté est alors superposé sur l'image ouverte.

Lors de l'enregistrement des images MV en double exposition, seuls l'image duchamp ouvert et le contour du champ détecté sont enregistrés dans le systèmed'information oncologique (OIS). L'image du champ planifié n'est pas enregistrée.Les opérateurs n'ont donc pas besoin d'effectuer plusieurs étapes d'acquisition, ni desupprimer des images MV inutiles que les médecins ne consultent pas.

Remarque : Lors du recours aux techniques de gating et de blocage respiratoire, assurez‐vousque l'acquisition en double exposition déclenchée laisse un intervalle de temps maximal de120 secondes entre la première et la deuxième exposition.

Chapitre 7 Application Imaging 75

Onglet ImagesL'onglet Images comprend plusieurs entrées pour toutes les images acquises au coursd'une séance donnée. Chaque entrée d'image consiste en une icône d'image affichantla modalité de l'image (kV ou MV, unique ou MPEG), l'étiquette de l'image (selon ladéfinition DICOM), l'heure et la date de sa création et les techniques utilisées pouracquérir l'image. La flèche pointant vers le bas située au centre représente lachronologie.

Figure 36 Onglet Images - Affichage des images de la séance

Une fois un traitement partiel fermé, il est impossible de récupérer les images lors dela réouverture de la séance. Une fois que la séance est fermée, les images acquises nepeuvent plus être sélectionnées dans la Galerie de la séance (Affichage des images dela séance) ni affichées dans l'application Imaging.

Option Description

Select this image (Sélectionnercette image)

Il s'agit des images de topogramme, MV et kV (simple expo-sition, multitrame déclenchées ou fluoro).

L'image sélectionnée dans l'espace de travail d'acquisitiondepuis l'affichage des images de la séance est chargée dans lavue de vérification correspondante. Les images affichéesdans la vue de vérification des images sont utilisées dansl'espace de travail de comparaison.


Option Description

Delete this image (Supprimercette image)

Images non utilisées pour la comparaison ou qui n'ont pasencore été enregistrées sur disque dur.

Les images utilisées pendant la comparaison ne peuvent plusêtre supprimées. Sinon, le recalage spatial ne serait pas va-lide.

Save this image (Enregistrercette image)

Les images de plan synchronisé sont enregistrées avec laforme d'onde correspondante. Les images CBCT ne sont pasinclues.

Save all unsaved images (En-registrer toutes les images nonsauvegardées)

Remarque : Dans les espaces de travail Matching et Review, seules les images qui ne sont pasactivement utilisées par l'espace de travail peuvent être supprimées. Il n'est pas possible desupprimer des images pendant le traitement et l'acquisition CBCT. En outre, si une image detraitement externe acquise dans le cadre d'un plan avec gating est supprimée, la forme d'ondecorrespondante l'est également.

Chaque procédure d'imagerie est associée à une liste d'éléments d'affichage desimages de la séance.

Figure 37 Éléments d'affichage des images de la séance


Fonction Symbole Description

Étiquette d'identifica-tion de l'image

kV_270_1 Indique la modalité (kV), l'angle de la source« 270 » et la fraction « 1 ».

Verrouiller En regard de l'image de l'icône désigne une imageenregistrée. Si l'image a déjà été utilisée pour unecomparaison, elle ne peut plus être supprimée.

Date/Heure dd/mm/yyyy Les icônes sont libellées pour indiquer la date etl'heure de l'image.

Modalité kV ou MV

Image RT ou scanner(topogramme)

L'UID d'image/UID DICOM de l'image est visibleà l'aide du bouton Info dans l'affichage des images(Image --> Info --> page Property [Propriété] --->Onglet Tech).

Image unique oufluoro/multitrame dé-clenchée/ciné

Unités de mesure mAs/mA et kV pour les images kV, UM et tensionpour les images MV.

Remarque : DICOM définit l'exposition sur l'IOD (topogramme) du scanner sous la formed'une séquence de nombres entiers. Les valeurs mAs fractionnaires ne seront pas conservées.

Affichage des images de la séanceL'affichage des images de la séance est accessible via un onglet du panneau àmasquage automatique et inclut des icônes représentant les images acquises (kV etMV) au cours de la séance d'imagerie actuelle. L'opérateur peut donc sélectionner,supprimer et enregistrer des images de manière sélective. Les données nonpertinentes peuvent être supprimées manuellement. Les icônes s'affichentuniquement pour les images associées au champ ou à la procédure d'imageriesélectionné(e).


Figure 38 Icônes des images - Affichage des images de la séance

Seules les icônes associées au champ ou à la procédure d'imagerie sélectionné(e) sontaffichées. Les icônes sont rangées par heure d'acquisition. La dernière image acquiseapparaît à la fin de la liste des icônes.

Remarque : Les images CBCT ne sont pas représentées ici.


Chapitre 8 Acquisition d'images

Espaces de travail d'acquisition d'imagesL'aspect de l'application Imaging dépend de l'espace de travail sélectionné, de latâche spécifique exécutée (par exemple, comparaison 2D, comparaison 2D/2D,comparaison 2D/3D, comparaison 3D/3D) et de la disposition spécifique sélectionnéepar l'utilisateur. Les deux figures ci-dessous montrent des exemples des espaces detravail et présentent leurs principales fonctions.

Les espaces de travail sont sélectionnés à l'aide des boutons Acquisition Workspace(Espace de travail Acquisition) et Analysis Workspace (Espace de travail Analysis[Analyse]).


1. Paramètres du bras de l'imageur2. Paramètres d'acquisition3. Affichage des messages d'état4. Bouton Acquisition Workspace (Espace de travail Acquisition)5. Bouton Analysis Workspace (Espace de travail Analysis [Analyse]) (permet de sélectionner les espaces de

travail Match [Comparaison] et Review [Consultation])6. Barre d’outils7. Images de référence8. Images acquises9. Barre d'état (préchauffage du tube, dose kV)

Figure 39 Disposition de l'espace de travail d'acquisition

Chapitre 8 Acquisition d'images 81

1. Tableau de bord pour la comparaison2. Valeurs de décalage de la table3. Appliquer pour la séance ou de manière permanente4. Bouton Acquisition Workspace (Espace de travail Acquisition)5. Bouton Analysis Workspace (Espace de travail Analysis [Analyse]) (permet de sélectionner les espaces de

travail Match [Comparaison] et Review [Consultation])6. Reset (Réinitialiser), Cancel (Annuler), Apply (Appliquer)7. Images de référence8. Images acquises

Figure 40 Disposition de l'espace de travail Match (Comparaison)

Gestion de plusieurs isocentresL'application Imaging ne prend en charge la correction de la table que pour les plansde traitement à un seul isocentre et n'applique pas de corrections de la table à desplans incluant plusieurs isocentres. Il est possible d'accéder à l'environnement decomparaison, mais le bouton Apply (Appliquer) est désactivé. Le critère d'unicité del'isocentre est défini comme suit :■ Les valeurs d'isocentre et de la table doivent être définies pour tous les champs de

traitement et de positionnement ou, au contraire, doivent rester indéfinis pourtous les champs de traitement et de positionnement

■ Si les valeurs d'isocentre sont définies, elles doivent différer les unes des autres de1 mm tout au plus


Si l'application Imaging détecte que ce critère d'unicité de l'isocentre n'est pasrespecté, une boîte de dialogue apparaît indiquant que le plan comporte des champsavec des positions de table et d'isocentre différentes.

Attribution de labels aux images et vues d'imageL'application Imaging affiche les informations relatives à l'acquisition, telles quel'angle du bras, la date et l'heure de l'acquisition, etc., dans une étiquette visible sur lavue d'image.

Les tableaux qui suivent présentent le format observé pour les images.

Remarque : En cas de connexion avec MOSAIQ, l'étiquette de l'image doit être identique àl'étiquette du faisceau.

Tableau 5 Étiquette de la vue d'image - Format du nom de fichier

État de l'image Format Exemple

Non acquise Modalité—rtn source—phased'exécution

« MV—0 deg—Avant »

Acquise IDimage—Date/Heure acqui-sition—Rtn source

« kV_270_1—19/06/09 13:17—270 deg »

Images acquisesL'ID d'une image acquise est limité à 16 caractères par la norme DICOM. Le systèmed'imagerie utilise une convention de désignation qui optimise la lisibilité dans cettelimite de 16 caractères. Le format exact de l'ID image dépend de l'image acquise. Voir Tableau 6 Convention de désignation pour les images acquises—Format du nom defichier et Tableau 7 Convention de désignation pour les images acquises—Espacesréservés.

Tableau 6 Convention de désignation pour les images acquises—Format du nom de fichier

Convention de désignation pour lesimages acquises

Format du nom defichier Signification

Image statique du bras

<type de faisceau>_<rotation de lasource>_

<numéro de fraction><lettre d'ins-tance>

MV_90_23b Deuxième image MV acquise lorsde la 23ème fraction du traitementavec un angle de la source de 90°.


Convention de désignation pour lesimages acquises

Format du nom defichier Signification

kV_0_2a Première image kV acquise lors dela 2ème fraction du traitement avecun angle de la source de 0°.

image CBCT

<type de faisceau>_CBCT_ <numérode fraction><lettre d'instance>

kV_CBCT_6b Deuxième image CBCT acquiselors de la 6ème fraction du traite-ment.

Image de topogramme

<type de faisceau>_Topo_ <orienta-tion>

<numéro de fraction><lettre d'ins-tance>

kV_Topo_AP_9b Deuxième image de topogrammeAP acquise lors de la 9ème fractiondu traitement.

où :

Tableau 7 Convention de désignation pour les images acquises—Espaces réservés

Convention de désigna-tion pour les images ac-quises

Valeurs de l'espace réservé

<type de faisceau> MV ou kV

<rotation de la source> (Image acquise avec bras statique uniquement) Rotation de lasource pour l'image acquise indiquée comme étant l'angle de rota-tion du bras selon CEI 61217.

CBCT Identifie une image CBCT.

Topo Identifie une image de topogramme.

<numéro de fraction> Fraction du traitement.

<orientation> (Topogramme uniquement) Lat ou AP.

<lettre d'instance> Lettre indiquant le nombre d'images acquises pour ce champ pen-dant la séance en cours.

Les étiquettes utilisent la séquence « », « b », « c ». Par conséquent,s'il n'y a aucune lettre, cela signifie qu'une seule image a été acquisepour cette séance.


kV continu (Fluoroscopie)Les sections suivantes décrivent le mode d'affichage des images fluoroscopiques et lemode de fonctionnement de la fonction ABC et de la minuterie de fluoroscopie kV.En outre, elles détaillent l'affichage de la dose durant l'acquisition fluoroscopique etle mode de calcul du débit d'exposition et de l'exposition cumulée.

Affichage et format d'imagePendant l'acquisition, les images fluoroscopiques sont transférées vers l'applicationImaging une trame après l'autre. Après son affichage, la trame est remplacée par lasuivante par l'application Imaging. Toutes les trames acquises ne sont pas affichéespar l'application Imaging. Celle-ci ne met à jour l'affichage que lorsqu'aucune autretâche ayant une priorité plus élevée ne doit être traitée.

Pendant la fluoroscopie, le nœud XI encode toutes les trames acquises au formatMPEG2. Après l'acquisition, le fichier MPEG2 est transféré à l'application Imaging,où il peut être visualisé dans l'espace de travail Image Playback.

Pour des raisons de compatibilité (par exemple, lorsque les systèmes de gestion detraitement ne prennent pas en charge les images DICOM RT encodées au formatMPEG2), la dernière trame acquise est également stockée sous forme d'imageDICOM RT standard. Celle-ci peut être utilisée pour le recalage d'images, ce qui n'estpas possible avec le format MPEG2.

Par conséquent, une acquisition d'images fluoroscopiques entraîne toujoursl'enregistrement de deux objets dans le système d'information oncologique : le filmau format MPEG2 et l'image DICOM RT.

ABC (réglage automatique de la luminosité)La fonction ABC règle automatiquement la valeur kVp et les paramètres mA moyens,ou les valeurs mA et ms respectivement, du générateur de rayons X pour optimiserl'exposition de chaque trame lors de l'acquisition d'images fluoroscopiques.

Le signal utilisé pour contrôler les paramètres ABC est calculé au sein d'une régiond'intérêt (ROI) fixe de l'image. La région d'intérêt par défaut est une zonecorrespondant à un quart de la surface totale du détecteur au centre de celui-ci. Lavaleur moyenne des pixels est calculée au sein de la région d'intérêt et comparée àune valeur cible fixe. La valeur cible des pixels est de 2 000, une valeur de 16 384représentant une saturation complète. La valeur cible et la région d'intérêt sont toutesdeux fixes et ne peuvent pas être modifiées par l'opérateur.


1. Détecteur2. Région d'intérêt par défaut (vert)3. Marge4. Diaphragmes kV

Figure 41 ABC—Zones de ROI

Si la taille de champ est modifiée et que les diaphragmes couvrent une partie de larégion d'intérêt par défaut (en vert), la région d'intérêt active (en orange) est définiepar l'intersection entre la zone définie par les diaphragmes (en bleu) et la régiond'intérêt par défaut (en vert). Pour réduire l'impact de la pénombre générée par lesdiaphragmes, la région d'intérêt est réduite de 4 mm (sur le plan de l'isocentre) àl'endroit où les diaphragmes chevauchent la région d'intérêt par défaut.

La taille minimale de la région d'intérêt est de 5 mm x 5 mm à l'isocentre. Si la zonedes diaphragmes et la zone rectangulaire de détection située au centre ne serecoupent pas, alors c'est la zone des diaphragmes qui est prise en considération. Enoutre, si la zone définie par les diaphragmes est supérieure à la surface du détecteur,elle est limitée à cette surface. En cas d'intersection, alors cette ROI ne peut pas êtresupérieure à la zone de l'imageur.

Minuterie kVDeux mécanismes limitent la durée de l'exposition kV lors d'une irradiationfluoroscopique.


Une minuterie totalisatrice enregistre la durée cumulée d'irradiationfluoroscopique kV. Après un total de 5 minutes d'irradiation fluoroscopique kV, unealerte sonore retentit pendant 2,5 secondes. Le faisceau kV n'est pas désactivé ; auterme des 2,5 secondes, le système acquitte automatiquement l'avertissement etl'alerte sonore cesse. Si l'opérateur appuie sur le bouton de réinitialisation avantd'atteindre les 5 minutes, cette minuterie de 5 minutes est remise à 0 et aucune alertesonore ne retentira. La minuterie présente dans la barre d'état de l'applicationImaging affiche la durée cumulée.

La minuterie de 5 minutes est automatiquement réinitialisée lorsqu'un nouveau plande patient est chargé dans l'application Imaging.

Indépendamment, la durée maximale d'irradiation fluoroscopique kV sansinterruption est limitée à 10 minutes. Après 10 minutes d'irradiationfluoroscopique kV sans interruption, le système XI désactive automatiquement lefaisceau kV et affiche un message d'anomalie dans l'application Treatment :■ « The kV acquisition exceeded the maximum duration defined by regulatory

restrictions. » (L'acquisition kV a dépassé la durée maximale définie par lesexigences réglementaires.)

L'utilisateur doit saisir son nom d'utilisateur et son mot de passe pour pouvoireffacer l'anomalie et poursuivre l'irradiation.

Remarque : Cette limite n'est pas cumulative. Elle ne s'applique pas si la durée d'irradiationsans interruption est inférieure à 10 minutes.

Superposition de contours 2D sur des images acquisesDans le cas d'une vérification ciné kV antérieure au traitement, tous les contoursissus de l'image de référence sont copiés et ajoutés à l'image ciné acquise. La visibilitéde ces contours est définie en fonction de la visibilité des contours de l'image deréférence. Les contours ne sont copiés que si la rotation de la source de l'image deréférence correspond à la rotation de la source de l'image ciné kV.

Affichage de la dose pendant une acquisition fluoroscopiqueLa dose totale en mGy apparaît dans la barre d'état (Figure 42). Elle correspond auproduit de la valeur mAs/impulsion définie, de la durée d'irradiation (s) et d'unfacteur d'échelle prédéfini, qui est fonction de la valeur kV (voir Facteurs d'échelled'exposition à la page 88). En plus de la dose totale, le débit d'exposition instantanéest actualisé en permanence dans le tableau de bord en mGy/min.


1. Débit de dose instantané indiqué par le système XI.

Figure 42 Affichage de la dose—Acquisition d'images fluoroscopiques

Facteurs d'échelle d'expositionLe système XI utilise des tables de référence préconfigurées pour les différentescombinaisons spot focal-filtres pour calculer le débit d'exposition et l'expositioncumulée. La table de référence associe le paramètre kV à une valeur mGy/mAsprécise, qui est utilisée conjointement avec les paramètres mA et ms pour calculer lavaleur de dose finale. Ces paramètres sont prédéfinis et ne peuvent pas être modifiés.


Sans

Avec titane

Figure 43 Facteurs d'échelle d'exposition—Tracé

La figure ci-dessus présente un tracé de la table de référence du facteur d'expositionutilisé pour mettre en correspondance les techniques d'irradiation fluoroscopique(kVp, mAs/impulsion) avec l'exposition du patient. Chaque ligne représente lasuperposition des courbes des spots focaux de grande et petite tailles.

La dose est normalisée à une DSP de 85 cm avec une distance source-axe (DSA) de100 cm et une taille de champ de 26 cm x 20 cm.

Acquisition CBCTLors d'une acquisition CBCT, le scanner effectue une rotation autour de l'anatomieciblée. Le logiciel d'acquisition collecte les données et les reconstruit pour produireune reconstruction numérique, comme une image 3D, un volume 3D ou un ensemblede données volumétrique 3D. En raison du mouvement de rotation, il convient defaire preuve de prudence afin de garantir que l'acquisition CBCT n'est lancée quelorsqu'il est impossible pour la table d'entrer en collision avec les bras d'imagerie oul'accélérateur.

Acquisition à des emplacements autres que l'isocentre—Décalagelongitudinal de la table

Avant de lancer une acquisition CBCT, il est possible d'écarter la positionlongitudinale de la table de la position de mise en place initiale. Cet ajustement peutse faire à l'aide du topogramme ou du paramètre Couch Lng (Table Lng) de l'ongletCouch (Table) du panneau à masquage automatique (voir Figure 44 Onglet Couch(Table) du panneau à masquage automatique à la page 91).


Lors de la comparaison, l'application Imaging prend en compte le décalagelongitudinal et réalise la comparaison par rapport à l'isocentre planifié.

Le décalage longitudinal de la table permet de procéder à l'imagerie de différentesrégions du patient en conservant la même position de l'imageur kV. Cela peuts'avérer utile pour l'imagerie de la région de la tête et du cou.

Centrage de la table pendant une acquisition CBCTLa position où l'acquisition CBCT est valide est appelée zone d'acquisition. La zoned'acquisition est définie comme étant un polygone contenant cinq points (Figure 44).Le lancement de l'acquisition d'une image CBCT alors que la table se trouve endehors de la zone d'acquisition déclenche un verrouillage de sécurité.

Le centrage de la table est nécessaire lorsque la position du patient est en dehors dela zone d'acquisition CBCT ou lorsque la rotation est supérieure au seuil de rotation.

Utilisez l'onglet Couch (Table) du panneau à masquage automatique pour réaliser lesopérations suivantes :■ centrer la table avant de lancer l'acquisition ; ou,■ outrepasser la commande de centrage de la table.


Figure 44 Onglet Couch (Table) du panneau à masquage automatique

Si l'option Center Couch (Centrer la table) est sélectionnée, de nouvelles valeurs depositions cible sont envoyées vers la table et les valeurs de tolérance de la table sontdéfinies sur 0.


Figure 45 Option Center Couch (Centrer la table)

Les flèches vertes à l'écran indiquent que la table peut être déplacée vers la nouvelleposition cible.

Figure 46 Les flèches vertes indiquent le déplacement vers la position cible

Une fois la table centrée, l'image CBCT peut être acquise.


Vrt

Lat

(-50,40) (50,40)

(-50,-150) (50,-150)

(0,-200)

(0,0)

Figure 47 Polygone de la zone d'acquisition pour les positions latérale et verticale de la table(en mm) pour une DSI de 150 cm

Lorsque la table se trouve à l'intérieur du polygone, aucun centrage n'est nécessaire(points verts). Si les coordonnées se situent hors du polygone, le comportement de latable dépend de son emplacement exact. Dans tous les cas, la valeur latérale de latable est définie sur 0. La valeur verticale de la table restera inchangée (les pointsjaunes se déplacent vers les points bleus) ou sera remplacée par la valeur de tableverticale la plus proche autorisée à une valeur latérale de table de 0 (les points rougesse déplacent vers les points bleus).

Les rotations et les translations de la table sont traitées simultanément. Le seuil pardéfaut de la valeur de rotation de la table est de 2,5°. Si la rotation de la table estsupérieure à 2,5°, la rotation de la table et la valeur latérale de la table changent. Parexemple, si la rotation initiale de la table est supérieure à ce seuil, une procédure decentrage de la table est lancée, au cours de laquelle la rotation de la table va varierpour atteindre 0,0 degré et la valeur latérale de la table va également varier pouratteindre 0 cm, même si la valeur latérale de la table est inférieure à 5,0 cm. Si lecentrage est appliqué, la table est pivotée à 0° et une translation correspondante estappliquée avant le lancement de l'acquisition.

Annulation du centrage de la table

Normalement, l'opérateur peut passer librement d'une procédure d'imagerie à unfaisceau de traitement dans l'application Treatment. Tant que le centrage de la tableest actif dans une procédure CBCT, l'application Imaging déclenche des verrouillagesde sécurité kV et MV si l'utilisateur sélectionne un autre faisceau. Avant de passer àun autre champ de traitement ou à une autre procédure d'imagerie, la table doit êtrereplacée en position de mise en place. Pour réinitialiser la table, l'opérateur doitsélectionner Restore Couch (Restaurer la table). Une fois que l'application Imaging aréinitialisé les valeurs cibles de la table, l'opérateur peut déplacer cette dernière àl'aide des boutons de validation des mouvements du clavier.


Toutefois, si le centrage de la table a été annulé (bouton Restore Couch [Restaurer latable] de l'onglet Couch [Table] du panneau à masquage automatique, Figure 44 Onglet Couch (Table) du panneau à masquage automatique à la page 91), les valeurscibles de la table en vigueur au début du processus de centrage sont rétablies.

Remarque : Après une comparaison 3D/3D, les valeurs cibles de la table utilisées pour lerétablissement sont remplacées par la position cible de la table issue de la comparaison.

Sélection des angles du bras pour l'acquisition d'images CBCT et detopogrammes

Les images CBCT sont acquises avec une rotation complète (360°) ou partielle (200°)du bras. L'application Imaging calcule les angles de départ et d'arrêt optimaux pourl'acquisition CBCT en fonction de la position actuelle du bras. La logique choisitl'angle de départ du bras le plus proche de l'angle actuel permettant d'effectuer unerotation complète.■ Rotation complète : si le mode CBCT utilise l'option Full Fan, celle-ci peut être

changée en rotation Full (complète) ou Half (demie).■ Demi-rotation : si le mode CBCT utilise l'option Half Fan, la trajectoire ne peut

être que complète.

Une demi-trajectoire entraîne une acquisition et des reconstructions plus rapides. Ellepermet également d'éviter de manière sélective l'irradiation de certaines structures desurface. Lors de l'acquisition de scanners de la tête, la source de rayons X peut êtreconfigurée pour balayer autour de l'arrière de la tête afin de minimiser la doseadministrée au cristallin. Il est également possible de balayer en évitant la zone situéeau dessus du patient dans la région pelvienne, ce qui réduit la dose CBCT vers lerectum et la prostate.

Si l'opérateur a besoin d'un angle de départ précis pour une acquisition à 200° (parexemple, pour réduire la dose administrée à une structure anatomique donnée, telleque le cristallin), il doit déplacer manuellement le bras jusqu'à l'angle de départvoulu avant de lancer l'acquisition CBCT. Il est également possible de créer un modeCBCT dédié dans le CBCT Reconstructor Mode Editor (Éditeur de mode du modulereconstructeur CBCT) avec lequel des angles de départ et d'arrêt fixes peuvent êtredéfinis à l'aide du type de trajectoire « Manual » (Manuelle) (Manuel del'administrateur TrueBeam, CBCT Reconstructor Mode Editor [Éditeur de mode dumodule reconstructeur CBCT] - Trajectoire et angle de départ).


Les topogrammes peuvent être acquis dans les directions antéropostérieure (AP) etlatérale (Lat). Le topogramme peut être utilisé pour sélectionner la plaged'acquisition dans le système de coordonnées fixe de la salle, et doncindépendamment de l'orientation réelle du patient. Il y a toujours deux angles de lasource possibles pour l'acquisition d'un topogramme : − 0° ou 180° pour AP et 90° ou270° pour Lat. Pour minimiser la rotation du bras requise avant le lancement del'acquisition, l'application Imaging choisit l'angle du bras le plus proche de laposition actuelle du bras.

Dans la mesure où l'application Imaging sélectionne automatiquement l'angle de lasource, si un angle de la source spécifique (par exemple, 0° pour AP) est requis, alorsle bras doit être déplacé de façon à être à proximité de cet angle. L'applicationImaging déplacera alors le bras vers ce dernier lorsque l'acquisition de topogrammesera sélectionnée.

Génération des valeurs de dose CBCTLors d'une acquisition CBCT, le tableau de bord affiche une valeur de dose en cGy. Ils'agit du CTDIw (index de dose CT, pondéré) de l'acquisition. Le système utilise laformule suivante pour calculer cette valeur :

CTDIw = ((CTDIwnorm/100) * mAs/projection * #Projections)/10où :■ CTDIwnorm correspond à la valeur CTDIw normalisée [en mGy/100 mAs]■ /100 en raison de la conversion du facteur de dose,■ mAs/projection correspond à la valeur mAs de chaque projection,■ #Projections correspond au nombre estimé de projections de l'acquisition,■ /10 convertit mGy en cGy.

Si le paramètre mAs de l'acquisition CBCT est modifié, la valeur CTDIw estimmédiatement recalculée et actualisée dans le tableau de bord. La valeurCTDIw,norm est fournie par le module reconstructeur et ne peut pas être modifiéepar l'opérateur ni par l'administrateur.Reportez-vous à la section Informationsrelatives à la dosimétrie CBCT à la page 257 pour obtenir des détails sur lagénération de ces valeurs prédéfinies.


Limitations de l'indice de dose CT - pondéréCertaines limitations sont associées à l'utilisation de la valeur CTDI pour les dosesCBCT. Le CTDIw utilise la dose moyenne à la périphérie du fantôme CTDI.Toutefois, pour les acquisitions qui utilisent une rotation de 200°, la dose à lapériphérie du fantôme manque quelque peu d'uniformité, en particulier pour lemode Pelvis Spot Light. Par conséquent, la valeur moyenne peut être trompeuse carelle ne rend pas compte de la variation de la dose en surface inhérente auxacquisitions à 200°.

Imagerie ad-hoc et à la demandeL'imagerie ad-hoc et l'imagerie à la demande permettent de procéder à l'acquisitionet à la comparaison d'images pendant la séance de traitement en cours, même sil'acquisition d'images n'a pas été programmée dans le système de gestion dutraitement. Les deux méthodes diffèrent en termes de flexibilité quant à l'angle dubras utilisé.■ L'imagerie ad-hoc utilise l'angle du bras planifié du champ de traitement ou de

positionnement auquel la procédure d'imagerie est associée comme angle du braspour l'acquisition de l'image. L'angle du bras est défini par le premier point decontrôle pour l'acquisition Before Image (Image avant) et par le dernier point decontrôle pour l'acquisition After Image (Image après). Pour un champ IMRT, lepremier et le dernier points de contrôle sont identiques, mais pour un champVMAT, ils sont différents.

■ L'imagerie à la demande permet à l'opérateur d'utiliser n'importe quel angle dubras pour acquérir l'image. L'angle du bras de l'accélérateur au moment de lasélection de la procédure d'imagerie est utilisé pour l'acquisition de l'image.

Remarque : La procédure d'imagerie à la demande peut être utilisée pour acquérir des imagessous plusieurs angles du bras au cours de la même séance de traitement. L'opérateur peutsélectionner la procédure d'imagerie et acquérir des images à plusieurs reprises, même si desimages ont déjà été acquises à d'autres angles du bras.


La boîte de dialogue d'imagerie ad-hoc est conçue pour guider l'opérateur lors de lasélection des diverses caractéristiques nécessaires à la définition complète d'uneprocédure d'imagerie. Les quantités affichées dans la boîte de dialogue dépendentdes éléments sélectionnés dans celle-ci, ainsi que des licences installées sur le postede travail. La procédure commence par la sélection de la Modality (Modalité).L'opérateur peut ensuite définir d'autres paramètres comme l'Execution Phase (Phased'exécution) et la Source Direction (Direction de la source), et éventuellement desparamètres propres à la modalité dans Modality Settings (Paramètres de la modalité),comme la sélection d'Open Port (Grand champ) ou Treatment Port (Champ detraitement) pour les images MV, ou encore le sens de rotation pour les modalités kV-kV et MV-MV.

Figure 48 Boîte de dialogue d'imagerie ad-hoc (exemple pour l'imagerie MV)

L'opérateur peut appliquer une procédure d'imagerie à tous les faisceaux detraitement. Cela simplifie la configuration de l'imagerie déclenchée (lors de l'imageriekV pendant le traitement), qui ne peut pas être programmée dans le système degestion du traitement. L'opérateur peut également restaurer les procéduresd'imagerie utilisées lors de la séance précédente.


Directives générales pour les procédures d'imagerie ad hoc et à lademande

Les procédures d'imagerie appartiennent à l'une des trois phases d'exécutionsuivantes : Before (Avant), During (Pendant) ou After (Après). Il ne peut y avoirqu'une seule procédure d'imagerie par phase d'exécution à un moment donné.Toutefois, il est possible de supprimer des procédures d'imagerie même si elles ontdéjà été utilisées pour acquérir des images. La suppression d'une procédured'imagerie efface celle-ci, mais pas les images acquises. Par conséquent, il est possibled'utiliser une procédure d'imagerie MV Before (Avant) associée à un champ detraitement pour acquérir une image MV, de supprimer cette procédure d'imagerie etde la remplacer par une procédure d'imagerie kV Before (Avant), d'acquérir uneimage kV, de supprimer la procédure d'imagerie kV, d'associer une procédured'imagerie CBCT Before (Avant) et d'acquérir une image CBCT. Les images MV, kV etCBCT sont alors toutes correctement acquises et enregistrées dans le système degestion du traitement.

Les procédures d'imagerie kV-kV, MV-kV et MV-MV ne sont pas disponibles si leplan ne comporte pas de scanner de référence, ou si la licence On-Demand (À lademande) n'est pas installée sur le poste de travail.

Il n'est pas possible d'ajouter une procédure d'imagerie qui utilise la phased'exécution During (Pendant) à un champ de traitement ayant déjà été entièrementtraité. Cela est, par contre, possible si le champ de traitement n'est que partiellementtraité.

Remarque : Imagerie kV‐kV à la demande

Lorsqu'une procédure d'imagerie kV‐kV est ajoutée au plan et que l'option On‐Demand (À lademande) est sélectionnée dans la colonne Source Direction (Direction de la source) du modèleModify Imaging (Modifier l'imagerie), la paire d'images n'est pas nécessairement acquiseaux angles du bras prévus.

Si l'acquisition est interrompue après que la première image a été acquise et que le bras acommencé à pivoter en direction de la position de la seconde image, la logique de l'acquisition àla demande risque de ne pas pouvoir gérer l'interruption. Si l'opérateur sélectionne Preview(Aperçu) et modifie la technique d'acquisition ou la position de l'imageur, l'angle actuel dubras sera utilisé pour calculer les angles de l'acquisition kV‐kV. La seconde image sera alorsacquise à +/‐ 90 degrés de la position actuelle, et non à +/‐ 90 degrés de la positiond'acquisition de la première image. Évitez de passer au mode Preview (Aperçu) et d'apporterdes modifications aux paramètres d'acquisition d'images lors de l'acquisition d'images kV‐kVà la demande.


Images DRR générées pour l'imagerie ad-hoc et à la demandeLa clé de l'imagerie ad-hoc et à la demande est la capacité de l'application Imaging àgénérer elle-même des images DRR, ce qui évite d'avoir à recourir aux images DRRgénérées par le système de planification de traitement. Pour générer ces images DRR,le scanner de référence doit être disponible et chargé dans l'application Imaging, et lalicence On-Demand (À la demande) doit également être installée.

AcquisitionPendant l'acquisition, l'application Imaging peut afficher l'une des images suivantes :

1. L'image DRR générée par le système de planification de traitement.2. Une image DRR générée par l'application Imaging.3. Une vue vide avec une superposition indiquant qu'aucune image DRR ne peut

être générée.

Par défaut, l'image DRR générée par le système de planification de traitement estaffichée. Si aucune image DRR générée par le système de planification de traitementn'est disponible, celle générée par l'application Imaging est affichée.

Rotation de la source pour l'image DRR générée pendant l'acquisitionUn certain nombre de règles générales s'appliquent pour la génération des imagesDRR par l'application Imaging :

1. Si aucune image n'a été acquise, l'image DRR est générée à l'angle de la sourceauquel l'image va être acquise.

2. Si une procédure d'imagerie à la demande est sélectionnée, l'image DRR estgénérée à l'angle de la source au moment de l'ajout de la procédure d'imagerie.

3. Si une image a déjà été acquise, l'image DRR affichée correspond à l'angle de lasource auquel l'image a été acquise.

D'une manière générale, les règles ci-dessus aboutissent à un comportement intuitif.Par exemple, si une procédure d'imagerie kV ad-hoc est ajoutée à un champ detraitement, l'image DRR kV est générée à un angle de la source de 90 degrés parrapport à l'angle du bras utilisé pour le champ de traitement. Ou, si une procédured'imagerie MV During (Pendant) est ajoutée à un champ de traitement VMAT et quel'acquisition est à 10 %, l'image DRR est générée à l'angle du bras auquel 10 % de ladose sont administrés.


Pour les images à la demande, le comportement peut être légèrement moins intuitif.Si une procédure d'imagerie à la demande est ajoutée à un champ de traitement,l'image DRR est générée en utilisant l'angle du bras actif au moment de l'ajout de laprocédure d'imagerie. Si l'angle du bras est modifié, l'image DRR n'est pas mise àjour. Elle ne l'est qu'après l'acquisition d'une image. Et si une seconde image estacquise à l'aide de la même procédure d'imagerie à la demande, l'image DRR n'estmise à jour qu'après l'acquisition de cette seconde image. Ainsi, l'image DRRcorrespondant à la première image n'apparaît qu'au moment de l'acquisition de laseconde.

ComparaisonL'application Imaging passe automatiquement à l'environnement de comparaisonpar défaut après l'acquisition des images (si l'automatisation de workflow appropriéeest sélectionnée dans System Administration > PVA > Workflow [Administration dusystème > PVA > Workflow]). Pour l'imagerie 2D/2D, le comportement par défautconsiste à basculer vers l'environnement de comparaison 2D/2D si les deux imagesDRR ont été générées dans le système de planification de traitement. Si l'une desimages DRR ou les deux doivent être générées par l'application Imaging, celle-cisélectionne automatiquement l'environnement de comparaison 2D/3D.

Si l'opérateur souhaite procéder à une comparaison 2D/3D et que l'applicationImaging bascule automatiquement vers l'environnement de comparaison 2D/2D, ilpeut revenir à l'environnement d'acquisition et sélectionner manuellement lacomparaison 2D/3D. Cette sélection 2D/3D est alors stockée sous forme de paramètrepersistant et automatiquement utilisée lors de la séance suivante.

Superposition de contour du champ sur des imagesacquises

Selon la situation, l'application Imaging ajoute des contours de champ aux imagesacquises. Cette technique recouvre deux principaux aspects.■ La copie de contours de l'image de référence vers l'image de vérification est

utilisée pour les images de positionnement et les images associées à un faisceaudepuis la vue BEV.

■ La projection de structures 3D sur l'image de vérification est utilisée pour lesimages de traitement déclenchées continues During (Pendant).

Enregistrement des imagesLes sections qui suivent fournissent une vue d'ensemble de l'enregistrement dedivers types d'images.


Bouton Save de la barre d'outilsLe résultat de l'utilisation du bouton Save (Enregistrer) de la barre d'outils dépendde l'espace de travail dans lequel il est utilisé. Le bouton Save (Enregistrer) peut êtreutilisé pour enregistrer les objets acquis dans l'OIS afin qu'ils soient immédiatementdisponibles pour l'application Offline Review sans avoir à fermer le dossier patientdans l'application Treatment.

L'effet de la sélection du bouton Save (Enregistrer) est le suivant :

■ Dans l'espace de travail Acquisition, lorsque vous sélectionnez le bouton Save(Enregistrer), seule l'image MV, kV ou de topogramme affichée dans la vue activeest enregistrée. La vue active est signalée par une bordure verte. Si deux imagessont affichées dans l'espace de travail Acquire, chaque image doit êtresélectionnée séparément pour permettre l'enregistrement des deux.

■ Dans les espaces de travail 2D/2D Match (Comparaison 2D/2D) et Marker Match(Comparaison des marqueurs), lorsque vous sélectionnez le bouton Save(Enregistrer), les images de toutes les vues (par exemple, les deux images kVacquises dans l'espace de travail 2D/2D Match [Comparaison 2D/2D]) et lerecalage spatial (résultat de la comparaison) sont enregistrés.

■ Dans l'espace de travail 3D/3D Match (Comparaison 3D/3D), lorsque voussélectionnez le bouton Save (Enregistrer), le groupe de structures de l'imageCBCT et l'objet de recalage spatial (résultat de la comparaison) sont enregistrés.L'enregistrement de l'image CBCT en elle-même a toujours lieu immédiatementaprès la reconstruction pour minimiser la durée globale de l'enregistrement desdonnées.

Remarque : Tant que l'enregistrement de l'image CBCT n'est pas terminé, le résultat de lacomparaison ne peut pas être affiché dans Offline Review. L'application Imaging n'afficheaucune indication sur l'état de l'enregistrement.

Enregistrement des images acquisesLes images acquises sont enregistrées à des moments différents du processusd'imagerie selon leur type et les actions de l'opérateur.

Images RT (MV, kV)Les images RT acquises sont initialement mises en cache dans le service DICOMStream Service mais ne sont pas immédiatement enregistrées dans l'OIS. Cela a deuxintérêts : l'opérateur peut supprimer les images inutiles à l'aide de l'affichage SessionImage (Image de la séance) et l'application Imaging peut récupérer toutes les imagesen cas de plantage. Toutes les images mises en cache et non enregistrées sont stockéesdans l'OIS à la fermeture de la séance.


Images CBCTL'enregistrement d'une image CBCT commence immédiatement après sonacquisition et après que le volume reconstruit est transféré à l'application Imaging.L'enregistrement a lieu en arrière-plan pendant que l'opérateur effectue lacomparaison.

Une image CBCT, re-reconstruite dans l'espace de travail Review CBCT (ExamenCBCT) ne sera stockée que si elle est sélectionnée en appuyant sur le bouton Done(Terminé) avant de quitter l'espace de travail Review CBCT (Examen CBCT). Toutesles autres images CBCT re-reconstruites sont supprimées.

Groupe de structures d'une image CBCT et recalage spatial (résultat de lacomparaison)Le groupe de structures est requis pour générer une entité appelée image du volumedans le système oncology information system (OIS). À leur création, ces groupes sontinitialement mis en cache dans le service DICOM Stream Service, mais ne sont pasimmédiatement stockés dans l'OIS. Ils ne sont stockés dans l'OIS qu'à la fermeture dela séance.

Les conditions qui suivent permettront d'éviter la vérification de la comparaison :■ Si les coupes CBCT sont enregistrées sans le groupe de structures, aucun volume

CBCT ne sera généré.■ Si l'objet de recalage spatial n'est pas enregistré, la relation géométrique entre le

volume CBCT et le volume scanner de référence ne sera pas connue. OfflineReview affichera l'image CBCT à part, sans scanner de référence. Il ne sera paspossible de vérifier la comparaison.

Pour forcer l'enregistrement du recalage spatial, sélectionnez le bouton Save Match(Enreg. comparaison) (Procédures d'imagerie à la page 74). Appuyez sur Cancel(Annuler) pour ne pas enregistrer l'objet de recalage spatial.

Enregistrement des images pendant les traitements d'urgenceLes traitements d'urgence ne permettent pas d'enregistrer une image RT acquise,mais permettent d'enregistrer des images CBCT acquises.

Un plan de traitement doit être déjà disponible pour pouvoir réenregistrer les imagesRT acquises dans le SIO. Dans le cas des traitements classiques, des plans detraitement sont généralement disponibles. Toutefois, pour les traitements d'urgence,le plan de traitement n'est enregistré qu'à la fermeture de la séance. C'est la raisonpour laquelle l'application Imaging n'autorise pas l'enregistrement d'une image RTacquise. Elle veille ainsi à ce que le plan de traitement soit d'abord enregistré, à lafermeture du plan, avant de pouvoir enregistrer des images RT.


Cette restriction ne s'applique pas aux images CBCT. Celles-ci ne sont pasdirectement associées à un plan de traitement. Elles sont associées au dossier patient.Comme le dossier patient a déjà été créé dans l'OIS lors de la programmation dutraitement d'urgence, le plan du patient est présent avant l'acquisition des imagesCBCT et enregistré.

Données de récupération DICOMLes données qui n'ont pas pu être enregistrées dans la base de données sont stockées(mises en cache) dans le dossier de récupération. Au prochain démarrage del'application Imaging, une vérification des fichiers est réalisée. Le service DICOMStream Service vérifie s'il y a des fichiers de données *.dcm. Un message apparaîtpendant quelques secondes sous la forme d'une fenêtre d'information blanche sous lecoin supérieur droit de la barre d'outils au démarrage de l'application. Aprèsl'affichage de la fenêtre d'information, le bouton de commande blanc reste dans lecoin supérieur droit de la barre d'outils, indiquant qu'il y a des messages non lus,jusqu'à ce que le message soit acquitté.

Figure 49 Message informel relatif à l'imagerie

En cliquant sur le bouton Imaging Limited (Imagerie limitée), un messageconcernant le système d'imagerie s'affiche.


Figure 50 Message relatif à l'imagerie

Varian recommande d'importer manuellement dans la base de données les donnéesDICOM présentes dans le dossier de récupération DSS, puis de les supprimer. Si ellesne sont pas effacées, un message DICOM recovery data exists (Données derécupération DICOM disponibles) apparaît au démarrage de l'application si unfichier « *.dcm » se trouve dans le dossier de récupération.

L'onglet Details (Détails) affiche le chemin du dossier de récupération.


Chapitre 9 Espace de travail Matching

Vue d'ensemble de la comparaisonLa comparaison consiste à établir visuellement une relation spatiale entre des images,par exemple entre une image de référence et une image acquise. Sur la base de cetterelation spatiale, l'application Imaging calcule un décalage de la table qui est utilisé àson tour pour calculer les nouvelles positions cibles de la table.

Les divers espaces de travail de comparaison utilisés pour déterminer un décalage dela table sont illustrés dans le tableau qui suit.

Tableau 8 Vue d'ensemble de la comparaison

Type de com-paraison

Description Espace de tra-vail

Voir

2D Comparaison d'une image acquiseet de son image de référence.

2D Comparaison 2D/2Dà la page 113

2D/2D Comparaison de deux images ac-quises (orthogonales l'une par rap-port à l'autre) aux images de réfé-rence qui leur sont associées.

2D/2D Comparaison 2D/2Dà la page 113

2D/3D Comparaison de deux images ac-quises (orthogonales l'une par rap-port à l'autre) à des images de réfé-rence générées dynamiquement parl'application Imaging.

Une comparaison 2D/3D établit unerelation géométrique entre lesimages acquises et le scanner de ré-férence.

2D/3D Comparaison 2D/3Dà la page 114

3D/3D Dans l'espace de travail 3D-3DMatch, les images CBCT acquisessont recalées sur les images scannerde référence.

3D/3D 3D-3D Match (Com-paraison 3D/3D) à lapage 115

Détection/Comparaisondes mar-queurs

Les algorithmes Marker Detection(Détection de marqueurs)/MarkerMatch (Comparaison des mar-queurs) sont conçus pour identifierl'emplacement 3D des marqueursdans le scanner de référence.

Marker Detec-tion

Marker Match

Détection/Compa-raison des marqueursà la page 115

Chapitre 9 Espace de travail Matching 105

Notions de base relatives à la comparaisonL'opérateur doit garder à l'esprit quelques points fondamentaux lorsqu'il travailledans les espaces de travail de comparaison :■ La relation spatiale entre les données de référence (images/scanner de référence)

et les données acquises (images de vérification ou CBCT) affichées dans l'espacede travail de comparaison correspond toujours directement aux valeurs dedécalage de la table affichées dans l'affichage du décalage de la table.

■ Un décalage supérieur aux limites physiques de la table ne peut être appliqué.

Les types de comparaison décrits dans les sections qui suivent, à savoir lescomparaisons 2D/2D, 3D/3D et 2D/3D, répondent au principe « what-you-see-is-what-you-get » (WYSIWYG, vous obtenez ce que vous voyez à l'écran). L'affichagegraphique équivaut à l'affichage numérique qui, à son tour, correspond au décalagequi est appliqué. À tout moment, les valeurs numériques visibles dans l'écran MatchParameters (Paramètres de comparaison) correspondent exactement à la manièredont la comparaison est visuellement affichée.

À propos de l'affichage de la comparaisonLa sélection de Apply (Appliquer) ou Approve (Approuver) entraîne l'envoi àl'application Treatment des valeurs numériques présentes dans l'affichage. Lespositions cibles du faisceau sont actualisées en conséquence. Le décalage affiché resteinchangé. L'exclusion d'une valeur d'angle entraîne un nouveau calcul de la relationgéométrique entre l'image/le scanner de référence et l'image/l'image CBCT acquise,ainsi que l'actualisation de l'affichage de comparaison en conséquence.

L'exclusion d'un axe angulaire empêche toute rotation sur cet axe par comparaison.L'exclusion du tangage et du roulis entraîne l'indisponibilité de l'étage de tangage etroulis. Il en est de même pour Rtn (Rot). Si seul le tangage ou seul le roulis est exclu,l'option sera disponible, mais tout déplacement qui entraînerait la modification de lavaleur exclue sera verrouillé.

Remarque : Le tangage et le roulis doivent tous deux être inclus pour pouvoir faire pivoter lacoupe d'image lorsque le plan de rotation de l'image (sur le même plan que le détecteurd'images) ne se situe pas sur le même plan que la table.


Vue et indicateur de l'orientation du patientL'orientation du patient est utilisée par l'application Imaging pour afficherl'orientation du patient sur la table. Les orientations possibles sont HFS (tête en haut,décubitus dorsal), HFP (tête en haut, décubitus ventral), FFS (tête en bas, décubitusdorsal) et HFDR (tête en haut, décubitus latéral droit).

Les autres orientations prises en charge (telles que HFDL [tête devant, décubituslatéral gauche], FFP [tête en bas, décubitus ventral], FFDR [tête en bas, décubituslatéral droit], FFDL [tête en bas, décubitus latéral gauche]) ne sont pas présentéesdans ce document.

Tableau 9 Indicateur d'orientation du patient

Indicateur Ce que vous visualisez

Le visage du patient

Le dos du patient

La tête du patient

Les pieds du patient

Le côté gauche du patient

Le côté droit du patient


Figure 51 HFS—Tête en haut, décubitus dorsal

Figure 52 HFP—Tête en haut, décubitus ventral


Figure 53 FFS—Tête en bas, décubitus dorsal

Figure 54 HFDR—Tête devant, décubitus latéral droit

Orientation non-HFSLe patient est normalement affiché dans l'orientation dans laquelle il était au cours del'acquisition d'images. Si le patient était dans l'orientation HFS, il est affiché endécubitus dorsal. Il regarde vers le haut. L'indicateur présent en bas à gauche del'espace de travail affiche la position.


Dans les cas où il y a une divergence par rapport à l'acquisition d'images d'origine,l'opérateur peut choisir d'afficher les patients dans une orientation non-HFS commes'ils étaient dans l'orientation HFS (Figure 55).

Figure 55 Option Non-HFS dans l'espace de travail de comparaison

Par exemple, si le patient était dans l'orientation HFP, il est affiché en décubitusventral, allongé sur l'estomac (1 dans la Figure 56). L'opérateur peut désormaissélectionner l'option HFS pour retourner l'image, de sorte que le patient soit orientévers le haut (2 dans la Figure 56).


1. Orientation d'affichage d'origine2. Orientation d'affichage : HFS

Figure 56 Orientation d'affichage avec l'option Non-HFS

Gestion des données de référenceLorsqu'un dossier patient ou un plan de traitement est ouvert dans l'applicationTreatment, l'application Imaging demande toutes les données de référence (imagesRT de référence, groupes de structures RT de référence, images scanner et objets degestion des mouvements comme les protocoles de gating et les formes d'onde deréférence) au système de gestion du traitement (TMS). Si la séance de traitement secompose de plusieurs plans, le système charge toutes les données de référence dechacun d'eux. Les objets sont chargés en arrière-plan, ce qui permet à l'opérateur decontinuer à travailler dans l'application. Pour certaines actions, l'application doitattendre que toutes les données requises soient disponibles. Par exemple, la détectionde marqueurs et l'espace de travail 3D/3D Match ne sont pas accessibles tant que lescanner de référence n'est pas chargé.


Mise en antémémoire d'une séance à l'autrePour minimiser le trafic réseau, on a recours à la mise en antémémoire d'une séance àl'autre : les images scanner sont stockées sur le poste de travail local et non chargéesdepuis le système TMS pour chaque séance de traitement. La mise en antémémoired'une séance à l'autre est réalisée par le service DICOM Stream Service (DSS).Lorsqu'un plan de patient est chargé, l'application Imaging génère une demande dedonnées et l'envoie au DSS. Au lieu de demander les données au daemon, le DSSeffectue une recherche sur le lecteur local pour déterminer s'il existe des imagesscanner portant les UID d'instance demandés. Les images scanner sont chargéesdepuis le disque local et non via le daemon DICOM si elles sont disponibles en local.L'emplacement de la mémoire cache sur le disque local est le suivant : VMSOS\AppData\TrtImaging\DSS\Primary\Cache\FromPersistent\. Pour desraisons de performances, la mémoire cache est divisée en un grand nombre de sous-dossiers.

Les données sont supprimées de la mémoire cache selon les critères suivants :

1. Si la taille maximale (20 Go par défaut) de la mémoire cache est atteinte, lesdonnées dont la date d'utilisation est la plus ancienne sont supprimées.

2. Si un ensemble d'images scanner n'est pas utilisé pendant une durée supérieure àla durée de vie des objets configurée (120 jours par défaut), il est supprimé.

La taille de la mémoire cache et la durée de vie des objets sont définies dans unfichier WOX. Celui-ci ne peut être modifié que par le personnel PSE et non par lestechniciens de maintenance. Par conséquent, la taille de la mémoire cache et la duréede vie des objets ne peuvent être modifiées que dans des circonstancesexceptionnelles. Si le fichier WOX est modifié, le DSS doit être redémarré pour lire lesnouvelles valeurs.

Il n'y a pas de contrôle d'obsolescence des données, car on considère que les imagesscanner ne changent jamais. Cette supposition se justifie par le fait que le DSSrecherche un UID d'instance. La norme DICOM définit l'UID d'instance comme étantunique pour chaque image scanner. Ainsi, dans un système compatible DICOM, ons'attend à ce que chaque coupe scanner possède un libellé (UID d'instance) unique.


Utilisation de la mémoireLorsqu'une séance comporte plusieurs plans, toutes les données de référence del'ensemble des plans sont chargées et stockées sur le disque local. En outre, lesdonnées de référence du plan actif sont chargées dans la mémoire. Ces données deréférence restent en mémoire jusqu'à ce que l'opérateur change ou ferme le plan actif.En cas de changement du plan actif, les données de référence présentes dans lamémoire en sont supprimées et celles du nouveau plan actif y sont chargées depuis ledisque. Par conséquent, lors du passage d'un plan à un autre au cours d'une séancede traitement, un délai d'attente peut être nécessaire pendant la récupération desdonnées depuis le disque dur local.

Comparaison 2D/2DL'espace de travail de comparaison 2D ou 2D/2D permet de comparer des images 2Dappariées (par exemple, kV-kV ; kV-MV ; MV-MV) aux images de référencecorrespondantes.

Conditions préalables pour la comparaison 2D/2DCertaines conditions doivent être remplies pour pouvoir accéder à l'environnementde comparaison 2D/2D. Les conditions qui ne sont pas satisfaites entraînentl'affichage d'un message d'erreur ou sont indiquées dans une infobulle lorsquel'opérateur passe la souris sur l'espace de travail de comparaison désactivé.

Les conditions à remplir pour pouvoir accéder à la comparaison 2D/2D sont lessuivantes :

Remarque : Il est important de bien comprendre que le champ de positionnement et son imagede référence associée sont deux objets indépendants.

■ L'image de référence doit présenter les mêmes rotation du bras, rotation de latable et orientation du patient que les champs de positionnement auxquels elle estassociée.

En outre, si l'image de référence est une image DRR, le champ de positionnementet l'image de référence doivent posséder les mêmes isocentre et cadre de référence(FOR).

Comme il y a deux images de référence pour une procédure appariée, ces deuximages doivent avoir les mêmes isocentre et FOR.

■ Les deux images acquises doivent présenter le même FOR et la même position dela table.


Remarque : Lorsqu'une image de référence est assignée dans Eclipse sans cadre de référence(FOR) ou avec un FOR différent, le FOR et l'isocentre de l'image de référence peuvent êtreignorés au moyen de l'option « FOR alignment » (Alignement FOR).

■ La licence relative à l'imagerie MV avancée doit être installée pour pouvoir utiliserla comparaison 2D/2D pour les paires d'images de positionnement MV-MV oukV-MV.

Comparaison 2D/3DL'utilisateur peut activer l'espace de travail de comparaison 2D/3D pour comparer lesimages acquises aux images projetées (DRR) du scanner de référence.

Une nouvelle image de référence projetée est calculée à chaque fois que l'opérateurrelâche le bouton de la souris après avoir déplacé et ajusté l'image de référence.Désormais, au lieu d'utiliser l'image de référence issue du plan, qui a été calculéepour un angle de projection donné, l'utilisateur peut comparer les images acquisesaux images DRR calculées à partir du scanner de référence, uniquement pour l'anglede projection actuellement nécessaire pour la comparaison.

Selon le système de gestion du traitement (TMS) auquel les applications Treatment etImaging sont connectées, différentes options peuvent être sélectionnées dans l'ongletSystem Administration (Administration du système).

Pour les recalages 2D/3D effectués en ligne, l'application Imaging stocke divers typesde recalage spatial, selon le système TMS connecté.

Remarque : ARIA version 11.0 ou ultérieure prend en charge les types de recalage 2D/3D.

ARIA version 10.0 ou antérieure ou un système TMS non fabriqué par Varian ne prend pas encharge les types de recalage 2D/3D.■ Recalage 2D/3D basé sur une procédure d'imagerie appariée au niveau du faisceau■ Les angles de la source sur l'image de référence et sur l'image acquise diffèrent de plus de

0,5 degré■ Si le système TMS connecté ne prend pas en charge les types de recalage 2D/3D (ARIA

version 10.0 ou antérieure ou encore un système TMS non fabriqué par Varian) etqu'aucune image RT de référence principale n'est disponible, l'application Imaging nestocke aucun recalage spatial.

Conditions préalables pour la comparaison 2D/3DL'application Imaging réalise les contrôles suivants avant d'activer l'espace de travailde comparaison 2D/3D :

■ La license de comparaison 2D/3D doit être installée.■ Un scanner de planification doit être disponible et chargé.



3D-3D Match (Comparaison 3D/3D)L'espace de travail 3D-3D Matching (Comparaison 3D/3D) permet d'effectuer unecomparaison à partir d'une image CT acquise.

Dans 3D-3D Matching (Comparaison 3D/3D), l'image CBCT acquise peut êtredéplacée, contrairement à l'image CT de référence qui reste en place.

Conditions préalables pour la comparaison 3D/3DL'application Imaging vérifie que les conditions qui suivent sont satisfaites avantd'activer l'espace de travail de comparaison 3D/3D :■ Un scanner de planification doit être disponible et chargé.■ Une procédure CBCT doit être sélectionnée dans l'application Treatment.■ L'image CBCT doit avoir été acquise et correctement reconstruite.■ Le plan doit contenir un isocentre valide.

Détection/Comparaison des marqueursLes algorithmes de détection de marqueurs/comparaison des marqueurs utilisent unprocessus indépendant de l'environnement de comparaison 2D/2D, 2D/3D et 3D/3D.

Les algorithmes Marker Detection (Détection de marqueurs)/Marker Match(Comparaison des marqueurs) exécutent deux étapes pour identifierl'emplacement 3D des marqueurs, comme suit :

1. Marker Detection (Détection de marqueurs) : identifie les marqueurs dans lescanner de référence par rapport à l'isocentre planifié.

2. Marker Match (Comparaison des marqueurs) : identifie les marqueurs à l'aidedes radiographies acquises (par exemple, des images kV/kV).■ Il identifie les emplacements 2D des marqueurs dans chacune des

radiographies acquises.■ Il calcule l'emplacement 3D des marqueurs correspondant à la géométrie de la

paire de radiographies 2D.■ Il calcule la différence entre l'emplacement 3D des marqueurs décelés dans les

radiographies 2D (centre de masse) et leur emplacement dans l'image CT deréférence.


Comme l'algorithme Marker Detection (Détection de marqueurs) doit d'abordidentifier les emplacements 3D des marqueurs par rapport à l'isocentre planifié, lesystème doit disposer du scanner de référence et de l'emplacement de l'isocentre(issu du plan RT).

Remarque : Si le scanner de référence n'est pas disponible, le bouton Marker Detection(Détection de marqueurs) est désactivé.

Si le système ARIA RTM est utilisé et que les emplacements des marqueurs ont étéidentifiés dans Eclipse, l'algorithme Marker Detection (Détection de marqueurs) n'apas besoin d'identifier les emplacements 3D des marqueurs dans le scanner deréférence. Les emplacements 3D des marqueurs sont automatiquement transférés ausystème.

En outre, si ARIA RTM est utilisé et que les emplacements 3D des marqueurs dans lescanner de référence ont déjà été identifiés lors d'une séance de traitement antérieure,les informations sont transférées au système lors des séances suivantes. Ainsi,lorsqu'il utilise ARIA RTM, l'opérateur ne doit identifier les emplacements 3D desmarqueurs dans le scanner de référence qu'une seule fois.

Si vous utilisez le système d'information VARiS Vision, les emplacements 3D desmarqueurs dans l'image scanner de référence doivent être identifiés à chaque séancede traitement.

Conditions préalables pour la comparaison des marqueursAvant d'accéder à l'espace de travail Marker Match (Comparaison des marqueurs),les conditions suivantes doivent être remplies :■ La licence de comparaison des marqueurs doit être installée et activée.■ Au moins 3 marqueurs doivent avoir été détectés au préalable ou doivent être

détectés dans l'espace de travail Marker Detection.■ Un champ de positionnement apparié doit être sélectionné et deux images devérification doivent avoir été acquises.


Limites de la détection/comparaison de marqueurs■ Les algorithmes Marker Detection (Détection de marqueurs)/Marker Match

(Comparaison des marqueurs) ont besoin d'au moins trois marqueurs radio-opaques dans le scanner de référence. Si le nombre de marqueurs est inférieur àtrois, la fonctionnalité de comparaison des marqueurs reste désactivée.


■ Il est possible de trouver les emplacements des marqueurs au moyen de paires deradiographies kV/kV, kV/MV ou MV/MV.

■ Le système ne prend en charge que les plans à un seul isocentre pour la détectionde marqueurs/comparaison des marqueurs. Si un plan à plusieurs isocentres estdétecté, la fonction Marker Match (Comparaison des marqueurs) est désactivée.

Remarque : Auto Marker Detection (Détection automatique des marqueurs) ne détecte que lesmarqueurs cylindriques. Les marqueurs non cylindriques ou pliés ne sont pas détectés.Assurez‐vous que les marqueurs appropriés ont été implantés.

Restauration de la comparaisonLorsque vous accédez de nouveau à l'espace de travail de comparaison après avoirappliqué un décalage ou après avoir sélectionné le bouton Save Match (Enreg.comparaison), l'application Imaging restaure la correction de la table qui étaitappliquée ou enregistrée avec le même ensemble d'images.

Voici un exemple de ce processus :

1. Accédez à l'espace de travail 2D-2D Match (Comparaison 2D/2D) après avoiracquis deux images, image1 et image2, comparez les images puis enregistrez lacomparaison.

2. Procédez à l'acquisition de deux images supplémentaires, les image3 et image4.Effectuez la comparaison et enregistrez-la.

À l'issue de ces deux ensembles de comparaisons, la Session Image Gallery (Galeried'images de la séance) apparaît. Sélectionnez dans celle-ci l'image1 et l'image2 dela première séquence comme images actives.

3. Sélectionnez l'espace de travail 2D-2D. Le recalage de la première comparaisonest restauré.

Après que la comparaison a été restaurée puis modifiée par ailleurs, appuyez sur lebouton Reset (Réinitialiser) pour définir la comparaison selon une correction de latable nulle. Pour revenir à la comparaison restaurée, vous devez d'abord quitterl'espace de travail de comparaison, puis y accéder à nouveau.

La restauration de la correction de la table permet également de restaurer lesindicateurs d'inclusion qui étaient actifs au moment où la comparaison restaurée aété enregistrée ou appliquée.

La restauration de la comparaison exige l'appui d'un recalage spatial dans la mesureoù les recalages spatiaux stockés sont utilisés pour restaurer la situation decomparaison.

La fonction de restauration de la comparaison est prise en charge dans tous lesespaces de travail de comparaison, à l'exception de l'espace Marker Match.


Décalages de la tableUne véritable correction du tangage, du roulis ou de la rotation laisse toujoursl'isocentre à la même position.

Décalage de latable avec4 degrés deliberté

Par défaut, la table utilise 3 degrés de liberté (DDL) pour sedéplacer sur les axes vertical, longitudinal et latéral. L'angle dusupport patient autour de l'axe vertical fournit un quatrièmedegré de liberté. Les axes utiles au positionnement 4 DDL sontaffichés dans l'application en tant que Vrt (vertical), Lng(longitudinal), Lat (latéral) et Rtn (rotation).

Décalage de latable avec6 degrés deliberté

La fonction permettant d'obtenir deux degrés de libertésupplémentaires est appelée Pitch and Roll Stage (Étape detangage et roulis). Cette amélioration supplémentaire permet unpositionnement selon six degrés de liberté (6 DDL). Dans l'écranMatch Parameters (Paramètres de comparaison), ces valeurs sontvisibles dans le champ textuel en regard des valeurs Pitch(Tangage) et Roll (Roulis) respectivement.


Figure 57 Paramètres de la table

Dans les versions 11 et ultérieures d'ARIA RTM, les fonctions de tangage et de roulissont prises en charge par l'ensemble du système sans que cela ne nécessite uneattention particulière.

Les sections qui suivent abordent certains aspects des fonctions Pitch (Tangage) etRoll (Roulis) pour les environnements A10 ou autres que Varian.

La disponibilité de la fonction Pitch and Roll Stage (Étape de tangage et roulis)dépend de plusieurs facteurs, qui peuvent être résumés comme suit :

Table de traitement Capacités de la table physique.

Données de position Enregistrement des positions de la table dans les imagesou les dossiers de traitement.

Comparaison des images Mise en correspondance des images.

Lorsque 4 degrés de liberté uniquement sont utilisés pour la table physique, pourl'enregistrement des données de position de la table et pour la mise encorrespondance des images, aucune autre action n'est requise.


Cependant, les choses changent dès lors que ces catégories utilisent plus de 4 DDL.

Lorsque la table physique, l'enregistrement des données de position de la table et lamise en correspondance des images utilisent tous six degrés de liberté (6 DDL),aucune autre action n'est requise dès que lors le système de gestion du traitementprend en charge les fonctions Pitch (Tangage) et Roll (Roulis).

Même si la table n'inclut pas de Pitch and Roll Stage (Étape de tangage et de roulis),les images peuvent être mises en correspondance de manière facultative de façon àinclure le tangage et le roulis. Cela permet d'évaluer la comparaison 6 DDL desimages de planification et de vérification, même si 4 DDL seulement peuvent êtreappliqués en tant que correction de la table.

Certains systèmes de gestion du traitement ne prennent pas en charge les fonctionsde tangage et de roulis. Même si la table physique possède 6 DDL, le système peutêtre configuré pour enregistrer uniquement des positions avec 4 DDL, sans tenircompte du tangage et du roulis autour de l'isocentre.

Représentations de la tableLes représentations de la table sont un ensemble de valeurs décrivant la position etl'orientation de la table dans l'espace. Couch Representation (Représentation de latable) définit le modèle géométrique sous-jacent pour l'interprétation des paramètresde la table Vrt, Lng, Lat, Rtn (Rot), Pitch (Tangage) et Roll (Roulis). L'applicationImaging utilise une représentation de la table différente des systèmes non Varian quireprend les paramètres de la table directement depuis DICOM. L'ajout du tangage etdu roulis à la configuration 4DDL traditionnelle pose certains défis. Par exemple, ilest important de préciser l'axe de rotation autour duquel les valeurs de tangage et deroulis sont interprétées. Il est aussi important d'indiquer dans quel ordre s'effectuentles trois rotations, à savoir Rtn, Pitch (Tangage) et Roll (Roulis).

Tableau 10 Mouvement de rotation de la table

Terme Définition

Tangage Un mouvement de rotation autour de l'axetransversal de la table, déplaçant la tête duplateau de la table vers le haut et vers le bas.

Roulis Un mouvement de rotation autour de l'axelongitudinal de la table, déplaçant le côté duplateau de la table vers le haut et vers le bas.


Centre de rotation pour le tangage et le roulisPour la mise en correspondance des images, les rotations autour de l'isocentredéterminent l'orientation du patient et doivent être indépendantes de toutetranslation. Les applications Varian suivent cette orientation selon laquelle le tangageet le roulis, de la même manière que la rotation, se produisent autour de l'isocentre,indépendamment de toute translation de la table.

Cela contraste avec la définition du tangage et du roulis dans la norme CEI 61217 quiest utilisée dans les systèmes DICOM et autres que Varian. Dans la représentationselon la norme CEI 61217, le tangage et le roulis sont définis autour d'un pointspécifique du plateau (l'origine du système de plateau) et, par conséquent, le centrede rotation change par rapport à l'isocentre en fonction des translations verticale,longitudinale et latérale effectuées.

Le tableau qui suit résume les différents modèles pris en considération pour lesreprésentations de la table dans le système.

Couch Representation (Représen-tation de la table)

Description

CEI 61217 Modèle tel que spécifié par la norme CEI 61217 et utilisédans DICOM. Le tangage et le roulis se font autour del'origine du plateau de la table.

Isocentric Standard (Isocentriquestandard)

Modèle optimisé pour les corrections 6DDL à la positionde l'isocentre. Ordre des rotations : Patient Support Angle(Angle du support patient), Pitch (Tangage), Roll (Roulis).Toutes les valeurs de la table 6DDL sur le système ainsique dans les applications hors ligne ARIA RTM 11 et ver-sions ultérieures sont affichées par défaut dans les para-mètres Isocentric Standard (Isocentrique standard).

Isocentric Varian (IsocentriqueVarian)

Modèle optimisé pour les corrections 6DDL réelles à laposition de l'isocentre. Ordre des rotations : Pitch (Tan-gage), Roll (Roulis), Patient Support Angle (Angle dusupport patient).

Ordre des rotationsL'ordre des rotations doit être convenablement défini pour permettre la bonneinterprétation des décalages de la table 6DDL.

La position initiale ou zéro de la table est définie selon la norme CEI 61217, tous lesangles étant définis sur zéro et le plateau de table entièrement rétracté. Selon lestermes de la CEI, le plateau de la table et le système de référence fixe sont alignés.Dans cette position zéro, l'origine du plateau de la table CEI se trouve au niveau del'isocentre. La table 6DDL de Varian inclut un plateau qui permet le tangage et leroulis du plateau de la table autour d'une articulation en U.


Les représentations de la table ne dépendent pas de l'échelle d'affichage. L'échelled'affichage définit le signe et la position zéro des valeurs uniques présentes à l'écran.Si CEI61217 est définie en tant qu'échelle d'affichage pour le système TrueBeam, alorsles valeurs uniques respectent scrupuleusement l'échelle et l'orientation définies parl'échelle d'affichage CEI61217, tandis que la représentation de la table sur l'écran dusystème TrueBeam est Isocentric Standard (Isocentrique standard) ou IsocentricVarian (Isocentrique Varian).

Représentation de la table selon la norme CEI 61217La norme CEI relative aux appareils utilisés en radiothérapie (CEI 61217) définit lemodèle géométrique comme suit :

1. Rotation selon l'angle du support patient (PSA) autour de l'axe fixe de la salle Zf(autour de l'isocentre).

2. Translation Lat, Lng, Vrt le long des axes du support patient PSA après rotation.3. Tangage autour de l'axe Xt du plateau de la table après rotation et translation du

système PSA, c'est-à-dire autour de l'origine du plateau.4. Roulis autour de l'axe Yt' du plateau de la table après rotation, translation et

tangage du système PSA (autour de l'origine du plateau).

DICOM applique les spécifications de la norme CEI 61217 pour décrire la position duplateau de la table. L'un des principaux inconvénients de cette procédure réside dansle fait que les composants de translation dépendent du tangage et du roulis. Unsimple tangage autour de l'isocentre modifie toujours les paramètres vertical,longitudinal, voire latéral de la table.

Représentation de la table Isocentric StandardLa représentation de la table Isocentric Standard (Isocentrique standard) suppose quele tangage et le roulis se font toujours autour de l'isocentre de la machine de traitement,quels que soient les composants de translation. L'ordre des rotations et destranslations est le suivant :

1. Rotation selon l'angle du support patient (PSA) autour de l'axe fixe de la salle Zf(autour de l'isocentre).

2. Tangage autour de l'axe Xs du support patient PSA après rotation (autour del'isocentre).

3. Roulis autour de l'axe Ys du système PSA après rotation et tangage ou autour del'isocentre.

4. Translation Lat, Lng, Vrt le long des axes Xs'', Ys'', Zs'' du système PSA aprèsrotation, tangage et roulis.


Dans le modèle isocentrique standard, les valeurs Lat, Lng et Vrt peuvent êtreinterprétées comme une translation de l'origine du plateau de la table l'éloignant del'isocentre, telle que mesurée le long des axes du plateau après tangage et rouliséventuels.

Le principal avantage d'une représentation isocentrique est que les rotations autourde l'isocentre n'ont aucun impact sur les composants de translation.

Représentation de la table Isocentric VarianLa principale différence par rapport aux paramètres Isocentric Standard(Isocentrique standard) réside dans l'ordre des rotations :

1. Tangage autour de l'axe fixe de la salle Xf (autour de l'isocentre)2. Roulis autour de l'axe Yf’ après tangage (autour de l'isocentre)3. Rotation du système d'angle du support patient (PSA) autour de l'axe Zf’’ après

tangage et roulis (autour de l'isocentre)4. Translation Lat, Lng, Vrt le long des axes Xf’’’, Yf’'', Zf’'' après tangage, roulis et

rotation du système PSA

Les applications hors ligne d'ARIA version 10.0 et antérieure ainsi que lesapplications Imaging antérieures de Varian affichent les corrections de la table 6DDLdans la représentation « Isocentric Varian » (Isocentrique Varian). Dans certainsenvironnements, si certains systèmes d'imagerie Varian sont reliés à un système degestion du traitement ARIA version 10.0, l'affichage 6DDL dans l'espace de travailMatching peut passer de Isocentric Standard (Isocentrique standard) à IsocentricVarian (Isocentrique Varian). Ce basculement s'effectue à l'aide de l'onglet PVA deSystem Administration (Administration du système). Le passage à la représentationIsocentric Varian (Isocentrique Varian) assure la cohérence de l'affichage des valeursde la table dans tout le système. Pour plus d'informations sur le paramétrage etl'affichage des valeurs de la table, veuillez vous rapprocher du service d'assistancesur site Varian.

Données de position 4DDL d'une table 6DDL pour compatibilitéLes applications peuvent être configurées pour exclure les données de tangage et deroulis dans les environnements de gestion du traitement ne prenant pas en charge cesfonctions, cela afin d'éviter toute erreur de représentation des positions de la table6DDL. En effet, il est possible que les systèmes de gestion du traitement ne prenantpas en charge les fonctions de Pitch (Tangage) et de Roll (Roulis) représentent laposition de la table 6DDL de manière erronée et empêchent la reconstructions desvaleurs de la table pour examen.


Remarque : Remarque : Une interprétation erronée de la position de la table peut se produirepour l'ensemble de paramètres CEI 61217 non isocentriques utilisé dans la norme DICOM,car ses valeurs de translation sont influencées par les valeurs de tangage et de roulisisocentriques. L'utilisation de 4DDL uniquement pour l'interprétation de la position d'unetable 6DDL dans la norme DICOM (représentation CEI61217) ignore le Pitch (Tangage) et leRoll (Roulis) autour de l'origine du plateau de la table et entraîne une interprétation erronéede l'isocentre.

Cette configuration permet de bénéficier d'une fonctionnalité 6DDL totale au niveaude la console de traitement tout en permettant une évaluation 4DDL en toutesécurité, en conservant l'isocentre à la bonne position sans tenir compte du tangage etdu roulis.

Dans l'onglet System Admin System Features (Administration système -Fonctionnalités du système), l'option Save Couch Pitch and Roll (Enregistrertangage et roulis du système) doit être définie sur disabled (désactivée) de façon à ceque les valeurs Pitch (Tangage) et Roll (Roulis) soient ôtées des données à enregistreravant de sauvegarder des objets dans le système de gestion du traitement. Cetteoption n'a aucun effet si une table 4DDL sans étape de tangage et roulis est installée.

L'option Save Spatial Registrations (Enregistrer les recalages spatiaux) offre unmoyen sûr de ne pas stocker de recalages spatiaux. En effet, si cette option estdésactivée, tous les espaces de travail de comparaison fonctionnent normalement ; lesdécalages 6DDL peuvent être appliqués comme d'ordinaire, mais l'objet de recalagespatial n'est pas stocké dans le système TMS.

Affichage de la comparaison 6DDL avec table 4DDLLorsque seule une table 4DDL est disponible, il est possible d'effectuer unecomparaison en utilisant les 6 degrés de liberté. Pour utiliser cette fonctionnalité,l'option Use 6DoF for Matching (Utiliser 6 degrés de liberté pour la comparaison)doit être activée dans l'onglet PVA Analysis (Analyse PVA) de SystemAdministration (Administration du système). Pour de plus amples informations surles paramètres PVA et les paramètres associés, reportez-vous à la publicationsuivante : Manuel de l'administrateur TrueBeam.

Lorsque l'option Use 6DoF for Matching (Utiliser 6 degrés de liberté pour lacomparaison) est activée, l'application du décalage avec les valeurs de tangage et deroulis à une table 4DDL ne peut se faire que de manière indirecte. Un pointd'exclamation apparaît en regard de la valeur de tangage et de roulis et le boutonLimit Shift (Limiter décalage) est affiché.


L'application du décalage avec l'option Use 6DoF for Matching (Utiliser 6 degrés deliberté pour la comparaison) peut se faire de plusieurs manières.■ Lorsque la différence entre l'axe de rotation combinée des trois rotations de l'axe

de rotation du support patient est inférieure à 45 degrés, l'activation du boutonLimit Shift (Limiter décalage) projette la rotation combinée du tangage et duroulis sur l'axe de rotation réel de la table. Exclure les rotations au lieu d'activer lebouton Limit Shift (Limiter décalage) définit celles-ci sur 0 sans modifier larotation du support patient (Rtn [Rot]). La rotation du support patient (Rtn [Rot])reste inchangée si le tangage et le roulis sont exclus. Dans ce cas, ou si l'axe derotation global diffère de plus de 45 degrés de l'axe de rotation du supportpatient, le tangage et le roulis sont ignorés et ne sont pas compensés de façonapproximative par la rotation du support patient.

Remarque : Un avertissement est affiché dans la barre d'état si le tangage ou le roulis estsupérieur à une tolérance donnée après l'activation du bouton Limit Shift (Limiter décalage).La tolérance peut être définie dans l'onglet System Admin PVA/Analysis (Administrationsystème ‐ PVA/Analyse), sous l'option Pitch / Roll Tolerance [deg] (Tolérance en tangage /roulis). Par défaut, la tolérance est définie sur 2 degrés. Par exemple, si le tangage est de3 degrés, le message Pitch truncation is large (La troncature du tangage est importante) estaffiché.

■ La projection du tangage et du roulis sur l'axe de rotation du support patient n'alieu que si l'option Use 6DoF for Matching (Utiliser 6 degrés de liberté pour lacomparaison) est activée. Dans ce cas, le tangage et le roulis sont inclus dansl'espace de travail Matching pour une table 4DDL. Toutefois, cela n'aura aucuneffet si une table 6DDL est installée et activée car, pour une table 6DDL, le tangageet le roulis sont toujours disponibles.

■ Dans les cas où Pitch and Roll Stage (Étape de tangage et de roulis) est désactivéeou n'est pas installée, l'application Imaging passe à l'affichage de comparaison4DDL jusqu'à ce que l'option Use 6DoF for Matching (Utiliser 6DDL pour lacomparaison) soit activée dans l'onglet System Admin PVA Analysis(Administration système - Analyse PVA). Lorsque cette option est désactivée dansla comparaison 4DDL, le tangage et le roulis ne sont pas affichés. Cela signifie queles outils nécessaires à la correction du tangage ou du roulis ne sont pasdisponibles. Pour tirer le meilleur de la comparaison automatique, tous les axesdisponibles doivent être inclus.

Limitation d'une comparaison aux limites physiques de la tableLes décalages de la table sont limités par les propriétés physiques de celle-ci, ainsique par les angles planifiés du support patient pour tous les faisceaux du plan. C'estpourquoi certains décalages de la table définis pendant le processus de comparaisonne sont pas appliqués.


L'espace de travail Matching permet la mise en correspondance sans tenir comptedes limitations physiques de la table. Par exemple, un décalage avec un tangage de4 degrés dépasse les limites de la table 6DDL de Varian. Autre exemple : si certainsfaisceaux incluent un grand angle du support patient, il peut ne pas être possibled'appliquer en plus une large correction de l'angle du support patient.

En raison de ces limites physiques, il est important de limiter le décalage à despositions de la table qui peuvent effectivement être atteintes :

■ Les déplacements de la souris entraînant une modification des corrections destranslations de la table sont inhibés dès que la position correspondante de la tabledépasse les limites de celle-ci. Cela prend en compte les 6 valeurs actuelles de latable appliquées à tous les faisceaux.

■ Les déplacements de la souris entraînant une modification des corrections del'angle de la table ne sont pas inhibés. Toutefois, les boutons Apply (Appliquer) etApprove (Approuver) sont désactivés dès que les corrections dépassent les limitesde la table pour l'un ou l'autre faisceau. Le bouton Limit Shift (Limiter décalage)s'affiche à l'écran.

Figure 58 Limit Shift

L'activation de Limit Shift (Limiter décalage) ajuste la correction de la table auxvaleurs maximales possibles. Cette action place l'espace de travail Matching en modede lecture seule ; la comparaison ne peut plus être modifiée (les options Reset[Réinitialiser], Auto Match [Comparaison auto] et Manual Match [Comparaisonmanuelle] sont toutes désactivées) et peut uniquement être appliquée ou approuvée.


La comparaison affichée correspond à la correction de la table limitée. En activant etdésactivant Limit Shift (Limiter décalage), l'opérateur peut basculer entre lacomparaison d'origine et la comparaison « limitée » afin de comparer visuellementl'effet de la limitation.

Si la comparaison d'origine dépasse les limites, un point d'exclamation s'affiche prèsde la valeur de l'angle qui dépasse la limite. Placez la souris au-dessus du pointd'exclamation pour afficher une infobulle indiquant la valeur numérique dont cetangle dépasse la limite de la table.

Figure 59 Limitation de la correction de la table

Application du décalageAprès l'établissement d'un recalage spatial entre l'image de référence et l'image devérification, les valeurs numériques affichées représentent la correction de la tablerequise pour déplacer celle-ci de la position de vérification à la position cible finale.

Sélectionnez le bouton Apply (Appliquer) pour appliquer la correction de la table àtous les faisceaux inclus dans le plan, que ce soit pour la séance en cours uniquementou pour toutes les séances de manière permanente.

Les corrections de la table affichées sont ajoutées à la position d'acquisition. Celaproduit la nouvelle position cible (corrigée).

Pour CBCT :■ Si un centrage de la table a eu lieu, le champ CBCT doit être sélectionné pour

appliquer le décalage. Sinon, un verrouillage de sécurité de la console, vérifiant larestauration de la table, ne se désactivera pas.

■ Si vous avez déplacé la table vers la position de comparaison sans avoirsélectionné le champ CBCT, sélectionnez momentanément celui-ci, puis revenezau champ précédemment sélectionné. Cela permet de désactiver le verrouillage desécurité de la console relatif à la restauration de la table.


Décalage appliqué à la séance - Décalage appliqué de manièrepermanente

Un décalage peut être appliqué soit pour la séance en cours, soit de façonpermanente. Le paramètre par défaut est Session only (Séance uniquement).

Session only (Séance uniquement) a les impacts suivants :■ Les nouvelles positions cibles du faisceau sont définies en tenant compte des

informations issues du décalage pour le reste de la séance ou jusqu'à l'applicationd'un autre décalage de la table.

■ Lorsque la séance est fermée et que le dossier patient est à nouveau chargé, ledécalage précédemment appliqué est perdu. Les positions de la table initialementplanifiées sont à nouveau appliquées.

Un décalage permanent a les impacts suivants :■ Lorsqu'un décalage est appliqué de manière permanente, les valeurs Vrt, Lat, Lng

sont appliquées et stockées dans le système TMS. Les valeurs Patient SupportAngle (Angle du support patient), Pitch (Tangage) et Roll (Roulis) sont égalementappliquées mais pas stockées dans le système TMS. Dans tous les cas, lescorrections d'angle ne s'appliquent qu'à la séance en cours.

■ Lorsque la séance est fermée et que le dossier patient est à nouveau chargé, lesvaleurs Vrt, Lng, Lat précédemment appliquées sont toujours corrigées, tandisque les valeurs Patient Support Angle (Angle du support patient), Pitch (Tangage)et Roll (Roulis) initialement planifiées sont rétablies.

La possibilité pour l'utilisateur d'appliquer un décalage permanent est contrôlée parl'option Couch Locking (Verrouillage de la table) dans les paramètres de laplateforme OSP, comme la possibilité de savoir si le patient a déjà reçu un traitement.

Paramètres de verrouillage de la table

Réglage Définition

For Treatment Approval (Pour approbationdu traitement)

Décalage permanent non autorisé

After First Treatment (Après le premier traite-ment)

Décalage permanent autorisé uniquement aucours de la première séance de traitement

Never (Jamais) Décalage permanent autorisé

Si le plan du patient contient des faisceaux partiellement traités, il est impossibled'appliquer un décalage permanent, quel que soit le paramètre « Couch Locking »(Verrouillage de la table).


Tolérance de la table - Ajustement du niveau de la tableL'association des tables de tolérances et des autorisations des déplacements àdistance peut engendrer un comportement complexe. Les sections suivantesdécrivent la logique utilisée par le système pour les tables de tolérances et lesautorisations de déplacement.

Tables de tolérances

La table de tolérances du plan définit deux catégories de données :

■ Les écarts autorisés pour les axes latéral, longitudinal, vertical et de rotation de latable entre les positions planifiée et réelle de la table.

■ Les autorisations des déplacements (depuis la salle de traitement ou à distance,par exemple) pour les axes latéral, longitudinal, vertical et de rotation de la table.

Les tables de tolérance sont utilisées sur des champs lorsqu'aucune comparaison n'estappliquée. Dès lors qu'une comparaison est appliquée, aucune tolérance n'estutilisée. En outre, des tables de tolérances sont appliquées durant un contrôle designature. Tous les champs de traitement et de positionnement du plan DICOM RTsont associés à une table de tolérances du plan.

Gestion des tolérances de la table pendant l'acquisition d'images

Si l'écart entre la valeur planifiée et la valeur réelle d'un axe de la table est supérieur àla valeur de tolérance pour un champ de traitement avant le positionnement guidépar l'image, le Superviseur active un verrouillage de sécurité Initial Setup Position(Position de mise en place initiale) empêchant l'activation de tout faisceau (kV ouMV).

Pour éviter qu'un verrouillage de sécurité Initial Setup Position (Position de mise enplace initiale) n'interfère avec l'imagerie, l'application Imaging remplace les valeursde tolérance du plan par des valeurs de tolérance de la table très élevées dans lesfaisceaux d'imagerie : 500 cm pour les axes de translation, 1° pour l'angle du supportpatient et 3° pour l'angle de tangage et de roulis. Ce remplacement a lieu pendantl'imagerie, sauf si une correction de la table a déjà été appliquée.

Lorsqu'une correction de la table a été appliquée, l'application Imaging réduit lestolérances de la table à zéro pour les champs d'imagerie uniquement et pour leschamps de traitement. Cela garantit que le faisceau de traitement ne peut être activéque si la table de traitement est positionnée à son emplacement optimal, tel quedéterminé par l'application Imaging. En interne, le Superviseur utilise une tolérancenon nulle, mais faible, pour compenser une éventuelle gigue des valeurs de positionde la table. La Table des tolérances de la table de traitement présente ces valeurs detolérance.


Si aucun positionnement guidé par l'image n'a eu lieu, ou s'il y a eu unpositionnement mais que l'opérateur n'a pas cliqué sur Apply Shift (Appliquerdécalage), les valeurs de la table des tolérances du plan sont utilisées pour leschamps de traitement afin de déterminer l'état du verrouillage de sécurité InitialSetup Position (Position de mise en place initiale).

Une fois que l'opérateur a cliqué sur Apply Shift (Appliquer décalage), leverrouillage de sécurité Initial Setup Position (Position de mise en place initiale) estdéclenché pour les images kV et MV si la table n'est pas à la bonne position. Si lesthérapeutes veulent procéder à une nouvelle imagerie du patient, même avec desimages kV, la table doit se trouver exactement à la position cible. Par conséquent, laflexibilité du positionnement de la table diffère entre l'imagerie initiale et unenouvelle imagerie.

Tableau 11 Table des tolérances de la table de traitement

Axe Tolérance

CouchVrt (PositionVerticaleTable) 0,01 cm

CouchLat (PositionLatéraleTable) 0,01 cm

CouchLng (PositionLongitudinaleTable) 0,01 cm

CouchRtn (PositionRotationTable) 0,05°

CouchPit (PositionTangageTable) 0,05°

CouchRol (PositionRoulisTable) 0,05°

Si un centrage de la table est exécuté au cours d'une acquisition CBCT, avantl'application de Apply Shift (Appliquer décalage), l'application Imaging doitoutrepasser le paramètre Couch Remote Motion Limit (Limite de déplacement àdistance de la table) des autorisations des déplacements à distance pour autoriser lecentrage à distance de la table. L'outrepassement du paramètre Couch RemoteMotion Limit (Limite de déplacement à distance de la table) s'applique aux actions decentrage de la table et aux corrections de la position du patient. Par conséquent, lorsd'un centrage de la table au cours d'une acquisition CBCT, des correctionsimportantes peuvent également être apportées à distance à la position du patient.

Approbation de la comparaison

Une licence d'approbation doit être installée pour pouvoir approuver unecomparaison sur la console de traitement. Dans un espace de travail de comparaison,la comparaison actuelle peut être approuvée en sélectionnant le bouton Approval(Approbation) dans la barre d'outils de comparaison.


Le recalage en lui-même ne présente pas d'état approbation. Ce n'est pas l'objet derecalage spatial qui est approuvé, mais les images impliquées dans la comparaison2D/2D, 2D/3D ou de marqueurs, ou l'objet Structure Set (Groupe de structures) pourl'approbation d'une comparaison 3D/3D.

Un ensemble d'images ou un groupe de structures ne peut être approuvé qu'uneseule fois. Si les images ou les groupes de structures sont déjà stockés dans lesystème de gestion du traitement (par exemple, en sélectionnant « Save Match »[Enreg. comparaison]), la comparaison ne peut plus être approuvée dansl'application Imaging

Le bouton Approval (Approbation) n'est pas activé dans les cas suivants :■ La comparaison a déjà été approuvée.■ Une image utilisée dans la comparaison a déjà été enregistrée. Il s'agit d'une

contrainte de conception car les informations relatives à l'approbation sontstockées dans l'image et une image ne peut être stockée qu'une seule fois.

■ La comparaison ne respecte pas les limites de la table.■ Le plan est un plan d'urgence.■ Les recalages spatiaux ne peuvent pas être enregistrés dans le système TMS.■ La comparaison ne peut être appliquée pour une raison ou pour une autre.

En outre, lorsque le bouton Approval (Approbation) est désactivé, son infobulleindique pourquoi la comparaison ne peut pas être enregistrée.

Après la sélection du bouton Approval (Approbation), voici ce qui se produit :■ Le décalage de la table est envoyé à l'application Treatment.■ L'utilisateur est invité à saisir le nom d'utilisateur et le mot de passe

correspondant au droit d'accès Change Treatment Image Status to Approved (Définirl'état de l'image de traitement sur Approuvée). Si le bouton Cancel (Annuler) estactivé, l'application Imaging reste dans l'espace de travail Matching (pour ensavoir plus, voir Signature à la page 132).

■ Si l'utilisateur dispose du droit d'accès approprié, l'application Treatmentapplique le décalage de la table à tous les faisceaux. L'ensemble d'images ou legroupe de structures est approuvé.

■ Le recalage spatial est enregistré immédiatement dans le système TMS avec lesimages et le groupe de structures.

■ Si l'utilisateur accède à l'espace de travail de comparaison sans procéder à unenouvelle acquisition d'images, il ne pourra pas appliquer un nouveau décalage dela table.


SignatureUne signature peut être requise pour appliquer un décalage. Le tableau ci-dessousrépertorie les types de signature et indique leur priorité. Une seule signature estrequise, même si l'application du décalage répond à plusieurs conditions.

Le Tableau 12 indique un certain nombre de conditions pour l'application d'unesignature.

Remarque : Signoff Approval (Signature d'approbation) (1) est prioritaire sur la signatureSignoff Limit/Exclude shift (Signature du décalage limité/exclu) (2) qui, à son tour, estprioritaire sur la signature Signoff Large Shift (Signature de décalage important) (3).


Tableau 12 Signature

Signature Ordre de prio-rité (de la plusfaible à la plusélevée)

Description

Signoff Approval(Signature d'ap-probation)

1 Une comparaison a été approuvée en ligne en actionnantle bouton Approve (Approuver). Aucune option nepermet de contourner une approbation par signaturedans l'application Imaging ou Treatment.

Signoff Limit/Exclude Shift (Si-gnature de déca-lage limité/exclu)

Signoff PermanentShift (Signature dedécalage perma-nent)

2 Le décalage à appliquer est tronqué car le décalage ini-tial entraîne un dépassement de la limite (le boutonLimit-shift [Limiter décalage] est sélectionné) ou un axeest exclu du décalage. Dans l'onglet PVA Analysis (Ana-lyse PVA) de System Admin (Administration du sys-tème), la signature peut être désactivée en décochant lacase Signoff (Signature) lorsque les corrections de latable diffèrent de la comparaison.

Pour une acquisition CBCT avec centrage de la table, laposition de mise en place d'origine avant le centrage dela table est utilisée pour déterminer si une signature estnécessaire.

Si une table 4DDL est installée et que le mode d'affi-chage 6DDL n'est pas activé, la boîte de dialogue de si-gnature n'apparaît pas si la rotation est exclue alors quel'option Include Rtn Correction for 4DoF Couch (Inclurela correction de la rotation pour la table 4DDL) est dés-activée.

L'utilisateur applique un décalage permanent.

Signoff LargeShift (Signature dedécalage impor-tant)

Signoff PermanentShift (Signature dedécalage perma-nent)

3 La valeur acquise et la valeur corrigée divergent plusque la tolérance prévue. En cas de centrage de la table etde comparaison 3D/3D, la position de la table avant soncentrage est utilisée pour déterminer si une signature estnécessaire.

L'utilisateur applique un décalage permanent.

Save MatchUne comparaison peut être enregistrée à tout moment depuis un espace de travailvers le système de gestion du traitement (TMS) en sélectionnant Save Match (Enreg.comparaison).

Après la sélection de Save Match (Enreg. comparaison), l'objet de recalage spatial estimmédiatement enregistré avec l'ensemble d'images ou le groupe de structurescorrespondant.


La possibilité et la manière d'enregistrer l'objet de recalage spatial sont régies par lesparamètres suivants dans l'onglet System Admin PVA System Features(Administration système - Fonctions du système PVA).

Figure 60 Enregistrement des paramètres de comparaison

Lorsque la fonction Save 2D-2D Spatial Registration (Enregistrer recalage spatial2D/2D) est désactivée, il est impossible d'enregistrer une comparaison dans l'espacede travail de comparaison 2D/2D.

Remarque : L'application Imaging enregistre tous les résultats de comparaison obtenus sur lesystème au cours d'une séance dans le système de gestion du traitement (TMS). Toutefois,l'application Offline Review n'affiche que la dernière comparaison associée à une image ou unepaire d'images. Cela peut ne pas correspondre à la position dans laquelle le patient a été traitési, par exemple, une autre comparaison a été réalisée après le traitement.


Chapitre 10 Algorithme de comparaisonautomatique

Vue d'ensemble de l'environnement de recalage 2D/2D,2D/3D et 3D/3D

Le système d'imagerie utilise un même environnement pour la comparaison 2D/2D,2D/3D et 3D/3D automatique. Cet environnement repose sur une conceptionmodulaire configurable par l'utilisateur. Les paramètres par défaut sont optimiséspour la majorité des situations fréquemment rencontrées et ne doivent être modifiésqu'en cas d'exigences particulières.

La comparaison est avant tout un problème d'optimisation, puisqu'elle vise àoptimiser l'alignement d'une paire d'images (2D ou 3D). La comparaison 2D/2Doptimise simultanément deux paires d'images couplées dans l'espace. Lacomparaison 2D/3D consiste à aligner deux images 2D couplées dans l'espace sur lesprojections correspondantes de l'image scanner de référence. La comparaison 3Doptimise l'alignement d'une image scanner de référence et d'une image CBCT.

Dans le cadre de la comparaison 2D/3D, l'image scanner de référence n'est pasutilisée directement, mais est représentée par une paire d'images de projection qui estcalculée à l'aide d'un module d'interpolation spécifique. Les images de projectionsont ensuite alignées sur les images de vérification 2D couplées dans l'espace. Lesmodules les plus importants sont :■ La mesure de similarité, qui compare les deux images d'une paire en fonction de

leur alignement actuel.■ L'optimisation, qui teste avec efficacité une multitude d'alignements adjacents

(environ 200 par étape de comparaison) afin de sélectionner celui qui offre lemeilleur résultat en termes de similarité.

Les composants et les modules de l'environnement de recalage et leursinterconnexions ainsi que l'environnement de comparaison utilisé dans le systèmepour employer différents types d'optimisation, de mesures de similarité, d'outils deprétraitement et d'interpolation sont illustrés à la Figure 61 Mesure de similarité etsystème d'optimisation à la page 136.

Processus de recalageLes données d'entrée de base du processus de recalage sont une paire d'images(comparaison 2D et 3D/3D) ou deux paires d'images (2D/2D et 2D/3D) : chaque paireest constituée d'une image fixe et d'une image mobile.

Chapitre 10 Algorithme de comparaison automatique 135

Le recalage est considéré comme un processus d'optimisation itératif visant àdéterminer la transformation géométrique qui permettra d'aligner l'anatomie del'image mobile sur celle de l'image fixe. Les paramètres de transformation décriventla mise en correspondance spatiale des points situés dans l'espace de l'image mobileavec ceux situés dans l'espace de l'image fixe. L'outil d'interpolation permet d'évaluerl'intensité de l'image mobile à des positions hors grille. Ces calculs portent sur unezone d'intérêt (ROI) ou un volume d'intérêt (VOI) défini(e) dans l'espace de l'imagefixe. Le composant de mesure de similarité évalue la qualité de la mise encorrespondance de l'image fixe avec l'image mobile transformée au sein de la ROI.Cette mesure constitue le critère quantitatif que doit optimiser le systèmed'optimisation dans l'espace de recherche défini par les paramètres detransformation.

Le prétraitement de l'image mobile, de l'image fixe ou des deux avec un ou plusieursfiltres de traitement d'image peut modifier le comportement de la comparaison. Leprétraitement peut augmenter la précision de la comparaison (par exemple, rendre lepic de la mesure de similarité, qui est fonction de l'alignement relatif, plus pointu).Toutefois, le prétraitement peut également rendre la comparaison plus sensible auxminima locaux (par exemple, produire plusieurs pics dans la mesure de similarité ouréduire le pic de celle-ci). Pour cette raison, les conditions initiales sontparticulièrement importantes en cas de prétraitement.

1. Pixels de l'image fixe

2. Pixels de l'image mobile

3. Prétraitement (facultatif)

4. Pixels de l'image fixe prétraitée

5. Pixels de l'image mobile prétraitée

6. Similarité

7. Pixels de l'image mobile prétraitée etinterpolée

8. Interpolateur

9. Valeur de similarité

10. Paramètres de transformation

11. Système d'optimisation

Figure 61 Mesure de similarité et système d'optimisation


Utilisation des jeux de paramètresOutre une sélection spécifique de systèmes d'optimisation, de mesures de similarité,d'outils de prétraitement et d'interpolation, les jeux de paramètres rassemblentd'autres valeurs, telles que la plage de recherche, la résolution interne, la valeur detolérance, etc. Vous pouvez sauvegarder et charger ces jeux de manière à définir lecomportement de la fonctionnalité de comparaison automatique. Des jeux deparamètres préconfigurés correspondant à différents sites anatomiques sont installésavec la fonction de comparaison automatique, mais vous pouvez les modifier aubesoin. Si vous trouvez un ensemble de paramètres mieux adapté, vous pouvezl'enregistrer pour le réutiliser ultérieurement. Il est également possible de réinitialiserles valeurs par défaut définies en usine, ce qui vous permet d'essayer différentsparamètres et modules sans craindre de perturber le comportement de lacomparaison automatique.

Chaque ensemble de paramètres comprend une série d'étapes de comparaisondistinctes, chacune pouvant utiliser une combinaison différente de certainsparamètres (exemple : modules, résolutions internes et valeurs de tolérance). De 1 à10 étapes de comparaison peuvent être définies dans un jeu de paramètres. Pendantle processus de comparaison, le déplacement qui découle d'une étape sert de valeurd'entrée pour l'étape suivante. L'approche générale consiste à augmenter larésolution interne à chaque nouvelle étape (il s'agit donc d'une comparaison multi-résolution) de manière à accroître la vitesse tout en diminuant le risque de blocagedu système d'optimisation sur les minima locaux. La ou les étapes initiales duprocessus de comparaison visent à effectuer une mise en correspondance grossièretout en minimisant la probabilité de blocage sur les minima locaux. La ou les étapesfinales visent quant à elles à affiner cette mise en correspondance grossière.

Vous trouverez ci-dessous de brèves descriptions des modules disponibles dansl'environnement. Les algorithmes décrits sont communément utilisés pour le recalaged'images médicales (voir Références bibliographiques à la page 156).

Mesures de similaritéVous trouverez ci-dessous de brèves descriptions des modules disponibles dansl'environnement. Les algorithmes décrits sont communément utilisés pour le recalaged'images médicales (voir Références bibliographiques à la page 156).


Informations mutuelles (IM)Pour calculer les informations mutuelles entre deux images I1 et I2 faisant l'objetd'une superposition spatiale, ces images doivent être considérées comme desvariables X et Y aléatoires, et leurs valeurs d'intensité à des coordonnées spécifiques,comme le résultat commun d'une expérience aléatoire. Les informations mutuellesentre X et Y sont une mesure de la dépendance statistique qui existe entre ces deuxvariables. Elle atteint sa valeur maximale s'il existe une correspondance 1:1 entre lesvaleurs X et Y. En revanche, elle devient nulle si X et Y sont statistiquementindépendantes.

Les informations mutuelles sont calculées à partir des entropies [H(X) et H(Y)] desimages uniques ainsi qu'à partir de l'entropie conjointe des images superposées[H(X,Y)].

( ) ( ) ( ),MI H X H Y H X Y= + −

, où

( ) ( )logx xx

H X p p= −∑

( ) ( ), ,,

, logx y x yx y

H X Y p p= −∑

, et où

px et px,y sont les fonctions de probabilité et de probabilité conjointe. Ces fonctionscorrespondent essentiellement aux histogrammes et histogrammes communs desimages, qui sont normalisés de sorte que

1.0xxp =∑

et

,,

1.0x yx yp =∑


L'explication mathématique pouvant être difficile à comprendre, vous trouverez ci-après une explication visuelle plus intuitive. L'exemple qui suit montre leshistogrammes communs de deux images (une image DRR et une image portale)avant et après la comparaison. Pour un alignement aléatoire des deux images, lespixels de l'une des images, qui ont une intensité donnée, sont alignés sur ceux del'autre image, qui peuvent avoir une intensité différente. Après la comparaison,l'alignement anatomique devrait être amélioré et les structures anatomiquessimilaires devraient correspondre. Par conséquent, la probabilité que les pixels d'uneintensité donnée soient alignés sur des pixels de même intensité dans l'autre imageest plus élevée (par exemple, les pixels des os sont alignés sur ceux des os et les pixelsdes poumons sur ceux des poumons). L'exemple qui suit illustre l'évolution del'histogramme commun au fil de l'alignement anatomique. La comparaison desinformations mutuelles consiste donc à rechercher l'histogramme commun quiprésente la meilleure correspondance 1:1 entre les histogrammes des deux images.

Image d'intensité PVImage d'intensité PV

Imag

e d'

inte

nsité

DR

R

Imag

e d'

inte

nsité

DR

R

Figure 62 Histogramme commun avant (gauche) et après (droite) la comparaison

Profil d'intensité (PI)Le profil d'intensité ou PI utilise la différence entre deux images I1 et I2 superposéesdans l'espace : si les images sont bien alignées, l'image de différence (Idiff) ne présentequ'une légère texture. La mesure du PI s'obtient en additionnant les différences entreles pixels voisins dans l'image de différence Idiff (dans un rayon « r » d'environ3 pixels). Son calcul repose sur la formule suivante :

( ) ( )( )( ) ( )2 2 2

2

22, , ,i j i k j i r diff diff

PII i j I k l

s

s− + − ≤

=+ −

∑ ∑

Le paramètre « sigma » est un facteur de sensibilité qui définit si une variation de grisest considérée comme une structure ou non. Le paramètre « r » définit quant à lui lataille du voisinage dans lequel les variations de gris sont prises en compte.


Corrélation croisée (CC)Les mesures de similarité incluent la fonction de corrélation croisée (CC) car il s'agitd'une technique communément utilisée pour les opérations de recalage d'images, enparticulier quand les images sont très similaires (même modalité et mêmescaractéristiques générales). Toutefois, lors des différents tests systématiques effectuésà partir d'un important ensemble de données de test au cours du développement del'environnement, les performances de la mesure CC ont été dans chaque casinférieures à celles des mesures IM et PI.

Systèmes d'optimisationLes sections suivantes décrivent les méthodes de Nelder-Mead et de direction définiede Powell utilisées par les systèmes d'optimisation pour optimiser l'alignement d'unepaire d'images en vue de la comparaison.

Méthode de Nelder-MeadLa méthode de Nelder-Mead (voir Références bibliographiques à la page 156) estune méthode numérique communément utilisée pour minimiser une fonction N-dimensionnelle.

L'algorithme sur lequel elle repose utilise un polytope de N + 1 sommets dans unespace à N dimensions (exemple : un tétraèdre dans un espace à trois dimensions).Ce « simplexe » procède à une exploration par escalade de l'espacemultidimensionnel jusqu'à atteindre un maximum local. De ce fait, il optimise encontinu sa taille et sa forme pour atteindre la solution locale optimale aussirapidement que possible jusqu'à une précision prédéfinie. Cette méthode supposeune variation progressive de la fonction objective.


Direction définieLa méthode de direction définie (ou directions conjuguées) mise au point par Powellcalcule N directions conjuguées le long de chacune desquelles est appliquée uneméthode de minimisation unidimensionnelle (par exemple, la méthode de Brent)dans le but de trouver le minimum. Les minima ainsi déterminés sont utilisés demanière itérative pour définir un nouvel ensemble optimal de directions conjuguées,et ce, jusqu'à l'identification d'une solution (locale) pour la minimisation de lafonction N-dimensionnelle.

Outils de prétraitement et d'interpolationVous pouvez utiliser le prétraitement des images afin de modifier les caractéristiquesde la fonction N-dimensionnelle dont le minimum (ou le maximum) doit être trouvé.Pour les images dont la résolution est faible, il peut être intéressant d'appliquerd'abord un filtre d'amélioration des contours (par exemple, un filtre Laplacien ouGaussien).

Si les conditions initiales sont très différentes de la correspondance désirée et que lafonction de recherche N-dimensionnelle aboutit à de nombreux minima locaux, ilpeut également être pertinent d'appliquer un filtre d'atténuation (exemple : filtre delissage gaussien). Normalement, un filtre de blurring ne s'applique qu'à la premièreétape du processus de comparaison afin d'approcher le système d'optimisation durésultat final. Les étapes suivantes sont ensuite utilisées pour améliorer la précisiondu résultat.

Les outils d'interpolation servent à échantillonner les points superposés des imagesd'entrée, lesquels sont disponibles sous forme de pyramides multi-résolution demanière à garantir une qualité anti-crénelage. Deux types sont disponibles : « plusproche voisin » et linéaire.

Interface de programmation d'application (API) dédiée àla comparaison automatique

Les chercheurs peuvent intégrer au système les algorithmes de comparaisonautomatique 2D/2D et 3D/3D personnalisés qu'ils créent en interne. Une interface deprogrammation d'application (API) a été spécifiquement conçue pour l'espace detravail Match. Elle permet à des applications externes (modules d'extension)d'accéder aux images fixes et mobiles et de renvoyer une valeur de décalage ausystème.


Les modules d'extension de la fonction de comparaison automatique doiventrépondre aux exigences suivantes :■ Ils doivent être implémentés sous forme de bibliothèques de liens dynamiques

(DLL) Win32 avec un jeu de points d'entrée prédéfini réduit. À l'heure actuelle, lesystème prend en charge les modules d'extension de comparaisonautomatique 2D/2D et 3D/3D.

■ Ils doivent se trouver dans un sous-répertoire appelé Plugin du répertoirecontenant les fichiers binaires du système.

■ Si le module d'extension dépend d'autres DLL, celles-ci doivent figurer dans lerépertoire des fichiers binaires de l'application ou dans les répertoires indiquésdans la variable d'environnement PATH. Pour éviter toute dégradation desperformances, il est important que le répertoire des modules d'extension necontienne pas de DLL autres que celles des modules d'extension.

Une fois que le répertoire de modules d'extension est créé et qu'un moduled'extension approprié y est ajouté, le comportement de la fonctionnalité decomparaison automatique change. Lorsque vous cliquez sur le bouton Auto Match(Comparaison auto), la boîte de dialogue Select Auto Match Module (Sélectionnermodule de comparaison auto.) s'affiche à l'écran. Vous pouvez alors sélectionner lesoutils de comparaison automatique fournis avec le programme ou ceux développésen interne.

Remarque : La comparaison 2D/3D n'est pas prise en charge dans l'API.


Figure 63 Boîte de dialogue Select auto match module

Affichage de la boîte de dialogue AutoMatchLors de la première utilisation du bouton AutoMatch (Comparaison auto) pour undossier patient, la boîte de dialogue AutoMatch (Comparaison auto) s'ouvre. Ellepermet de sélectionner divers paramètres, tels que les axes et l'ensemble deparamètres à utiliser pendant la comparaison automatique. Lors des utilisationsultérieures du bouton AutoMatch (Comparaison auto) avec le même dossier patient,la comparaison automatique commence immédiatement sans affichage de la boîte dedialogue AutoMatch (Comparaison auto). Si la comparaison est infructueuse ou siune erreur se produit pendant le processus de comparaison, la boîte de dialogues'ouvre et présente les paramètres de comparaison. La boîte de dialogue AutoMatch(Comparaison auto) peut également être ouverte en cliquant sur le boutonAutoMatch (Comparaison auto) tout en maintenant enfoncée la touche CTRL duclavier.


Paramètres de comparaison 2D, 2D/2D et 2D/3DPour une comparaison 2D, 2D/2D ou 2D/3D, la même boîte de dialogue est affichée.Le tableau suivant décrit les paramètres et boutons qui s'appliquent à ces espaces detravail de comparaison automatique.

Figure 64 Boîte de dialogue Auto Match (2D, 2D/2D, 2D/3D)

Tableau 13 Paramètres de la boîte de dialogue AutoMatch

Paramètre

BoutonDescription

Start (Démarrer) Le bouton Start (Démarrer) se change en bouton Stop (Arrêter) pour in-diquer que vous pouvez annuler le processus de comparaison à toutmoment.

Reset (Réinitialiser) Annule la dernière comparaison automatique ou série de comparaisonsautomatiques. Les valeurs de décalage générées lors de la dernière com-paraison sont alors rétablies.

Remarque : Le bouton Reset Shift (Réinit. décalage) présentdans la fenêtre de l'application Imaging se comporte différem‐ment : il remet à zéro les valeurs de décalage affichées dans letableau de bord.

Close (Fermer) Ferme la boîte de dialogue.

Parameter Set (En-semble de paramè-tres)

Ensembles de paramètres de comparaison optimisés pour le recalage dedifférentes régions anatomiques du corps.


Paramètre

BoutonDescription

Lat, Lng, Vrt Active ou désactive les dimensions de comparaison en translation.■ Si cette case est cochée, l'algorithme de comparaison inclut les trans-

lations Lat, Lng et/ou Vrt dans le résultat.■ Si elle n'est pas cochée, l'algorithme de comparaison tente de

trouver le meilleur résultat ne comprenant pas les valeurs Lat, Lnget/ou Vrt.

Rot Active ou désactive les dimensions de comparaison en rotation de latable.■ Si cette case est cochée, l'algorithme de comparaison inclut la rota-

tion de la table dans le résultat.■ Si elle n'est pas cochée, l'algorithme de comparaison tente de

trouver le meilleur résultat ne comprenant pas les valeurs de rota-tion de la table.

Pitch (Tangage) etRoll (Roulis)

Active ou désactive les dimensions de comparaison en rotation des va-leurs de tangage et de roulis.■ Si ces cases sont cochées, l'algorithme de comparaison inclut dans le

résultat les valeurs de tangage et de roulis estimées.■ Si elles ne sont pas cochées, l'algorithme de comparaison tente de

trouver le meilleur résultat ne comprenant pas les valeurs de tan-gage et/ou de roulis.

Les cases à cocher Pitch (Tangage) et Roll (Roulis) ne sont activées quesi l'option 6 DOF (6 DDL) est sélectionnée dans l'application SystemAdministration. Si l'option 4 DOF (4 DDL) est sélectionnée, les cases àcocher Roll (Roulis) et Pitch (Tangage) sont grisées et désactivées.

Pour plus d'informations sur l'activation ou la désactivation de l'option6 DOF (6 DDL) ou 4 DOF (4 DDL), consultez la section Vue d'ensemblede l'application Imaging à la page 74.

Intensity Range(Plage d'intensité) Remarque : Normalement, ce paramètre est réglé pendant la

comparaison 3D/3D et permet à l'utilisateur de sélectionner lastructure anatomique pour la comparaison. S'il est utilisépour la comparaison 2D, 2D/2D ou 2D/3D, il est préférable desélectionner les os dans l'image ; voir Tableau 14 Paramè-tres de la boîte de dialogue AutoMatch pour la compa-raison 3D/3D à la page 147.


Boîte de dialogue AutoMatch pour la comparaison 3D/3DLa boîte de dialogue AutoMatch (Comparaison auto) pour la comparaison 3D/3Ddiffère légèrement de la précédente en ce sens qu'elle propose également desparamètres permettant de définir la plage d'intensité et le volume d'intérêt. Elles'ouvre lorsque les opérateurs réalisent une comparaison 3D/3D automatique. Letableau qui suit décrit les paramètres disponibles dans cette boîte de dialogue.

Figure 65 Boîte de dialogue AutoMatch pour la comparaison 3D/3D


Tableau 14 Paramètres de la boîte de dialogue AutoMatch pour la comparaison 3D/3D

Paramètre oubouton Description

Pour de plus amples détails sur les ensembles de paramètres, consultez la section Utilisationdes jeux de paramètres à la page 137.

IntensityRange (Plaged'intensité)

Ce paramètre permet à l'opérateur de sélectionner les voxels à utiliser pourla comparaison 3D/3D. Les voxels de l'image scanner de référence dont lesvaleurs UH (unités Hounsfield) sont comprises dans la plage définie parcette sélection seront utilisés par l'algorithme de comparaison 3D/3D. Tousles autres voxels seront ignorés.

Le fait de sélectionner Intensity Range (Plage d'intensité) développe la boîtede dialogue et affiche la zone Intensity Range (Plage d'intensité). La plaged'intensité peut être sélectionnée de différentes manières, notamment àl'aide de l'outil Window and Level (Luminosité et contraste). La fonctionna-lité de comparaison utilise les voxels roses mais ignore les voxels blancs ougris.■ Dans les zones de texte From (De) et to (À), saisissez la plage d'intensité

à utiliser pour la comparaison. Les voxels de l'image scanner de réfé-rence dont les valeurs UH sont comprises dans la plage sélectionnée se-ront utilisés lors de la comparaison.

■ Cliquez sur Bones (Os) ou Soft Tissue (Tissus mous) pour sélectionnerles valeurs UH par défaut intégrées à utiliser lors de la comparaison.

■ Cochez la case Last Step Only (Dernière étape seulement) pour appli-quer les restrictions sélectionnées concernant la plage d'intensité unique-ment à la dernière étape du processus de comparaison.

Pour de plus amples informations, reportez-vous à la section Exemple defonctionnement du paramètre Intensity Range à la page 153.


Paramètre oubouton Description

Structure VOI(VOI structure)

Le VOI de structure permet à l'opérateur de sélectionner une structure, dontles contours ont été tracés sur l'image scanner de référence lors de la planifi-cation du traitement, pour définir le VOI que doit utiliser la comparaison3D/3D.

Si cette option est sélectionnée, la boîte de dialogue se développe et affichela zone Structure VOI (VOI structure) avec les paramètres suivants :■ La liste déroulante Structure VOI (VOI structure) affiche les noms des

structures définies dans l'image de référence. Sélectionnez la structureque vous voulez utiliser comme volume d'intérêt pour la comparaison.

■ Cochez la case Last Step Only (Dernière étape seulement) pour n'appli-quer le VOI de structure qu'à la dernière étape du processus de compa-raison.

■ Cochez la case Invert (Inverser) pour « inverser » le comportement duVOI de structure. Dans ce cas, seules les régions situées en dehors de lastructure (et non à l'intérieur de cette dernière) seront utilisées pour lacomparaison.

■ Cochez la case Margin (Marge) pour ajouter une marge autour du VOIde structure.

■ Dans la zone de texte Margin Size (cm) (Taille de marge [cm]), saisissezla taille de la marge à ajouter au VOI de structure.

Pour de plus amples informations, reportez-vous à la section Exemple defonctionnement du paramètre Structure VOI à la page 150.

Personnalisation des paramètres de comparaisonDe nombreux paramètres permettant de contrôler le fonctionnement de l'option AutoMatch (Comparaison auto) sont définis dans l'ensemble de paramètres (voir figure ci-dessous). Si vous souhaitez modifier les paramètres stockés dans l'ensemble deparamètres, sélectionnez le menu déroulant associé au bouton Auto Match(Comparaison auto) et choisissez Change Settings (Modifier les paramètres).

Après avoir sélectionné Change Settings (Modifier les paramètres), vous devez vousconnecter en saisissant votre nom d'utilisateur et votre mot de passe. Une fois le nomd'utilisateur et le mot de passe saisis, la boîte de dialogue Auto Match DetailedSettings (Paramètres de comparaison auto détaillés) s'ouvre pour la comparaison enquestion.


Figure 66 Auto Match Detailed Settings (exemple pour 2D-2D)

Utilisation de la plage d'intensité et du VOI de structure dans lacomparaison 3D/3D

L'algorithme de comparaison 3D/3D utilise les opérateurs logiques ET. Si voussélectionnez plusieurs critères (exemple : VOI rectangulaire et/ou VOI de structureet/ou plage d'intensité), seuls les voxels de l'image scanner de référencecorrespondant à l'ensemble de ces critères sont utilisés pour la comparaison 3D/3D.Les autres voxels sont ignorés. Bien que les exemples ci-dessous n'utilisent que descritères individuels (VOI de structure ou plage d'intensité), vous pouvez combiner lessélections relatives au VOI de structure et à la plage d'intensité.

Le VOI de structure et la plage d'intensité sont appliqués uniquement aux voxelssitués à l'intérieur du VOI rectangulaire sélectionné manuellement. Tous les autresvoxels sont ignorés. Par conséquent, pour que les opérations décrites ci-aprèsfonctionnent, un VOI rectangulaire doit être défini.

Les images présentées dans le Tableau 15 VOI de structure—Visualisation desréglages des paramètres à la page 152 et le Tableau 16 Plage d'intensité—Visualisation des réglages des paramètres à la page 154 permettent de voir commentl'algorithme de comparaison 3D/3D interprète les sélections relatives au VOI destructure et à la plage d'intensité. Ces exemples visuels ont été générés au moyend'un logiciel spécial, ce qui signifie qu'ils ne sont pas représentatifs de la manièredont les informations de comparaison sont affichées dans le système.


À propos des sélections de VOILa taille du VOI sélectionné peut affecter le processus de comparaison, et ce, mêmelorsque le paramètre Structure VOI (VOI structure) est sélectionné. Les voxelscorrespondant à l'ensemble des critères (au sein du VOI et du VOI de structure)définissent les voxels utilisés dans l'image scanner de référence. Cependant, seul leVOI définit les voxels utilisés dans l'image CBCT.

Dans les informations mutuelles (Informations mutuelles (IM) à la page 138), lesfonctions de probabilité conjointe dépendent de tous les voxels utilisés pour lacomparaison. L'augmentation de la taille du VOI modifie les fonctions de probabilitéconjointe et donc les résultats de la comparaison.

Par conséquent, Varian recommande de sélectionner un VOI légèrement plus grand(par exemple, une bordure de 1 à 2 cm) que le volume défini par le VOI de structure.

Exemple de fonctionnement du paramètre Structure VOI

Dans le cadre de la comparaison 3D/3D, le paramètre Structure VOI (VOI structure)permet aux opérateurs de sélectionner toute structure dont les contours ont étédéfinis pendant la planification du traitement de manière à déterminer le volumed'intérêt pour la comparaison 3D/3D. L'activation du paramètre Structure VOI (VOIstructure) dans la boîte de dialogue Auto Matching (Comparaison auto) permetd'affiner davantage le volume d'intérêt (VOI) rectangulaire défini manuellement parl'opérateur au moyen du rectangle rouge.

La vue transversale de l'image scanner de référence offre un exemple de la manièredont l'opérateur a sélectionné manuellement un VOI rectangulaire au moyen del'outil VOI. Il a également sélectionné un VOI de structure (ici, le contour de lavessie) situé intégralement dans le VOI rectangulaire. Le VOI de structure est mis enévidence par une bordure bleue.

L'algorithme de comparaison 3D/3D utilise les opérateurs logiques ET. Si voussélectionnez plusieurs critères (exemple : VOI rectangulaire et/ou VOI de structureet/ou plage d'intensité), seuls les voxels de l'image scanner de référencecorrespondant à l'ensemble de ces critères sont utilisés pour la comparaison 3D/3D.Les autres voxels sont ignorés.


BA

Figure 67 Vue transversale de l'image scanner de référence

A VOI rectangulaire (rectangle rouge) B VOI de structure (ligne de contour bleue)

Les images qui figurent dans le tableau ci-dessous montrent la manière dontl'algorithme de comparaison 3D/3D interprète les sélections de la figure pour générerle VOI utilisé aux fins des calculs de comparaison.■ La couleur bleue identifie les régions de l'image scanner de référence qui sont

ignorées pendant la comparaison.■ La couleur grise identifie les régions de l'image scanner de référence qui sont

utilisées pendant la comparaison.


Tableau 15 VOI de structure—Visualisation des réglages des paramètres

Paramètres définis par l'utilisateur pour la compa-raison 3D/3D

Visualisation du résultat (ici, le VOI destructure est la vessie)

Exemple 1

1. Structure VOI (VOI structure)2. Invert (Inverser)3. Margin (Marge)4. Margin Size (cm) (Taille de marge [cm])

La comparaison n'utilise que le volume défini par leVOI de structure (la vessie dans cet exemple).

Exemple 2


Le comportement du VOI de structure est inverséde sorte que la comparaison 3D/3D n'utilise que levolume situé en dehors du VOI de structure.

Comme l'algorithme de comparaison 3D/3D utiliseles opérateurs logiques ET, il ignorera également lesvoxels situés en dehors du VOI rectangulaire.


Paramètres définis par l'utilisateur pour la compa-raison 3D/3D

Visualisation du résultat (ici, le VOI destructure est la vessie)

Exemple 3


Une marge (de 1 cm dans notre exemple) est ajoutéeau VOI de structure.

Comme l'algorithme de comparaison 3D/3D utiliseles opérateurs logiques ET, le VOI s'étendra unique-ment jusqu'aux bords du VOI rectangulaire.

Exemple 4


Le VOI de structure est étendu de 1 cm.

Comme l'option Invert (Inverser) a également étésélectionnée, l'algorithme de comparaison 3D/3Dn'utilise que les voxels situés en dehors du volumedéfini.

Exemple de fonctionnement du paramètre Intensity Range

Le paramètre Intensity Range de la comparaison 3D/3D permet à l'opérateur desélectionner les voxels (présentant les valeurs UH voulues) de l'image scanner deréférence que doit utiliser l'algorithme de comparaison 3D/3D. Par exemple, lacomparaison os et tissus mous peut être sélectionnée par ce paramètre. Lesutilisateurs peuvent sélectionner une combinaison de paramètres Intensity Range(Plage d'intensité) et de VOI de structure.

Vous pouvez sélectionner la plage d'intensité en :■ saisissant les valeurs dans les zones de texte From (De) et to (à) dans la boîte de

dialogue de comparaison 3D/3D ;■ sélectionnant des tissus prédéfinis (os, tissus mous) dans la boîte de dialogue de

comparaison 3D/3D ;■ utilisant l'outil Level and Window (Luminosité et contraste) pour définir les tissus

à afficher en rose lorsque la boîte de dialogue de comparaison 3D/3D est ouverte.La couleur rose sert à identifier les structures anatomiques comprises dans laplage d'intensité définie.


Le tableau ci-dessous offre une description visuelle de la manière dont l'algorithmede comparaison 3D/3D interprète les paramètres Intensity Range (Plage d'intensité).Ce tableau utilise les conventions suivantes :■ Les images du dessus correspondent à la vue transversale d'une image scanner de

référence dans laquelle un VOI a été défini (représenté par le contour rouge durectangle).

■ Les images du dessous correspondent au VOI interprété par l'algorithme decomparaison 3D/3D.■ La couleur bleue identifie les zones de l'image qui sont ignorées pendant la

comparaison.■ La couleur grise identifie les zones de l'image qui sont utilisées pendant la

comparaison.

L'algorithme de comparaison 3D/3D utilise les opérateurs logiques ET. En d'autrestermes, si vous sélectionnez plusieurs critères (exemple : VOI rectangulaire et/ou VOIde structure et/ou plage d'intensité), la comparaison 3D/3D n'utilise que les voxels del'image scanner de référence correspondant à l'ensemble de ces critères. Les autresvoxels sont ignorés.

Tableau 16 Plage d'intensité—Visualisation des réglages des paramètres

Paramètres définis par l'utilisateur pour la compa-raison 3D/3D Visualisation du résultat

Exemple 1

1. Intensity Range (Plage d'intensité)2. De 200 à 3000 (valeurs UH intégrées pour les

os)3. Bones (Os)4. Soft Tissue (Tissus mous)

La comparaison n'utilisera que les valeurs affi-chées en rose.

Espace de travail 3D/3D Match (Compa-raison 3D/3D)—Vue transversale avecVOI défini

La comparaison n'utilise que les valeurs grises. VOI interprété par l'algorithme de com-paraison 3D/3D


Paramètres définis par l'utilisateur pour la compa-raison 3D/3D Visualisation du résultat

Exemple 2

1. Intensity Range (Plage d'intensité)2. De 0 à 200 (valeurs UH intégrées pour les

tissus mous)3. Bones (Os)4. Soft Tissue (Tissus mous)

La comparaison n'utilisera que les voxels affichésen rose (valeurs UH comprises entre 0 et 200).

Espace de travail 3D/3D Match (Compa-raison 3D/3D) – Vue transversale

La comparaison n'utilise que les valeurs blanches. Algorithme de comparaison 3D/3D

Exemple 3

1. Intensity Range (Plage d'intensité)2. De -220 à 108 (Ces valeurs UH sont définies

par l'utilisateur.)3. Bones (Os)4. Soft Tissue (Tissus mous)

Espace de travail 3D/3D Match (Compa-raison 3D/3D) – Vue transversale

Algorithme de comparaison 3D/3D


Références bibliographiques

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4. Penney, G. P., J. Weese, J. A. Little, P. Desmedt, D. L. Hill, et D.J. Hawkes.

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Computer Journal 7 (1964): 155-162.

7. Brent, R. P

Algorithms for Minimization without Derivatives (Englewood Cliffs, NJ: Prentice Hall1973), 78


Chapitre 11 Imagerie pendant le traitement

Images déclenchéesLe système peut acquérir des images kV pendant l'administration du traitement. Cesimages sont déclenchées par un certain nombre de critères, notamment :■ Temps■ UM■ Angle du bras■ Gating respiratoire (voir Vue d'ensemble du gating respiratoire à la page 163

et sont donc appelées images déclenchées.

Les déclenchements disponibles dépendent des caractéristiques du plan sélectionnéet du faisceau sélectionné. Par exemple, pour un faisceau avec une position du brasstatique, il n'existe aucune option de déclenchement basée sur le bras.

Figure 68 Affichage avec option No Trigger

L'intervalle de déclenchement minimal pour l'option de déclenchement Time(Temps) est de 3 secondes. L'intervalle de déclenchement minimal pour l'option dedéclenchement MU (UM) correspond à l'intervalle de déclenchement minimal pourTime (Temps) mis à l'échelle en fonction du débit de dose du faisceau de traitement.L'intervalle de déclenchement minimal pour l'option de déclenchement du bras estde 10 degrés.

Chapitre 11 Imagerie pendant le traitement 157

Les images déclenchées peuvent être analysées visuellement, généralement à l'aidede superpositions placées sur celles-ci. Les superpositions sont des projections desstructures 3D du plan de traitement sur l'image déclenchée (2D). La projection desstructures est calculée pour chaque image ; la forme de la superposition est doncactualisée lors de la rotation du bras. L'actualisation des structures pour chaqueimage ne s'applique qu'aux images déclenchées et n'a pas lieu si le mode defluoroscopie est sélectionné.

Si des marqueurs ont été identifiés dans le plan, les images peuvent être analyséesvisuellement ou automatiquement à l'aide d'algorithmes identifiant lesemplacements des marqueurs. Cette dernière méthode est appelée Auto Beam-Hold(Maintien automatique du faisceau).

Examen des mouvements intra-fraction (IMR)Lors de l'administration du traitement, des images déclenchées en continu sontacquises à intervalles réguliers. Lorsqu'un patient a des marqueurs (fiduciaires) deréférence implantés, la précision du faisceau de traitement peut être observée. Cettetechnique est appelée examen des mouvements intra-fraction (IMR) et libelléeIntrafraction Motion Management (Gestion des mouvements intra-fraction) dansl'onglet PVA de System Administration (Administration du système) (Figure 70 Paramètre d'ajustement de la superposition dans System Administration à lapage 159).

La fonction Intrafraction Motion Review (Examen des mouvements intra-fraction)permet de comparer visuellement l'emplacement d'une structure radio-opaque à laposition planifiée pendant le traitement. Toutefois certaines conditions préalablesdoivent être satisfaites.■ Le patient doit être positionné pour le traitement et le faisceau de traitement doit

être configuré.■ Au cours du traitement, une procédure d'imagerie kV est ajoutée au faisceau de

traitement.

De manière générale, l'opérateur sélectionne une des options de déclenchementcontinu. Les options disponibles sont des déclenchements du gating respiratoire encontinu ou des déclenchements basés sur les Time (Temps), MU (UM), Gantry (Bras)dans le cas de plans synchronisés.


Figure 69 Option de déclenchement en continu

■ Les marqueurs sont implantés dans la zone cible et les positions des marqueurssont présentes dans le groupe de structures de référence (scanner deplanification). Les patients doivent être traités avec des marqueurs radio-opaquesou des produits à fort contraste identifiables dans les images kV.

Pendant le traitement, les emplacements des marqueurs sont superposés sur lesimages kV acquises. Chaque marqueur est représenté par une superpositioncirculaire verte centrée à l'emplacement projeté du marqueur de référencecorrespondant défini lors de la planification du traitement

La taille initiale de la cible peut être ajustée dans l'espace de travail SystemAdministration (Administration système).

Figure 70 Paramètre d'ajustement de la superposition dans System Administration

Ce paramètre détermine la taille par défaut des cercles de repérage verts quientourent chaque marqueur dans l'écran Imaging (Imagerie) pendant une séanceIMR. Pour plus d'informations sur l'onglet Gating and Motion Management(Gestion du gating respiratoire/des déplacements), reportez-vous à la sectionconsacrée à la gestion des déplacements PVA dans la publication qui suit : Manuel del'administrateur TrueBeam.


Imagerie IMR et déclenchée

Lorsque l'image kV apparaît dans l'application Imaging, elle est recouverte d'unesuperposition indiquant l'emplacement planifié du ou des marqueurs déterminéd'après le scanner de référence. Pour chaque marqueur, une superposition circulaireverte est projetée sur l'image kV acquise.

L'image doit être contrôlée visuellement pour s'assurer que le marqueur réel surl'image kV se trouve dans la superposition projetée. L'opérateur doit prendre lesmesures nécessaires si l'emplacement du marqueur sur l'image s'écarte de la positionplanifiée projetée (par ex., en mettant manuellement le faisceau en pause ou enarrêtant manuellement le faisceau).

Au cours de la séance de traitement, le diamètre de la superposition peut être ajustédans le volet Overlay (Superposition).

Figure 71 Sélection de la superposition du marqueur dans le volet Overlay (Superposition)


Figure 72 Lecture synchronisée IMR

En mode lecture, l'opérateur peut réviser les images kV acquises ainsi quel'emplacement des marqueurs superposés. L'opérateur peut augmenter ou réduire lediamètre de la superposition à l'aide de deux fonctions de la barre d'outils (voir laflèche en haut à droite de la barre d'outils sur la figure ci-dessus).

Superposition de structures 3D

Si aucun marqueur n'est disponible dans le scanner de planification, l'applicationautorise la superposition d'un ensemble de structures que l'utilisateur peutsélectionner sur les images kV déclenchées en continu acquises lors du traitement.Ces structures peuvent être utilisées pour évaluer la position du patient au cours del'administration du traitement.

Les structures désignées peuvent être sélectionnées dans l'onglet Overlay(Superposition).


Figure 73 Sélection de structures 3D dans le volet Overlay

L'image doit être contrôlée visuellement pour garantir que la structure anatomiqueréelle de l'image kV correspond à la superposition placée sur la structure. Desmesures appropriées doivent être prises si la structure anatomique de l'imagediverge de la position de la structure projetée (par exemple, en maintenantmanuellement le faisceau ou en arrêtant manuellement le faisceau).


Chapitre 12 Gestion des mouvementsrespiratoires

Vue d'ensemble du gating respiratoireL'objectif du gating respiratoire est de réduire le mouvement effectif de l'anatomieinterne en activant uniquement le faisceau de traitement lorsque la cible a atteint saposition la plus géométriquement stable au sein du cycle respiratoire. Normalement,cela se produit en fin d'expiration ou en fin d'inspiration. Une caméra vidéo estutilisée pour surveiller un substitut externe appelé « bloc de marqueurs de gating »(ou cache de réflecteur) placé à la surface du patient. Le mouvement du blocbougeant avec la surface du corps du patient génère une forme d'onde respiratoiredont l'amplitude ou le mouvement périodique (phase) peut être analysé. Des« seuils » que l'utilisateur peut ajuster sélectionnent cette partie de la forme d'onderespiratoire où le faisceau de traitement est activé.

Des contrôles de la régularité de la respiration, aussi appelée périodicité, sontconstamment réalisés pendant l'acquisition de la forme d'onde respiratoire. Lefaisceau de traitement est automatiquement désactivé dès lors que la périodicitédépasse un seuil défini par l'utilisateur, appelé « filtre prédictif de la respiration ».Cela se produit dès que la respiration devient irrégulière et peut être provoqué parun événement particulier, par exemple si le patient tousse ou bouge volontairement.Par conséquent, le faisceau de traitement peut être mis en pause soit parce que laforme d'onde respiratoire sort de la fenêtre de gating, soit parce qu'elle devientirrégulière.

Pour l'acquisition d'images kV, le gating respiratoire peut également contrôlerl'instant où les images kV sont acquises, aussi bien avant que pendantl'administration du traitement. On parle alors d'« images déclenchées ».

Pour l'acquisition d'images MV, le gating respiratoire peut également contrôlerl'instant où les images MV sont acquises, mais uniquement avant l'administration dutraitement et non pendant l'irradiation.

Ces images kV et MV peuvent être utilisées pour effectuer une corrélation entre lemouvement du substitut externe et le mouvement de l'anatomie interne visible surles images.

Chapitre 12 Gestion des mouvements respiratoires 163

Il existe également un mode appelé gating avec respiration bloquée dans lequel lepatient retient sa respiration pendant l'imagerie. Le gating avec respiration bloquée aune incidence sur l'acquisition d'images CBCT, le système interrompant l'acquisitionde l'image CBCT chaque fois que le patient ne respecte plus l'asservissementrespiratoire. L'opérateur doit relancer l'acquisition CBCT lorsque le patientrecommence à bloquer sa respiration.

Modes de gatingLes modes de gating définissent les caractéristiques de la forme d'onde respiratoirequi sont utilisées pour contrôler le faisceau de traitement ou pour lancer l'acquisitiondes images. Trois modes de gating peuvent être utilisés :

Phase Gating (GatingPhases resp.)

La nature périodique de la forme d'onde est utiliséepour convertir celle-ci en phases, et les valeurs de phasesont utilisées pour définir l'intervalle de gatingrespiratoire.

Amplitude Gating(SynchronisationAmplitude)

Le déplacement du signal de la forme d'onde est utilisépour définir l'intervalle de gating respiratoire.

Breath-hold Gating(Gating avec respirationbloquée)

L'amplitude de la forme d'onde est utilisée pour définirl'intervalle de gating respiratoire, mais plusieursparamètres tels que le filtre prédictif de la respirationsont modifiés pour gérer ce qui apparaît comme unerespiration irrégulière du fait que le patient alterne entreblocage respiratoire et respiration libre.

Gating basé sur les phasesLe gating basé sur les phases utilise la phase de la courbe respiratoire pour contrôlerle faisceau de traitement ainsi que la durée d'acquisition de l'image. La forme d'onderespiratoire est régulière et peut être considérée comme respectant un modèlesinusoïdal. La forme d'onde respiratoire est vue et analysée comme une courbesinusoïdale. En divisant cette courbe sinusoïdale en un nombre fixe d'intervalles(intervalles de phase), il est possible d'affecter à un intervalle de phase donné toutpoint de la forme d'onde respiratoire. Les valeurs de phase pour l'ensemble du cyclerespiratoire (0 - 2) sont mises à l'échelle entre 0 % et 100 %. Le cycle respiratoire estdivisé en 10 intervalles de phase allant de 0 % à 100 % par incréments de 10 %.


La phase actuelle de la respiration du patient est représentée sous la forme d'un pointsur un cadran circulaire. Les graduations de ce cadran sont comprises entre 0 % -100 %. Une aiguille tourne dans le sens horaire pour indiquer la phase actuelle de larespiration du patient (Figure 74). Le haut du cadran représente 50 %, ou l'inspirationcomplète. Le bas représente l'expiration complète. La partie médiane gauche ducadran représente la phase d'inspiration, tandis que la partie médiane droite ducadran représente la phase d'expiration. On observe sur le cadran des graduationstous les 36 degrés ou tous les dixièmes d'un cycle complet représentant les intervallesde phase.

Figure 74 Affichage basé sur la phase

Les valeurs de phase qui suivent (en %) représentent l'amplitude maximale etminimale de la forme d'onde respiratoire :■ 0 % = pic d'inspiration et point de départ d'un cycle respiratoire.■ 50 % = proche du pic d'expiration, selon le schéma de respiration.■ 100 % = cycle complet ; retour au pic d'inspiration, ce qui marque la fin d'un cycle

respiratoire et le début du cycle suivant.

L'intervalle de gating de la phase se présente sous la forme d'un arc de marques degraduation dans l'affichage de gating basé sur les phases. Les graduations orange etbleue plus larges représentent les seuils d'asservissement respiratoire pour le débutet la fin de la période de la porte ouverte. Les seuils d'asservissement respiratoire(présentés sous la forme de pourcentage du cycle respiratoire complet) sontégalement affichés. Si les seuils sont définis selon les mêmes valeurs, le systèmeconsidère que les portes sont entièrement ouvertes. Aucun blocage respiratoiren'interviendra.


Gating basé sur l'amplitudeLe gating basé sur l'amplitude utilise la position du cache du réflecteur à mesure qu'ilse déplace avec la surface du thorax ou de l'abdomen du patient afin de contrôler lecomportement du gating. La valeur de l'amplitude n'est pas une position absoluedans l'espace mais représente le mouvement du cache par rapport à une ligne deréférence déterminée au cours de la période d'« apprentissage », lors du lancementdu gating respiratoire.

La forme d'onde respiratoire se compose d'un relevé de l'amplitude (mouvement au-dessus de la ligne de référence) dans le temps. Les seuils de gating sont représentéspar des lignes horizontales superposées à la forme d'onde respiratoire. La partieascendante de la forme d'onde correspond à l'inspiration, tandis que la partiedescendante correspond à l'expiration. Le tracé devient rouge lorsque la périodicitédépasse le filtre prédictif de la respiration, ce qui indique que la respiration n'est pasrégulière ou périodique. La courbe de la forme d'onde représente le mouvement au-dessus de la ligne de base (amplitude) en fonction du temps.

Figure 75 Affichage basé sur l'amplitude

Gating avec avec respiration bloquéeLe gating avec respiration bloquée est une forme de gating basé sur l'amplitude où lepatient retient sa respiration pendant le traitement. La respiration apparaîtirrégulière en raison de l'alternance entre respiration libre et blocage respiratoirependant l'administration du traitement.

Le filtre prédictif de la respiration est toujours défini sur 0 de sorte que la périodicitécalculée ne désactive jamais le faisceau. Il existe également un délai ajustable parl'utilisateur, appelé « délai de blocage respiratoire », chargé de retarder l'activationdu faisceau de traitement jusqu'à ce que l'amplitude respiratoire ait atteint le seuil degating.

L'audioguidage n'est pas disponible pendant le gating avec respiration bloquée.


Délai de blocage respiratoireLe délai de blocage respiratoire reporte l'activation du faisceau de traitement jusqu'àla stabilisation de la respiration du patient. Le délai de blocage respiratoire est lancéchaque fois que la forme d'onde respiratoire pénètre dans la fenêtre de gating, qu'ellefranchisse le seuil de gating supérieur ou inférieur.

Les seuils de gating supérieur et inférieur définis sont proches l'un de l'autre afin delimiter la variabilité de la position de la surface externe du patient lors de l'activationdu faisceau de traitement. Lorsqu'un patient inspire (pour prendre une grandeinspiration avant de bloquer par exemple), il arrive souvent que la forme d'onderespiratoire mesurée dépasse la fenêtre de gating (figure ci-dessous), ce qui entraînele début puis l'interruption immédiate du faisceau de traitement. Le délai de blocagerespiratoire évite ce comportement.

1. Délai

Figure 76 Forme d'onde respiratoire classique incluant une inspiration profonde en vue dublocage respiratoire

Protocoles de gating respiratoireUn grand nombre de paramètres sont nécessaires pour définir le comportement dugating respiratoire, notamment le mode de gating, les seuils de gating, l'utilisation del'audioguidage ou du vidéoguidage, la valeur du filtre prédictif de la respiration, etc.Tous ces paramètres sont stockés sous la forme d'un groupe associé à chaque patient.C'est ce qu'on appelle le protocole de gating respiratoire.

Le protocole de gating respiratoire est initialement généré au cours de la simulationscanner, avant d'être converti en un objet DICOM (avec la forme d'onde respiratoire)et importé dans le système le premier jour du traitement.


L'opérateur a la possibilité d'ajuster manuellement les paramètres avantl'administration du traitement. Le système peut enregistrer le protocole de gatingrespiratoire dans le cadre du plan du patient vers le système d'information ARIA. Parconséquent, après le premier jour du traitement, le protocole de gating respiratoireest disponible dans le plan du patient, au moins en cas d'utilisation du systèmed'information ARIA.

Tableau 17 Types de configuration manuelle permettant de définir un protocole de gating

Nom Paramètres de respiration libre Paramètres de blocage respi-ratoire

Breathing Technique (Tech-nique respiratoire)

Free-breathing (Respirationlibre)

Breath-Hold (Blocage respira-toire)

Gating Type (Type de gating) Amplitude, Phase Amplitude

Audio Coaching (Guidageaudio)

On (Activé), Off (Désactivé) Off (Désactivé)

Audio Coaching Instructions(Instructions de guidageaudio)

Automatic (Automatique),Manual (Inhale, Exhale Pe-riod) (Manuel [Période d’ins-piration, d'expiration]). Plagede valeurs de la période d'ins-piration et de la période d'ex-piration = 0,5 − 7 secondes

S. O.

Audio Coaching Language(Langue du guidage audio)

English (Anglais), German(Allemand), French (Fran-çais), Spanish (Espagnol), Ita-lian (Italien), Swedish (Sué-dois), Portuguese (Brazil)(Portugais [Brésil]), Japanese(Japonais), Chinese (Simpli-fied) (Chinois [simplifié])

S. O.

Breathing Predictive Filter(Filtre prédictif de la respira-tion)

Plage de valeurs = de 0 à100 %

0 %

Breath-hold delay (Délai deblocage respiratoire)

S. O. Plage de valeurs = de 0 à 9,9 s

Patient Motion Monitoring(Surveillance des mouve-ments du patient)

On (Activé), Off (Désactivé) Off (Désactivé)

Gating Thresholds (Seuilsd'asservissement respiratoire)

Adjustable (Ajustable) Adjustable (Ajustable)


La gestion du protocole de gating respiratoire dépend de sa source. Pour les scannersdotés de la gestion de la position en temps réel RPM™ (Real-Time PositionManagement), le format des données n'est pas compatible avec le système TrueBeam.Un outil distinct, appelé RPM Data Convertor (Convertisseur de données RPM) etinstallé sur les postes de travail ARIA et Eclipse, peut être utilisé pour convertir lesdonnées RPM en un format compatible.

Cet outil extrait de la base de données RPM le protocole de gating respiratoire ainsique la forme d'onde respiratoire du patient voulu et enregistre ces données dansdeux fichiers DICOM (en utilisant le format de « forme d'onde » DICOM) dans unemplacement accessible à la fois par le système TrueBeam et ARIA.

Lors du premier jour du traitement, le protocole de gating respiratoire du plan detraitement doit être défini par l'opérateur, sinon l'imagerie et le traitement ne peuventpas avoir lieu. L'opérateur peut soit importer les fichiers DICOM contenant leprotocole de gating respiratoire et la forme d'onde respiratoire générés par l'outilRPM Data Convertor (Convertisseur de données RPM), soit créer de toutes pièces unnouveau protocole de gating respiratoire au cours de la première séance detraitement.

Graphique respiratoireLe graphique respiratoire affiche la forme d'onde de gating représentant le schéma derespiration du patient. Il présente la forme d'onde de référence. Il est ici possibled'ajuster les seuils de gating. Un exemple d'affichage du gating basé sur l'amplitudeest illustré ci-dessous.

La forme d'onde de référence est la forme d'onde enregistrée au cours de la séance desimulation scanner. Cette forme d'onde est affichée depuis le début de la formed'onde du tracé, et non depuis le point de départ de l'acquisition scanner. La phasedu premier point de la forme d'onde de référence est mise en correspondance avec lamême phase dans la forme d'onde acquise de sorte que les deux formes d'onde soientcorrélées horizontalement. Si la période de respiration diffère entre la forme d'ondede référence et la respiration actuelle du patient, les deux formes d'onde sedésynchroniseront au fil de la séance de traitement.


1. Seuil de gating supérieur (ligne bleue)2. Seuil de gating inférieur (ligne orange)3. Forme d'onde (ligne noire)4. Courbe de référence (ligne verte)5. Ligne de base (déterminée au cours de la phase d'apprentissage)6. Crayon (indique l'endroit où la forme d'onde respiratoire est mise à jour)7. Fenêtre de gating (en jaune : le faisceau est activé)

Figure 77 Graphique respiratoire

Raccourcis avec la molette de la souris :■ Shift (Maj) + rotation de la molette de la souris permet d'ajuster l'échelle

temporelle.■ Ctrl + rotation de la molette de la souris permet d'ajuster l'échelle d'amplitude.

Par défaut, seul le mouvement vertical du bloc de marqueurs de gating est affiché. Cemouvement génère la forme d'onde respiratoire et lui seul est utilisé pour asservir lefaisceau. Les mouvements dans les autres directions ne sont pas pris en compte dansle graphique respiratoire.

Navigation avec la souris dans le graphique respiratoireLe tableau suivant indique comment utiliser la souris pour ajuster les paramètres :


Raccourcis clavier Action

Bouton droit de la souris Dans le graphique respiratoire, ouvre unmenu contextuel permettant d'afficher lemouvement dans la direction gauche-droiteou tête-pieds.

Cocher la case Auto Scale (Échelle auto)permet d'ajuster automatiquement l'échelleverticale du graphique en fonction des varia-tions de l'amplitude de la respiration du pa-tient.

Remarque : Si la case AutoScale (Échelle auto) n'est pas co‐chée, l'échelle verticale est fixe,mais elle peut être ajustée ma‐nuellement à l'aide du champScale (Échelle) à droite du gra‐phique respiratoire.

Molette de la souris Permet d'ajuster l'échelle temporelle (hori-zontale) et l'échelle d'amplitude (verticale).

Shift (Maj) + molette de la souris Maintenir la touche Shift (Maj) enfoncée touten faisant tourner la molette de la sourispermet d'ajuster l'échelle temporelle.

Ctrl + molette de la souris Maintenir la touche Ctrl enfoncée tout en fai-sant tourner la molette de la souris permetd'ajuster l'échelle d'amplitude.

Shift (Maj) + bouton gauche de la souris Maintenir la touche Shift (Maj) enfoncée touten appuyant sur le bouton gauche de lasouris permet de déplacer la forme d'onderespiratoire verticalement et horizontalementpendant la lecture.

Ligne de baseLa valeur de la ligne de base est calculée comme étant la valeur moyenne de la formed'onde respiratoire en fin d'expiration mesurée pour quatre cycles respiratoires aucours de la période d'apprentissage. Une fois la valeur de la ligne de basedéterminée, tous les signaux de la forme d'onde respiratoire, y compris les seuils degating, sont référencés par rapport à cette valeur, qui est définie sur 0,0 dans legraphique respiratoire. La valeur de la ligne de base n'est pas actualisée, sauf en casde nouvel apprentissage du schéma de respiration du patient.


Il est important d'établir la ligne de base lorsque le patient respire normalement, carelle est utilisée comme référence pour de nombreux paramètres importants, commeles seuils de gating. La ligne de base étant à nouveau établie pour chaque séanced'imagerie et de traitement, une certaine variabilité peut être observée dans le gatingrespiratoire si la valeur de la ligne de base (c'est-à-dire, la valeur de référence) n'estpas reproductible d'un jour à l'autre.

Remarque : Le patient doit toujours respirer normalement et librement pendant la périoded'apprentissage.

La reproductibilité de la ligne de base est particulièrement importante lorsque lesseuils de gating sont établis à l'aide de la forme d'onde de référence issue de la séanced'acquisition scanner et importés dans le système.

Des différences systématiques au niveau des seuils de gating peuvent être observéessi la ligne de base générée au cours de la séance d'acquisition scanner ne représentepas celle attendue pendant les séances de traitement. Dans des cas extrêmes,l'exemple suivant pourrait se produire durant un gating avec respiration bloquée. Sile patient retient sa respiration pendant la phase d'apprentissage pour la séanced'acquisition scanner, la valeur de la ligne de base est nettement supérieure à cequ'elle devrait être, et les seuils de gating nettement plus faibles que ceux attendus.Si, lors de toutes les séances de traitement ultérieures, la ligne de base est établiependant que le patient respire librement, les valeurs de seuil (incorrectes) établies aucours de la séance d'acquisition scanner déclenchent le faisceau de traitement à unblocage respiratoire beaucoup plus superficiel que celui attendu.

Apprentissage du schéma respiratoireLe système de gating respiratoire doit apprendre le schéma de respiration du patientpour fonctionner correctement. La période d'apprentissage, d'une durée de quatrecycles respiratoires, mesure les caractéristiques de la respiration du patient afin depouvoir calculer la régularité (périodicité) de celle-ci. Cela est particulièrementimportant pour le gating basé sur les phases. En outre, cela permet de déterminer laligne de base de la respiration du patient.

La plage du mouvement respiratoire est estimée et utilisée pour définir la plage dugraphique respiratoire. Si l'option Enable Visual Patient Motion Monitoring(Activer la surveillance visuelle du mouvement du patient) a été sélectionnée, laplage de mouvement dans les trois dimensions de translation est apprise etenregistrée comme représentative du mouvement respiratoire du patient (voirSurveillance optique de la position). Par ailleurs, le point zéro de la position dupatient est également déterminé à l'aide de ces mesures de plage de mouvement.


Algorithmes utilisés pour analyser la forme d'onde respiratoireLes algorithmes utilisés pour analyser la forme d'onde respiratoire nécessitent unmouvement d'au moins 4 mm pour apprendre correctement le schéma de respirationdu patient. Par conséquent, le système de gating respiratoire ne peut pas apprendre leschéma de respiration du patient si celui-ci respire superficiellement ou si le bloc demarqueurs de gating est placé sur une partie immobile de son corps.

Respiration du patient pendant la période d'apprentissageIl est très important que la respiration du patient pendant la période d'apprentissagesoit représentative du schéma de respiration global de celui-ci, en particulier si legating basé sur les phases est utilisé pour l'administration du traitement. Comme laligne de base est déterminée pendant la période d'apprentissage, toute erreurd'estimation de celle-ci peut affecter des valeurs telles que les seuils de gating (voir Ligne de base). En outre, la taille de l'histogramme phase-déplacement (voir Calculde la valeur de périodicité) est définie pendant la période d'apprentissage et n'est pasactualisée, à moins que le schéma de respiration fasse l'objet d'un nouvelapprentissage. Si l'amplitude de la respiration du patient change de manièreimportante après la période d'apprentissage, les nouveaux échantillons phase-déplacement acquis risquent de sortir de l'histogramme phase-déplacement, ce quipeut ensuite affecter les calculs de périodicité.

L'apprentissage du schéma de respiration ne se termine pas si la fréquencerespiratoire est trop élevée. Si la durée entre deux pics du même type (par exemple,minimum à minimum) de la courbe respiratoire est inférieure à 1,5 seconde, ou si ladurée entre deux pics de types différents (par exemple, minimum à maximum) estinférieure à 0,5 seconde, ces pics sont ignorés. Le nombre de pics identifiés au coursde la période d'apprentissage doit atteindre l'équivalent de quatre cycles respiratoirespour que la période d'apprentissage se termine.

Calcul de la phase respiratoire en temps réelLe calcul de la phase est requis pour le gating basé sur les phases ainsi que pour lescalculs de la périodicité. Le calcul de la phase convertit la forme d'onde respiratoired'un signal de déplacement en fonction du temps en valeurs représentant la positionen fonction du temps de l'échantillon actuel sur la courbe sinusoïdale. La phaserespiratoire indique la position où le point temporel actuel se situe dans un intervallecompris entre deux points temporels de fin d'inspiration consécutifs.


Estimation de la période de respirationUne estimation de la période respiratoire (T - durée d'un cycle respiratoire) estrequise pour pouvoir estimer la phase. Une courbe lisse est générée à partir deséchantillons bruts de la forme d'onde respiratoire à l'aide d'un ajustement glissantpar polynôme. Ce positionnement polynomial est un ajustement parabolique, d'ordrepolynomial de 2, appelé lissage de Savitsky-Golay. Un algorithme de détection despics et des creux estime ensuite les points temporels de fin d'inspiration et de find'expiration. Ces points temporels de fin d'inspiration et de fin d'expiration sontutilisés pour générer une estimation de la période de respiration (T) ; cette estimationest mise à jour dès lors qu'un point temporel de fin d'inspiration ou de find'expiration est détecté. Cette valeur de période de respiration est ensuite utiliséepour sélectionner les points de données de la forme d'onde à utiliser pour le calcul dela phase (voir ci-dessous).

La courbe lisse obtenue grâce à l'ajustement par polynôme sert également à estimerles valeurs minimale et maximale du signal à la fin de l'inspiration et à la fin del'expiration. Ces valeurs minimale et maximale génèrent une moyenne glissante de laplage de déplacement (d1, d2) utilisée dans les calculs de la périodicité (voir Calculde la valeur de périodicité à la page 182).

Une valeur de phase de 0 % est attribuée au point temporel de fin d'inspiration ; cettevaleur passe à 100 % (à savoir, 2 Pi) au niveau du point de fin d'inspiration suivant.Par conséquent, la fin d'expiration se produit approximativement à une valeur dephase de 50 %. Toutefois, rien n'est fait pour établir une valeur de phase fixe pour lafin d'expiration et donc, si le schéma de respiration du patient est fortementasymétrique (par exemple, si la durée d'inspiration est nettement inférieure à ladurée d'expiration), le pic de fin d'expiration peut se produire à une valeur de phaserelativement éloignée de 50 %.

La phase respiratoire de chaque nouvel échantillon de la forme d'onde respiratoireest définie comme l'angle de phase du coefficient de Fourier relatif au premiercomplexe harmonique calculé sur une fenêtre temporelle glissante (après un décalagede 180° dans la mesure où la fin d'inspiration correspond au minimum du signal). Lafenêtre temporelle dynamique pour le calcul du coefficient de Fourier est définie parla période de respiration. La dernière valeur actualisée de la période de respirationest utilisée pour le calcul de la phase (voir Figure 78).


Difficulté du calcul de la phaseLa difficulté du calcul de la phase réside dans le fait que la valeur de la périoderespiratoire (T) utilisée pour estimer la phase est une valeur décalée qui représente ladurée de la période respiratoire qui précède. La durée de la période respiratoireactuelle ne pourra pas être connue tant que le prochain point de fin d'inspirationn'aura pas été détecté. Tant que la période respiratoire ne change pas outre mesured'une respiration à une autre (par exemple, de ≤10 %), le calcul de la phase conduiraà un relevé linéaire (en dents de scie) basé sur le temps (voir les figures ci-dessous). Sila période respiratoire change significativement (par exemple, de ≥ 10 %) d'unerespiration à une autre, alors la phase ne sera pas une fonction linéaire du temps etles valeurs de phase 0 % et 100 % pourraient ne pas représenter exactement les pointstemporels de fin d'inspiration.

Figure 78 Les derniers échantillons de la forme d'onde respiratoire couvrant une période derespiration sont utilisés pour estimer la phase

Phase en temps réel/phase rétrospectiveLorsque la phase est calculée en temps réel (la phase de chaque point de mesure de laforme d'onde respiratoire est calculée immédiatement), il y a des incertitudesinhérentes au niveau de l'estimation de la phase. Cela est dû à l'utilisation de lapériode de respiration (T) dans les paramètres du calcul de la phase.

La période de respiration est une valeur tardive qui n'est connue pour le cyclerespiratoire actuel qu'une fois le point de fin d'inspiration suivant détecté et le cyclerespiratoire terminé. Par conséquent, les calculs de la phase en temps réel utilisent lapériode du cycle respiratoire précédent. Tant que la période de respiration ne changepas outre mesure d'un cycle respiratoire à un autre, le calcul de la phase produit unrelevé linéaire (en dents de scie) en fonction du temps (voir Figure 79 - Régulier).


Toutefois, si le patient respire de façon irrégulière et que la période de respirationvarie fortement d'un cycle respiratoire à un autre, le calcul de la phase en temps réelrésultant ne produit pas une fonction linéaire du temps. Des inversions de phase etdes incohérences entre les pics de la forme d'onde respiratoire et la fin d'expirationidentifiée dans les calculs de la phase peuvent se produire (voir Figure 79 –Irrégulier). Cela aboutit à des incertitudes qui réduisent la corrélation entre la phaseet le déplacement (voir Figure 80) et influencent également les calculs de périodicité(voir Calcul de la valeur de périodicité).


Figure 79 Formes d'onde respiratoires avec valeurs de phase en temps réel


Calculs de la phase en temps réelEn cas d'utilisation du gating basé sur les phases, la phase doit être calculée en tempsréel sur la machine de traitement, car elle est utilisée pour mettre en pause et activerle faisceau de traitement. Toutefois, le gating basé sur les phases en temps réel n'estpas nécessaire dans toutes les situations cliniques. Lors de la génération desinformations de phase pour la division des scanners 4D en intervalles, la formed'onde acquise peut être analysée après l'acquisition de toutes les données scanner etde forme d'onde respiratoire. C'est ce qu'on appelle la division en intervallesrétrospective, qui génère des informations de phase rétrospectives. Comme lapériode de respiration de chaque cycle respiratoire peut être déterminée avecexactitude avant de réaliser les calculs de la phase, les incertitudes au niveau desestimations de la phase observées pour les schémas de respiration irréguliers dans la Figure 79 et la Figure 80 sont réduites.

Figure 80 Histogrammes déplacement-phase

Schémas de forme d'ondeVous trouverez ci-dessous des formes d'onde. Ce sont elles que doivent examiner lesalgorithmes analysant les courbes respiratoires.

La forme de la courbe respiratoire, comme les variations brusques d'amplitude(ondes carrées), les schémas de respiration asymétriques ou les variationssimultanées d'amplitude et de phase, peut rendre difficile la détection des pics, ce quia un impact sur les calculs de la phase. Les algorithmes sont conçus pour mettre enpause le faisceau de traitement si la respiration est irrégulière.


Les schémas de respiration du patient doivent être examinés attentivement pourdétecter toute irrégularité au cours de la séance de planification, afin de déterminer sile recours au gating respiratoire, en particulier celui basé sur les phases, pour lepatient est opportun. Si le patient respire de façon irrégulière, le faisceau serafréquemment mis en pause, ce qui aboutira à de longs temps de traitement.

Figure 81 Variation de l'amplitude de la respiration

Figure 82 Variation de la période de respiration


Figure 83 Respiration à ondes carrées

Figure 84 Forme d'onde asymétrique


Figure 85 Dérive de la ligne de base

Figure 86 Inspirations partielles


Figure 87 Toux

Calcul de la valeur de périodicitéLa valeur de périodicité est une mesure de la régularité de la respiration. Larespiration doit être régulière pour que le gating respiratoire fonctionne de façonoptimale.

Le calcul de la périodicité est réalisé en construisant un histogramme d'intervallesM x M de la phase par rapport au déplacement (voir Figure 80 Histogrammesdéplacement-phase). La plage horizontale de l'histogramme s'étend de 0 à 2π dans laphase, et la plage verticale va de min – 0,25 cm à max + 0,25 cm, où min et max sontles moyennes pondérées dans le temps des déplacements des creux et des pics,respectivement, du tracé respiratoire jusqu'à ce point.

Pour chaque nouvel échantillon du déplacement du tracé respiratoire recueilli par lesystème, la phase respiratoire est calculée (voir Calcul de la phase respiratoire entemps réel pour plus de détails sur le calcul de la phase) et la paire phase-déplacement obtenue est ajoutée à l'intervalle approprié de l'histogramme. À mesureque des échantillons sont ajoutés à l'histogramme, les intervalles présentant unnombre élevé de paires tendent à se concentrer autour d'une trajectoire phase-déplacement commune (Figure 80 - Régulier). Plus la respiration est irrégulière, plusles paires sont éparpillées de part et d'autre de la trajectoire phase-déplacement (voir Figure 80 – Irrégulier).

La valeur de périodicité P est calculée pour chaque nouvel échantillon de la formed'onde respiratoire. La valeur P correspond au nombre de paires dans un intervallerectangulaire N1 (phase) x N2 (déplacement) centré autour de l'échantillon actuel,divisé par le nombre total de paires dans l'ensemble de l'histogramme M x M(Figure 80). La valeur de périodicité est une mesure :


1. De la régularité de la respiration, car une valeur P élevée signifie une plus grandeconcentration des paires dans un petit nombre d'intervalles, et

2. Du degré de conformité de l'échantillon actuel de la forme d'onde respiratoire auschéma de respiration établi jusqu'à présent, car une baisse de la valeur P indiqueimmédiatement que l'échantillon actuel est passé dans un intervalle éloigné deceux présentant un nombre de paires élevé.

Une valeur P ≥ 1 indique une irrégularité totale de la respiration et incite le systèmede gating respiratoire à désactiver le faisceau de traitement. Des valeurs P proches dezéro indiquent une forte irrégularité de la respiration. Le filtre prédictif de larespiration (t) est un paramètre ajustable par l'utilisateur qui permet aux opérateursd'ajuster la sensibilité du système de gating respiratoire en fonction de l'irrégularitéde la respiration du patient. L'augmentation de t rend la mesure de la périodicitéplus sensible aux écarts observés en présence d'une respiration régulière, et entraîneune réponse plus rapide en termes de désactivation du faisceau de traitement.

La régularité de la respiration est calculée en comparant la valeur de périodicité à lavaleur t du filtre prédictif de la respiration, qui est un paramètre définissable parl'utilisateur permettant aux opérateurs d'ajuster la sensibilité du système àl'irrégularité de la respiration du patient. L'augmentation de t rend le système plussensible aux écarts par rapport à la respiration régulière et moins tolérant à touteirrégularité avant la désactivation du faisceau de traitement. La comparaison estréalisée comme suit :

P > t / 1 000

Si la relation ci-dessus est satisfaite pour le dernier échantillon respiratoire recueilli,le système de gating respiratoire autorise l'activation du faisceau de traitementlorsque le tracé respiratoire se situe dans l'intervalle de gating ; sinon, le faisceau detraitement reste désactivé.

L'histogramme phase/déplacement est généré pendant la période d'apprentissage etcontinue d'être actualisé pendant la surveillance de la respiration du patient.Toutefois, après la période d'apprentissage, seuls les points de données satisfaisantau critère P > t/1 000 sont ajoutés à l'histogramme. Cela signifie que la forme de lacourbe phase/déplacement peut s'adapter aux variations du schéma de respirationdu patient dans le temps, mais uniquement si elles sont progressives. Si le schéma derespiration change brutalement et que le critère P > t/1 000 n'est pas satisfait, nonseulement le faisceau de traitement est désactivé, mais le diagramme phase/déplacement n'est plus actualisé pour intégrer les derniers échantillons phase-déplacement recueillis.


Jauge de périodicitéLa jauge de périodicité indique la valeur actuelle de la périodicité. Le trait situé aumilieu de la jauge de périodicité représente le seuil du filtre prédictif de larespiration. Tant que la périodicité est acceptable, la barre est affichée en noir. Si lapériodicité se détériore, la barre se déplace vers la droite. Elle devient rouge et lefaisceau de traitement est mis en pause dès que la périodicité dépasse le filtreprédictif de la respiration.

Figure 88 Jauge de périodicité

Filtre prédictif de la respirationLe filtre prédictif de la respiration est un paramètre ajustable par l'utilisateur quipermet aux opérateurs d'ajuster la sensibilité du système de gating respiratoire enfonction de l'irrégularité de la respiration du patient. Voir Calcul de la valeur depériodicité pour savoir comment cette valeur est utilisée pour contrôler lecomportement du gating respiratoire.

Plus la valeur du filtre prédictif de la respiration est faible, moins le système degating respiratoire est sensible aux irrégularités de la respiration du patient. Àl'extrême, c'est-à-dire quand le filtre prédictif de la respiration est défini sur 0, lefaisceau n'est jamais désactivé en cas d'irrégularités de la respiration. Une valeur de 0est nécessaire pour le gating avec respiration bloquée, car le calcul de la périodicitéconsidère la période de blocage respiratoire suivie d'une respiration libre du patientcomme une irrégularité importante.

Caractérisation de la forme d'onde respiratoireLe système de gating respiratoire caractérise la forme d'onde respiratoire du patientpour chaque cycle respiratoire terminé et génère un certain nombre de paramètresaffichés dans l'interface utilisateur (voir Figure 89). Aucune de ces valeurs n'estenregistrée dans le système d'information, mais elles peuvent toutes être recalculéeshors ligne à l'aide de la forme d'onde respiratoire enregistrée.


Figure 89 Affichage Measured Values

Duty Cycle(Cycle deservice)

Le cycle de service représente le pourcentage d'activation dufaisceau au cours du dernier cycle respiratoire. Une nouvellevaleur de cycle de service est calculée et affichée pour chaquecycle respiratoire.

Gated Motion(Mouvem.synchronisé)

Le mouvement synchronisé correspond au mouvement de laforme d'onde respiratoire dans la fenêtre de gating (c'est-à-dire,pendant l'activation du faisceau de traitement) pour le derniercycle respiratoire. La valeur est actualisée chaque fois que lefaisceau de traitement passe de l'état activé à l'état de pause.

Inspiration La valeur d'inspiration représente la durée, en secondes, de laphase d'inspiration du dernier cycle respiratoire complet. Lapériode d'inspiration est calculée en utilisant les pics de lacourbe polynomiale (parabolique) positionnés par rapport à laforme d'onde respiratoire brute.

Expiration La valeur d'expiration représente la durée, en secondes, de laphase d'expiration du dernier cycle respiratoire complet. Lapériode d'expiration est calculée en utilisant les pics de la courbepolynomiale (parabolique) positionnés par rapport à la formed'onde respiratoire brute.

Le cycle de service de la forme d'onde de référence — acquise au cours de la séancede planification scanner — peut également être affiché dans l'assistant de gating. Lecycle de service de la forme d'onde de référence affiché dans l'assistant de gatings'applique à l'ensemble de la forme d'onde — pas uniquement à un cycle respiratoire— et est automatiquement actualisé si les seuils de gating sont ajustés.


Utilisation du système de gating respiratoire pour la surveillanceoptique de la position

En plus du gating respiratoire, le système optique peut également être utilisé poursurveiller la position du patient, en surveillant l'emplacement 3D du bloc demarqueurs de gating. Le résultat est un affichage visuel de la position 3D (voir la Figure 90 Surveillance du patient à la page 187).

Pendant la période d'apprentissage, les valeurs minimale et maximale de chaque axe(tête-pieds, antéropostérieur, droite-gauche) sont déterminées pour l'ensemble de lapériode. La moyenne des valeurs minimale et maximale est calculée pour chaque axeet les valeurs obtenues sont utilisées comme positions zéro pour la surveillance de laposition du patient.

Si l'option « Enable Visual Patient Motion Monitoring » (Activer la surveillancevisuelle du mouvement du patient) a été sélectionnée dans l'assistant de gating lorsde la configuration du protocole de gating respiratoire, la couleur de la boule dansl'affichage du mouvement du patient change si le mouvement du patient dépasse lesmouvements mesurés au cours de la période d'apprentissage.

Vert Indique que la position actuelle du bloc de marqueurs de gating se situedans la plage des valeurs minimale et maximale mesurées au cours de lapériode d'apprentissage.

Orange Indique que la position actuelle du bloc de marqueurs de gating sort de laplage des valeurs minimale et maximale mesurées au cours de la périoded'apprentissage de 1 – 15 pour cent.

Rouge Indique que la position actuelle du bloc de marqueurs de gating sort de laplage des valeurs minimale et maximale mesurées au cours de la périoded'apprentissage de plus de 15 %.

Ces changements de couleur interviennent si la position 3D du patient change, mêmesi le mouvement respiratoire reste le même.


Figure 90 Surveillance du patient

Le volet de droite montre l'affichage avec la surveillance visuelle du patient activéedans le protocole respiratoire

Remarque : L'imagerie prend en charge uniquement la position du patient en décubitus dorsal(HFS).

Génération du signal respiratoire

Caméra infrarougeLa caméra infrarouge de gating respiratoire est une caméra stéréo – la caméraPolaris®Spectra® de NDI. Cette caméra utilise un laser infrarouge pour éclairer unensemble de réflecteur passif. La caméra infrarouge ne produit pas un signal vidéomais un flux de valeurs de position et d'orientation (x, y, z, déviation, tangage,roulis), qui sont reçues par le système XI. La caméra possède plusieurs fréquences defonctionnement et est configurée pour fonctionner à 30 Hz. Pour éviter des temps depréchauffage trop longs, la caméra est constamment alimentée par le système XI.Lors d'un démarrage à froid, la caméra peut prendre entre 10 minutes et 2 heurespour se stabiliser.

Un détecteur anticollision est intégré à la caméra. Le détecteur anticollision peut êtredéclenché si la caméra est heurtée suffisamment fort pour perturber l'alignement dessystèmes optiques. La caméra est robuste et une chute de 25 à 38 cm de hauteur surune surface en béton recouverte de carreaux de vinyle est nécessaire pour déclencherle détecteur anticollision. Varian ne fournit pas d'outils d'étalonnage de caméra. Si ledétecteur anticollision est déclenché, la caméra infrarouge doit être étalonnée enusine par le fabricant avant d'être à nouveau utilisée.


1. Capteur de position et éclairage

2. Ouverture du laser

3. DEL indicatrices

4. Bouton d'activation du laser

Figure 91 Caméra infrarouge

Étalonnage et axes de gating respiratoireL'étalonnage établit une relation entre l'isocentre du faisceau et la position demontage absolue de la caméra. La caméra est positionnée de manière à assurer lameilleure corrélation possible entre l'éclairage infrarouge de la caméra stéréo etl'isocentre. Dans l'idéal, le cache du réflecteur est situé dans cette plage. Cela permetde garantir que son mouvement reste dans le volume cible à tout moment lors dutracking, et donc de garantir que la courbe respiratoire n'est pas interrompue. Deplus, le système de coordonnées de la caméra stéréo est étalonné d'après le systèmefixe de coordonnées de la salle (CEI) pour garantir la transformation appropriée dusystème de coordonnées entre les deux systèmes de coordonnées. La figure ci-dessous montre sa position relative par rapport à la machine et à l'isocentre.

Les axes de la salle sont définis comme suit :

1. Système de caméra

2. Système fixe de la salle

Figure 92 Caméra et système fixe de coordonnées de la salle


Pour obtenir des informations sur la manière d'étalonner la caméra, reportez-vous àla section relative à l'étalonnage dans la publication suivante : Manuel del'administrateur TrueBeam.

Données techniques de la caméra infrarouge

Tableau 18 Performances

Cadence des trames 0,60 Hz

Précision volumétrique RMS 0,30 mm (sur la base d'un seul marqueur balayé dansplus de 900 positions dans l'ensemble du volume de mesureen utilisant la moyenne de 30 échantillons à chaque position à20 °C)

Intervalle de confiance de95 %

0,6 mm (dans l'ensemble du volume)

0,5 mm (au sein d'une sphère de 0,4 m de rayon autour del'isocentre)

Contrôle de la température Le système envoie un avertissement lorsque la températureau cours des mesures diverge de plus de 2 degrés de la tem-pérature d'étalonnage.

1. Volume en pyramide2. Volume en pyramide étendue

Figure 93 Volume de mesure de la caméra infrarouge


Tableau 19 Laser d'éclairage

Laser de positionnement Laser classe 2

Longueur d'onde 635 nm

Alimentation de sortiemaximale

1 mW

Bloc de marqueurs de gating respiratoireLe bloc de marqueurs de gating TrueBeam est un bloc de plastique ABS 757 (qualitémédicale) léger contenant quatre réflecteurs infrarouges passifs, avec les marqueursdisposés selon un schéma fixe (voir Figure 94). Le schéma n'est pas symétrique desorte que toute mauvaise orientation du bloc de marqueurs de gating peut êtredétectée lors de l'étalonnage. La face inférieure du bloc présente une surface plane.La face noire du bloc présente une dépression l'empêchant d'être utilisée poursoutenir le bloc, ce qui entraînerait une mauvaise orientation de celui-ci pendantl'étalonnage.

La mesure de la transmission moyenne au travers du cache (champ de 15 x 15,mesurée avec une chambre d'ionisation extra plate) était de 99,0 % à 6 MV et de99,1 % à 15 MV.

Grâce à la caméra stéréo et à l'espacement des réflecteurs infrarouges, le système degating respiratoire offre la possibilité de surveiller le bloc de marqueurs de gatingaprès rotation de la table de traitement. La table peut être pivotée de +/− 60 degrés etla caméra peut continuer à surveiller le bloc du réflecteur. Veuillez noter que le blocde marqueurs de gating doit être positionné de sorte à rester dans le volume surveillépar la caméra infrarouge lorsque la table est pivotée.


1. Réflecteurs infrarouges passifs2. Repères de réticule pour la position de mesure

Figure 94 Bloc de marqueurs du réflecteur TrueBeam

Utilisation du réflecteur TrueBeam et des blocs de marqueurs RPM

Les positions de mesure efficaces des blocs de marqueurs RPM et TrueBeamdiffèrent. Le point de mesure pour les blocs de marqueurs de gating RPM se situe àl'avant des blocs (point C dans la Figure 95 ci-dessous).

Le point de mesure pour le bloc réflecteur TrueBeam se situe au niveau du réticuledessiné sur le bloc. Si des repères cutanés sont dessinés sur le corps du patient lors dela simulation CT, faisant ressortir la position du bloc des marqueurs de gating RPMau cours de la simulation CT, il convient de faire attention à localiser les réticules surle bloc réflecteur TrueBeam au niveau du bord avant du contour (c'est-à-dire, le borddu contour le plus proche de la caméra de gating respiratoire). Cela permettra degarantir que les deux blocs mesurent bien le même emplacement.


Figure 95 Face avant du bloc de marqueurs RPM

Comparaison du réflecteur TrueBeam et des blocs de marqueurs RPM

Le bloc réflecteur TrueBeam présente une construction géométrique différente decelle du bloc de marqueurs RPM. Cela peut entraîner des écarts au niveau desvaleurs pour le gating basé sur l'amplitude lors de l'utilisation d'informations decourbe de référence importées depuis un scanner utilisant un bloc de marqueursRPM.

Figure 96 Blocs de marqueurs de gating RPM et TrueBeam

Le bloc de marqueurs de gating RPM (Figure 96 - à gauche) et le bloc réflecteurTrueBeam (Figure 96 - à droite). La position de mesure efficace du bloc de marqueursde gating TrueBeam est indiquée par les repères de réticule figurant sur celui-ci. Laposition de ce point virtuel correspond à ce qui est rapporté par le système de gatingrespiratoire. La position de mesure efficace du bloc de marqueurs de gating RPMcorrespond au point C – situé à l'avant du bloc. La position de ce point correspond àce qui est rapporté par le système de gating respiratoire RPM.


Comparaison des mesures d'amplitude TrueBeam et RPM

Des tests ont évalué la précision des mesures d'amplitude effectuées par les systèmesde gating respiratoire RPM et TrueBeam. Les mesures ont été réalisées avec unfantôme Quasar (Modus Medical). Les blocs de marqueurs de gating RPM etTrueBeam ont été déplacés de la même amplitude et à la même fréquence respiratoireau cours des tests.

Le fantôme Quasar était configuré avec une amplitude de mouvement de 3,3 cm, uncycle respiratoire de 6 respirations par minute et un mouvement dans la directionantéropostérieure (AP) uniquement.

Les mesures de l'amplitude de la courbe ont été réalisées avec le système RPM. Lacourbe respiratoire produite par le système RPM a été convertie à l'aide de l'outilRPM Data Convertor (Convertisseur de données RPM) et la forme d'onderespiratoire RPM a été importée et définie comme forme d'onde de référence pour unpatient test dans TrueBeam. Le fantôme Quasar présentant la même amplitude et lamême fréquence respiratoire a été configuré dans le système TrueBeam avec le blocréflecteur TrueBeam.

Figure 97 Fantôme Quasar configuré

Les résultats des mesures d'amplitude sont présentés à la Figure 98 — pour ledéplacement d'un fantôme Quasar avec une amplitude de 3,3 cm et une fréquencerespiratoire de 6 respirations par minute. Les courbes noires et vertes se superposent,ce qui montre que les mouvements mesurés en utilisant le bloc des marqueurs degating RPM et la caméra RPM correspondent aux mouvements mesurés à l'aide ducache du réflecteur TrueBeam et de la caméra


Figure 98 Formes d'onde de gating respiratoire RPM et TrueBeam

Données de la forme d'onde de gating respiratoireLes formes d'onde respiratoires sont enregistrées dès que se présente un événementde traitement ou d'imagerie pour les plans asservis à la respiration. Les donnéesenregistrées incluent la tête de forme d'onde et la queue de la forme d'onde, ainsi quela forme d'onde respiratoire enregistrée au cours de l'événement lui-même. Pardéfaut, la tête et la queue ont toutes deux une durée de quatre secondes. Cette duréepeut être modifiée dans System Administration (Administration du système). Seulesces parties de la forme d'onde sont enregistrées, et non la forme d'onde respiratoirepour toute la durée de la séance de traitement.

Les données respiratoires sont enregistrées sous la forme d'un objet de forme d'ondeDICOM pour lequel il n'existe aucun outil permettant d'accéder à ses données brutes.

Exportation des données de forme d'ondeDans Offline Review 2.2 (ARIA 11) et versions ultérieures, une fonction d'exportationde la forme d'onde respiratoire est disponible. Les données sont exportées au formatASCII et incluent les éléments suivants :■ Amplitude de la forme d'onde dans les directions gauche-droite,

antéropostérieure et tête-pieds en fonction du temps■ Valeurs de phase en fonction du temps ; paramètres de seuil■ Type de mode de gating (par exemple, basé sur l'amplitude) qui était actif au

moment de l'enregistrement de la forme d'onde■ Date/heure du début de l'enregistrement de la forme d'onde■ Durée de la forme d'onde

Pour exporter la forme d'onde, procédez comme suit :

1. Sélectionnez l'objet de forme d'onde dans la Session Timeline (Chronologie de laséance) de l'application Offline Review.

2. Cliquez avec le bouton droit de la souris.3. Sélectionnez Waveform Display (Affichage de la forme d'onde) dans le menu

contextuel qui apparaît.

Une fenêtre Tracking Waveform (Forme d'onde de suivi) s'ouvre.


1. Sélectionnez Export… (Exporter) en bas à gauche de la fenêtre.

Remarque : Lors de la sélection du bouton Export… (Exporter), une boîte de dialogueWindows standard apparaît. Les données de forme d'onde requises peuvent être enregistrées enaccédant au répertoire voulu.

Imagerie et gatingLa section qui suit offre une brève description de la relation entre image kV et gating.

Images asservies (pré-traitement)

Le système de gating respiratoire est utilisé dans les paramètres de pré-traitementpour synchroniser l'acquisition d'images kV avec la respiration du patient.L'imagerie kV prend en charge des options de déclenchement respiratoire qui sontdisponibles lorsque le gating respiratoire est activé pour le plan sélectionné.L'acquisition d'images kV peut être lancée lorsque la respiration du patient entre ouquitte la fenêtre de gating. Les déclenchements basés sur le gating respiratoirepeuvent être lancés une seule fois ou de manière continue pour chaque entrée ousortie de la fenêtre de gating. Cela revient à quatre options de déclenchementpossibles :■ Une fois à l'activation du faisceau■ Une fois à la désactivation du faisceau■ De manière continue à l'activation du faisceau■ De manière continue à la désactivation du faisceau

Lorsqu'un blocage respiratoire est requis, l'imagerie kV prend en charge un mode dedéclenchement dédié qui génère une image à l'activation du faisceau.

Les déclenchements basés sur le gating respiratoire sont disponibles pourl'acquisition d'images kV avant et après le traitement. L'acquisition d'images MV nepeut être déclenchée que lors de l'activation du faisceau. Les autres options dedéclenchement ne sont pas disponibles avec l'imagerie MV.

Gating respiratoire et CBCT

Le système d'imagerie kV ignore l'état du système de gating respiratoire lorsque lesmodes de gating basés sur les phases ou l'amplitude sont sélectionnés et que desdonnées CBCT sont en cours d'acquisition.


Lorsqu'une image CBCT est acquise et que le gating avec respiration bloquée a étédéfini, l'acquisition CBCT n'est effectuée que lorsque la respiration du patient setrouve entre les seuils de gating. Lorsque le patient interrompt le blocage de sarespiration, l'acquisition CBCT s'arrête et une anomalie (anomalie XI 512902) s'affichesur la console. Cette anomalie doit être acquittée pour reprendre l'acquisition CBCT.

Une fois l'anomalie acquittée, le système détermine automatiquement la cible du braspour la reprise de l'acquisition CBCT. Après que le bras a été déplacé dans la positionde reprise de l'acquisition à l'aide du bouton de validation des mouvements,l'acquisition CBCT peut être poursuivie et la procédure de blocage respiratoirerépétée. L'acquisition CBCT reprend dès que la respiration du patient respecte lesseuils d'asservissement respiratoire. Si un délai de blocage respiratoire est configurédans le protocole de gating respiratoire, l'activation du faisceau kV est retardée enconséquence.


Chapitre 13 Module reconstructeur CBCT

Module reconstructeur CBCTLe Reconstructeur CBCT est un service qui prend les projections CT provenant dusystème d'imagerie, les reconstruit en un ensemble de données volumétriques 3D,puis transfère les images reconstruites à l'application Imaging pour une utilisationclinique.

La vue d'ensemble de l'architecture du processus d'acquisition et de reconstructionCBCT illustre ce workflow.■ Le système XI acquiert les projections CBCT par l'intermédiaire du nœud XI — un

ordinateur industriel qui gère l'acquisition des images kV et MV.■ Le nœud XI applique les corrections de gain, de décalage et de pixels défectueux

aux données de projection brutes, puis transfère les projections corrigées par lebiais d'une liaison Ethernet à 1 Gbit vers l'ordinateur du reconstructeur CBCT.

■ Le nœud XI envoie également les projections à l'application Imaging pour unaffichage en direct destiné à l'utilisateur.

■ Le reconstructeur CBCT effectue les reconstructions et envoie les résultats àl'application Imaging pour affichage. Le reconstructeur comporte égalementdivers processus permettant de contrôler la surveillance à distance et lajournalisation.

Chapitre 13 Module reconstructeur CBCT 197

1. Application Imaging/Étalonnage del'imageur

2. Poste de travail Treatment3. Application Service4. Projections pour affichage5. Configuration et état6. Coupes reconstruites7. Configuration et état8. Journalisation

9. Daemon Syslog10. Poste de travail Reconstructeur11. État et commandes12. Nœud XI13. Projections14. Module reconstructeur CBCT15. Agent de surveillance du Reconstructeur16. Système XI17. Mode et données d'étalonnage

Figure 99 Reconstructeur CBCT et réseau du système

Pour obtenir des détails sur ce flux de données, reportez-vous à la section Flux dedonnées à la page 205.

Étant donné que le logiciel de reconstruction exige une grande puissance de calcul, ilest exécuté en tâches parallèles sur un ordinateur dédié équipé de plusieursprocesseurs composés de deux unités centrales indépendantes ou plus. Pourmaximiser la bande passante de mémoire disponible et les ressources de traitement,le reconstructeur a été soigneusement optimisé pour transférer rapidement lesdonnées entre la mémoire centrale et les unités de traitement ainsi que pouréquilibrer les charges. Le volume 3D est généralement à la disposition de l'utilisateur10 secondes après l'acquisition de la dernière projection, y compris le tempsnécessaire pour transférer l'ensemble de données 3D par le biais de la liaisonEthernet à 1 Gbit vers l'ordinateur séparé de l'application Imaging.

Le module reconstructeur est mis en œuvre en tant que service exécuté sur unordinateur utilisant le système d'exploitation Windows 7.


À propos du fonctionnement du reconstructeur CBCTLe logiciel CBCT Reconstructor est une application qui a été conçue pour fonctionnersans surveillance pendant de longues périodes. Les essais ont démontré que lereconstructeur peut reconstruire jusqu'à 4 000 coupes tomographiques CBCT sansaucune intervention de l'utilisateur.

Des vérifications régulières et automatisées assurent un fonctionnement optimal dureconstructeur. La maintenance typique du reconstructeur peut se résumer à quelquechose d'aussi simple qu'un redémarrage du poste de travail tous les quelques mois.

À propos du logiciel du reconstructeur CBCTTrois composants logiciels principaux constituent le reconstructeur CBCT :

Environnement du module reconstructeur : gère les communications entre les sous-systèmes impliqués dans l'acquisition et la reconstruction CBCT et fournit égalementla logique pour un moteur de workflow qui contrôle le processus de reconstruction.

Algorithmes de reconstruction : sont mis en œuvre sous forme d'une série demodules logiciels discrets et indépendants dénommés modules d'extension.

Service du module reconstructeur : joue le rôle d'application hôte pour le logicielCBCT Reconstructor en offrant une interface dédiée pour accéder à la fonctionnalitédu module reconstructeur. L'accès à l'application Reconstructor Service s'effectuesous un onglet dans les applications Service et System Administration. L'applicationSystem Administration est décrite dans la publication suivante : Manuel de référencetechnique TrueBeam — Volume 1.

L'interaction entre les utilisateurs et le reconstructeur s'effectue par l'intermédiaire del'application Service. Cette application se connecte au poste de travail dureconstructor CBCT par le biais d'un service dédié dénommé agent de surveillancede reconstruction, comme l'illustre la Figure 99 Reconstructeur CBCT et réseau dusystème à la page 198. Cet agent renvoie l'état d'exécution et la consommation demémoire du service du reconstructeur et peut effectuer d'autres tâches demaintenance.


cadre de travail du reconstructeurL'application Reconstructor Framework gère le processus de reconstruction ainsi queles communications entre les sous-systèmes impliqués dans l'acquisition et lareconstruction CBCT. Ces sous-systèmes comprennent les divers modulesd'extension qui contiennent les algorithmes de traitement des données ainsi qu'unfichier XML contenant des données sur les modes de coupe tomographique, laconfiguration du système et l'étalonnage. La figure qui suit présente un schéma deces interactions.

1. Service de l'agent distant2. Mémoire tampon de données natives3. Proxy XI4. Service du reconstructeur5. Moteur de workflow de l'environnement6. Données7. Mode et paramètres

8. Étalonnage

9. Scanners

10. Module avant traitement 1

11. Module avant traitement 2

12. Module du Reconstructor

13. Module après traitement 1

Figure 100 Schéma de l'environnement du reconstructeur et du moteur de workflow

Proxy CRL'interface logicielle permettant d'accéder au reconstructeur est connue sous le nomde serveur mandataire CR. Le serveur mandataire CR est utilisé par diversesapplications telles que les applications d'imagerie et Imager Calibration (Étalonnagede l'imageur) ainsi qu'un bâti de travail du reconstructeur qui est utilisé en rechercheet développement.


Moteur de workflow du reconstructeurLe moteur de workflow du reconstructeur fournit une interface de programmationgénérique pour le développement et l'exécution des modules d'extension quicontiennent les algorithmes effectifs. Cette interface prend en charge :■ La fourniture de modèles de données, par exemple pour des projections, des

étalonnages, des données reconstruites■ Le chargement des modules d'extension et la détermination de leur ordre

d'exécution■ La journalisation des événements du reconstructeur

L'avantage principal du moteur de workflow consiste à résumer le processus dereconstruction en étapes indépendantes. Ceci permet :■ Un développement et une maintenance plus faciles des étapes du processus du

reconstructeur

La souplesse du moteur de workflow a été conçue pour prendre en charge plusfacilement les besoins des chercheurs pour qui il peut être nécessaire d'effectuer uneévaluation indépendante de leurs propres algorithmes de reconstruction. Cettefonctionnalité n'est pas disponible directement pour l'utilisateur clinique moyen.

Algorithmes de reconstructionLe processus de reconstruction CBCT se divise en trois grandes étapes :■ Prétraitement des projections■ Rétroprojection■ Post-traitement du volume 3D reconstruit

Le prétraitement et le post-traitement visent à tenir compte de la nature non idéaledes projections mesurées.

L'entrée de l'algorithme de reconstruction se compose d'images radiographiquesacquises sous divers angles autour de l'objet soumis à l'imagerie. Ces imagesreprésentent en chaque pixel l'intensité mesurée des rayons X d'un faisceauprovenant de la source, traversant l'objet et atteignant le détecteur. D'après la loi deBeer, un faisceau monoénergétique de rayons X avec une énergie (E) est atténué dansun milieu hétérogène (m) sur une trajectoire (l) selon l'équation :

où :■ I0 représente l'intensité du faisceau qui pénètre dans l'objet.


■ u(r,E) représente le coefficient d'atténuation linéaire du milieu à l'énergie E et laposition r=xi+yΔ+zk comme le définit la trajectoire rectiligne l de la source audétecteur.

L'objectif du processus de reconstruction consiste à estimer u(r) à partir de plusieursmesures de projections I prises à des angles différents.

Dans le cas idéal d'un faisceau monoénergétique, d'un détecteur parfaitementlinéaire et de l'absence de diffusion, la reconstruction se traduit par le calcul deln(I0/I), où I0 représente une projection de coupe dans l'air mesurée et I représente lesdonnées de projection mesurées. Le résultat de chaque projection est ensuite filtré etrétroprojeté en utilisant l'algorithme FDK (Feldkamp-Davis-Kress).

En pratique, diverses non-linéarités et imperfections des données de projectionsdoivent d'abord être supprimées. Ces imperfections comprennent :

■ Des erreurs de normalisation entraînant des artefacts en croissant.■ La diffusion qui peut être très significative pour la géométrie CBCT■ Un spectre polyénergétique, ce qui conduit à des artefacts de durcissement de

faisceau.■ Des non-linéarités du détecteur■ Des fluctuations de l'intensité de la source

Remarque : La normalisation de l'air et la correction de diffusion sont traitées par le moduled'extension SC.

PrétraitementLes algorithmes de prétraitement corrigent trois phénomènes physiques qui seproduisent pendant l'acquisition : les erreurs de normalisation basées sur l'angle(module d'extension pour la correction des artefacts en croissant), la diffusion desrayons X (module d'extension SC) et le durcissement du faisceau (moduled'extension ASC). Ces trois modules d'extension améliorent la précision UH etl'uniformité des images CBCT reconstruites :

■ Le module d'extension pour la correction des artefacts en croissant permet decorriger les instabilités géométriques de la source kV en appliquant de légersdécalages Norm Air qui sont tangentiels à la trajectoire de l'acquisition.

■ Le module d'extension SC utilise un modèle noyau pour extraire la contributionde la diffusion des projections acquises. La correction de diffusion réduitégalement beaucoup les bandes dues à la diffusion des rayons X.

■ Le module d'extension ASC utilise un modèle de spectre analytique pour calculerles effets spectraux des divers matériaux (filtres de durcissement du faisceau,filtres papillon, patient, et ainsi de suite) placés sur la trajectoire du faisceau derayons X.


En plus des corrections données par les modules d'extension, ces deux correctionsaméliorent la précision de la mesure des intensités des signaux et normalisent lesprojections :

■ Une coupe tomographique dans l'air acquiert une image du faisceau de rayons Xavec tous les dispositifs de modification du faisceau en place (par exemple, filtresde durcissement du faisceau et filtres papillon) mais sans qu'un patient soitprésent. Cette normalisation tient compte du manque d'uniformité de l'intensitédu faisceau de rayons X, qui est dû principalement à l'effet de talon du tube àrayons X et du filtre papillon.

■ Un signal provenant de la chambre normalisée mesure la sortie de la source derayons X pour chaque impulsion de faisceau. Toute fluctuation d'impulsion àimpulsion dans l'intensité de la source de rayons X est prise en compte ennormalisant les projections les unes par rapport aux autres.

Noyau de reconstructionL'étape de rétroprojection consiste en une série de sous-étapes qui comprennent :

■ Filtrage axial (z) et réduction de l'échantillonnage■ Filtrage transverse axial (convolution)■ Correction de troncature■ Rétroprojection 3D

Plusieurs étapes ont lieu avant la rétroprojection effective pour améliorer la qualitéde l'image reconstruite et réduire la durée de la reconstruction.

Avant la rétroprojection, les données sont filtrées et subissent un échantillonnageréduit pour améliorer les caractéristiques de bruit des images reconstruites et réduirela durée de la reconstruction. Ceci est nécessaire parce que les données brutesprovenant de l'imageur (le détecteur plat PaxScan 4030CB) capturent une résolutionspatiale plus élevée que ce qui est requis pour les reconstructions CBCT. La tailled'un pixel provenant de l'imageur PaxScan 4030CB lorsqu'il est projeté sur l'isocentreest d'environ 0,25 mm. Elle est bien inférieure à la taille de voxel des matrices dereconstruction par défaut, qui sont approximativement de 0,5 mm pour l'acquisitionFull-Fan et de 0,9 mm pour l'acquisition Half-Fan. Par conséquent, pour prévenir lecrénelage dû au bruit tout en maximisant la résolution spatiale, les données deprojections doivent être filtrées pour correspondre aux fréquences spatiales quipeuvent être contenues par l'image reconstruite. Ce filtrage peut être combiné à unediminution de l'échantillonnage pour réduire les durées des rétroprojections.

Si l'objet se prolonge au-delà de la zone couverte par le détecteur dans la directiontransverse axiale, il est impossible d'acquérir un ensemble complet de rayons X etdivers artefacts — tels des non-uniformités UH et des bandes — se produisent. Pourminimiser ces artefacts, les données de projections sont extrapolées et des zérosdoivent leur être ajoutés.


Une fois les projections normalisées et extrapolées disponibles, elles sontrétroprojetées. Parce que le faisceau de rayons X diverge en forme de cône, le champde visualisation de la reconstruction n'est pas complètement cylindrique, maisconique aux extrémités. Un algorithme de rétroprojection 3D prend en compte cettedivergence du faisceau tant en éventail qu'en cône. Le rétroprojecteur reconstruit levolume jusqu'à ce que le diamètre du volume reconstruit soit égal à 50 % dudiamètre du cylindre maximal. Cela accroît la couverture transverse axiale de lacoupe tomographique CBCT d'environ 1,0 cm à 1,5 cm.

Post-traitementLe post-traitement modifie l'image du volume reconstruit pour en améliorer laqualité. Deux types de traitement sont appliqués :■ Mappage des unités Hounsfield■ Suppression des artefacts circulaires

Mappage des unités Hounsfield

Le mappage des unités Hounsfield (UH) met à l'échelle l'intensité des voxels de lamatrice reconstruite pour la faire correspondre à l'échelle Hounsfield. Le systèmeutilise un mappage linéaire (l'intensité est mappée à l'aide d'une ligne droite).

Figure 101 Types de mappage UH utilisés par le module reconstructeur CR

Le mappage linéaire met à l'échelle les valeurs UH. Le mappage linéaire est donné parl'équation : h(p)=k r(p) + m, où h(p) est la valeur UH mappée de la valeur reconstruiter(p) à la coordonnée de pixel p ; k et m sont des coefficients décrivant une lignedroite. La pente et les valeurs de décalage sont obtenues pendant l'acquisition del'insert UH d'un fantôme Catphan 504.Le Tableau 20 Valeurs de l'insert à lapage 205 présente les valeurs caractéristiques de l'insert.


Suppression des artefacts circulaires

La suppression des artefacts circulaires localise les artefacts circulaires et lesremplace par des informations estimées afin de les supprimer. Pour ce faire, la mise àl'échelle de l'intensité est ajustée à l'échelle Hounsfield.

Tableau 20 Valeurs de l'insert

Formule du maté-riau Densité relative Densité électronique

(1023 e/g) Nombre CT estimé

Air 0,00 3,007 -1 000

PMP 0,83 3,435 -200

LDPE 0,92 3,429 -100

Eau 1,00 3,343 0

Polystryrène 1,05 3,238 -35

Acrylique 1,18 3,248 120

Delrin 1,41 3,209 340

Téflon 2,16 2,889 990

Les artefacts circulaires sont corrigés en adoptant une approche similaire à celleutilisée par Sijbers et Postnov (Phys Med Biol 49, n° 14 (2004)) mais avec uneamélioration pour tenir compte d'artefacts circulaires partiels ou non uniformes.

Flux de donnéesIl est utile de comprendre le flux de données pendant le processus de reconstruction.

Le nœud XI acquiert les projections, les stocke dans le cache XI, puis les transfère àl'ordinateur CBCT Reconstructor (Module reconstructeur CBCT) en vue de leurreconstruction. Lorsque les projections atteignent l'ordinateur du reconstructeur,celui-ci met les projections dans une mémoire tampon, les comprime et les enregistresur disque en temps réel tout en les rendant disponibles pour la reconstruction.Comme les projections sont enregistrées sur disque immédiatement, il est faciled'interrompre et de reprendre une coupe tomographique CBCT et ceci s'appliqueégalement à la reconstruction. Cela signifie également qu'après une coupetomographique CBCT, les données de projections sont présentes sur le nœud XI etsur l'ordinateur du reconstructeur.


L'application Imaging demande régulièrement des projections auprès du nœud XIpour indiquer la progression de l'acquisition CBCT. L'application Imaging n'envoieune demande qu'après avoir terminé les autres tâches de façon à ne pas afficherchaque projection. Le nombre exact de projections affichées varie selon la vitesse del'ordinateur qui héberge l'application Imaging ainsi que du nombre d'autres tâchesque l'application Imaging doit effectuer.

Les projections sont stockées dans un format interne — XIM — qui contient un en-tête suivi des données de pixels dans un format comprimé. La taille d'une projectiontype est de 1 Mo environ ; une acquisition CBCT complète à 360° utilise environ1,1 Go d'espace disque (soit l'équivalent de 850 projections). Les acquisitions decourte durée (des acquisitions en mode Tête par exemple) génèrent 40 % de donnéesde projection en moins.

Pour associer correctement les images reconstruites au patient, le logiciel CBCTReconstructor produit un identifiant de reconstruction (ReconstructionID) pendant laconfiguration de la coupe tomographique CBCT et partage cette valeur avecl'application Imaging. Lorsque le reconstructeur effectue la reconstruction de lacoupe tomographique, l'application Imaging vérifie l'identifiant ReconstructionIDavant d'accepter l'ensemble de données CBCT du reconstructeur. Le système XI et lereconstructeur CBCT partagent tous deux un identifiant d'acquisition(AcquisitionID) pour assurer que les bonnes projections sont utilisées dans lareconstruction. Sans correspondance de AcquisitionID ou de ReconstructionID, lesprojections sont supprimées. Par conséquent, une copie manuelle d'un ensemble deprojections dans un autre répertoire de l'ordinateur du reconstructeur et unetentative de reconstruction entraîneront une suppression des projections copiées.


Chapitre 14 Application Advanced Reconstructor

À propos de l'application Advanced ReconstructorAdvanced Reconstructor (AR) est une application autonome installée sur le systèmeet capable de reconstruire les images CBCT hors ligne. Les données CBCT sontacquises au moyen de l'application Imaging au cours des opérations cliniques deroutine ainsi qu'à d'autres moments ultérieurs. Les données stockées dans le modulereconstructeur CBCT peuvent être re-reconstruites à l'aide de l'application AR.

AR est actuellement une interface du reconstructeur CBCT qui permet d'accéder auxalgorithmes de reconstruction avancée déjà intégrés dans le reconstructeur CBCT,mais qui ne sont pas accessibles depuis l'application Imaging. AR inclut un moded'examen dans lequel les résultats des nouvelles reconstructions peuvent êtreconsultés. La reconstruction ainsi obtenue peut être enregistrée dans le systèmed'informations ou enregistrée localement sur le poste de travail.

Les acquisitions CBCT non standard doivent utiliser les algorithmes dereconstruction avancée. Seules les images CBCT acquises au moyen des modes CBCT« 4D » peuvent être utilisées pour les reconstructions 4D CBCT. De leur côté, lesmodes CBCT « 4D » ne sont disponibles qu'avec des traitements synchronisés. Cetterestriction s'explique par le fait que le signal respiratoire émanant de la caméraoptique est requis pour trier les projections avant la reconstruction 4D CBCT. Lesacquisitions multiples ne peuvent être reconstruites qu'à partir d'acquisitions CBCTpossédant le même IUD d'événement d'irradiation (une balise DICOM). Cette balisen'est ajoutée qu'aux acquisitions CBCT qui ont été acquises de manière séquentielle etque l'opérateur a prédéfinies pour qu'elles soient liées en sélectionnant le boutonEnable Multi Scan (Autoriser acquisitions multiples) dans l'application Imaging.Dans ces conditions d'acquisition, la relation géométrique entre les deux acquisitionsest connue et une acquisition CBCT multiple peut être reconstruite.

Intégration de l'application Advanced Reconstructor dansle système

Un schéma illustrant comment l'application Advanced Reconstructor s'intègre dansle système est présenté à la Figure 102 à la page 208. L'application AdvancedReconstructor se connecte au reconstructeur CBCT. AR a la possibilité d'accéder ausystème de fichiers du reconstructeur CBCT dans lequel les données brutes(projections), les modes de reconstruction et les étalonnages sont enregistrés. AR seconnecte également à ARIA Radiation Therapy Management (ARIA RTM) via leservice DICOM Stream.

Chapitre 14 Application Advanced Reconstructor 207

Remarque : La communication entre AR et ARIA RTM est unidirectionnelle. AR ne peut paslire d'images provenant du système d'informations et peut uniquement enregistrer desrésultats reconstruits destinés au système d'informations.

1. Ordinateur de la console2. Application Treatment3. Console SMC4. Étalonnage de l'application Patient

Verification

5. Application Patient Verification6. Advanced Reconstructor7. Base de données ARIA8. XI9. CR

Figure 102 Intégration au système

Algorithmes utilisés dans l'application AdvancedReconstructor

Les algorithmes de l'application Advanced Reconstructor sont utilisés à différentsniveaux : standard, pendant les acquisitions multiples, durant l'acquisition 4D CBCTet lors de la reconstruction 4D avancée.

Reconstruction 3DLa reconstruction 3D assurée par l'application AR représente la reconstructionstandard disponible dans l'application Imaging. Elle se base sur les algorithmesdécrits dans la section incluant le « Schéma du processus de reconstruction » dans lechapitre consacré au reconstructeur CBCT.


Reconstructions d'acquisitions multiples 3D (longue durée, fusionnée,assemblée)

Les acquisitions CBCT obtenues via l'application Imaging alors que le bouton EnableMulti Scan (Autoriser acquisitions multiples) est sélectionné peuvent être fusionnéesen un seul volume lors de la reconstruction. On parle alors généralement dereconstruction d'acquisitions multiples, de reconstruction fusionnée, dereconstruction longue durée, ou d'assemblage du volume. La fonction d'acquisitionsmultiples disponible dans l'application Imaging garantit que toutes les images d'uneacquisition multiple sont marquées avec le même IUD d'événement d'irradiation. Deplus, la fonction d'acquisitions multiples aide l'utilisateur à acquérir une séried'images couvrant des volumes contigus en simplifiant la sélection de différentespositions d'acquisition. La reconstruction d'acquisitions multiples offre la possibilitéde fusionner ces acquisitions, quel que soit le mode d'acquisition utilisé pour lesacquérir. Par exemple, une image Full-Fan (mode « Tête ») couvrant la tête et une ouplusieurs images Half-Fan (mode « Thorax » ou « Pelvis ») couvrant le corps peuventêtre fusionnées pour obtenir une reconstruction d'acquisitions multiples.

Acquisition 4D CBCT et reconstruction de baseSur le plan conceptuel, 4DCBT est réalisé en suivant les mouvements respiratoires dupatient et en repérant chaque projection en fonction de la phase respiratoire. Lesprojections de phases respiratoires similaires sont regroupées dans ce que l'onappelle des intervalles de phase. Dans le schéma de la reconstruction 4D de base, lesprojections d'un intervalle de phase sont reconstruites en un volume de phasereprésentant la phase respiratoire correspondante. Ensemble, les volumes de phaseforment l'acquisition 4D.

Le nombre d'intervalles de phase correspond au nombre de phases respiratoires. Lalargeur des intervalles de phase (indiquée en % du cycle respiratoire) peut êtremodifiée indépendamment. Les modes 4D préinstallés comptent généralement10 phases d'une largeur de 10 %. L'augmentation de la largeur (à 15 % par exemple)entraîne un chevauchement de 2,5 % des intervalles de phase avec les intervallesvoisins de chaque côté (les experts peuvent utiliser cela pour ajuster la résolutiontemporelle de façon à réduire les stries de dispersion).


L'application Imaging est dotée de modes d'acquisition 4D CBCT préinstallés danslesquels il est possible de réduire la vitesse de rotation du bras pour que les plages detemps d'acquisition soient comprises entre 90 et 180 secondes. De cette manière, lebras progresse moins vite d'un cycle respiratoire au suivant et, en conséquence, lesangles des projections relevant du même intervalle de phase sont distribués plusuniformément. Cette réduction de la vitesse du bras est l'une des différencesfondamentales du 4DCBCT par rapport au 4DCT (hélicoïdal) où la rotation du brasest accélérée autant que possible dans le but de capturer toutes les projections d'unesection d'acquisition dans la même phase respiratoire.

Reconstruction 4D avancéeLe principe de la reconstruction 4D avancée a été initialement proposé pourl'imagerie cardiaque par McKinnon et Bates (voir McKinnon et al., Towards imagingthe beating heart usefully with a conventional CT scanner, IEEE Trans Biomed Eng,BME-28 no. 2, (1981): 123–127).

Au cours d'une première étape, toutes les projections sont utilisées pour reconstruireun volume 3D qui présente des flous dus aux mouvements. On parle alors de volumeantérieur ou simplement d'antérieur.

Le volume antérieur est projeté en avant selon les mêmes angles que les données deprojection originales afin de créer un ensemble de « projections floues ».Cesprojections sont ensuite soustraites des projections originales (« nettes ») pour créerdes projections de « différence » dont la qualité est améliorée afin d'effacer lesartefacts de mouvements. Ces projections de différence sont ensuite triées par phaseet chaque groupe de phase est reconstruit à l'aide d'un algorithme mis au point parFeldkamp, Davis et Kress. Les images de différence associées par phase et présentantune correction des artefacts de mouvements ainsi obtenues sont nominalement nullesdans les régions où aucun mouvement n'a été détecté et sont donc dépourvuesd'artefacts visuels de repliement dans ces régions. S'agissant des pixels laissantapparaître des mouvements, les images de différence ne sont pas nulles et reflètentdes dissimilitudes par rapport au volume antérieur. Pour chaque phase, les imagesde différence sont ensuite ajoutées à l'image antérieure originale pour créer uneimage corrélée à la phase finale. Dès lors, dans les régions ne laissant apparaîtreaucun mouvement, les images corrélées à la phase finale diffèrent légèrement del'image antérieure (de meilleure qualité), et dans les régions laissant apparaître desmouvements, les images corrélées à la phase finale ressemblent plus étroitement auximages obtenues à partir d'une reconstruction 4D de base. Voici une représentationvisuelle du processus :


1. Sinogrammes originaux – phase unique2. Sinogrammes reprojetés – phase unique3. Sinogramme de différence4. Phase floue5. Roue de wagon − Reconstructions

originales striées de chaque phase6. Phase floue7. Images corrélées des phases finales

8. Reconstruction floue originale(Antérieure)

9. Image de différence avec amélioration desmouvements

10. Images finales sans strie pour chaquephase

11. Combinaison de toutes les phases

Figure 103 Reconstruction McKinnon-Bates

Les améliorations suivantes apportées à l'algorithme McKinnon-Bates (MKB)d'origine ont été mises au point et publiées par Zhen, Sun, Pavkovich et Star-Lack en2011 (voir Fast 4D Cone-Beam Reconstruction Using the McKinnon-Bates Algorithmwith Truncation Correction and Non Linear Filtering, SPIE Proceedings (2011)).

1. Augmentation de la précision des mouvements dans les images corrélées à laphase finale en supprimant les stries de l'image antérieure avant de réaliser laprojection en avant.

2. Réduction des stries dans les images corrélées à la phase via la correction de latroncature. Les images de différence présentant une correction des artefacts demouvement ont été soumises à un filtrage médian, ce qui a entraîné uneréduction du bruit pour les tissus statiques sans aucune pénalité visible pour larésolution spatiale.


Applicabilité et limitations des techniques d'acquisitionLes algorithmes décrits ci-dessus ont été testés dans des conditions standard. Cesconditions sont décrites dans cette section. Toute déviation de ces conditions estsusceptible d'empêcher l'application AR de générer des reconstructions oud'entraîner une mauvaise qualité des images CBCT.

Directives générales pour l'ensemble des techniques d'acquisition■ Les techniques de reconstruction 3D standard (Schéma du processus de

reconstruction/Reconstruction 3D) sont contenues dans le pack de base. Lestechniques de reconstruction avancée décrites dans le chapitre consacré àl'application Advanced Reconstructor nécessitent une licence logicielle spécifique.

■ L'application AR peut uniquement reconstruire des acquisitions qui ont étéacquises en utilisant l'application Imaging. Les acquisitions non cliniques (parexemple, acquisitions test dans l'environnement d'étalonnage de l'imageur) nepeuvent pas être reconstruites à l'aide de l'application AR.

■ Les acquisitions CBCT ne sont disponibles pour l'application AR que pour unedurée limitée. La suppression d'acquisitions se produit lorsque l'espace disquedédié au stockage des acquisitions réalisées dans le reconstructeur CBCT estsaturé. Les acquisitions les plus anciennes sont supprimées les premières. La taillede l'espace disque peut être modifiée dans l'onglet Reconstructor (Modulereconstructeur) de la console de gestion de la maintenance.

■ Des implants métalliques tels que des plombages dentaires ou des prothèses dehanche peuvent engendrer d'importants artefacts.

■ Les acquisitions de patients corpulents peuvent présenter une qualité d'imagemoindre. VMS recommande d'employer des modes d'acquisition prédéfinisappropriés (tels que Pelvis Obese avec 140 kV) et/ou d'accroître l'exposition(mAs). L'éditeur de modes peut être utilisé pour créer des modes personnalisésreprenant les paramètres préférés.

■ Une attention spéciale doit être accordée aux patients de petite corpulence afin debien contrôler la dose qu'ils reçoivent. Varian recommande d'utiliser l'éditeur demodes pour créer des modes d'acquisition appropriés correspondant à lacorpulence spécifique des patients. La Society for Pediatric Radiology(http://www.pedrad.org) fournit des directives complètes à cette fin.

■ La meilleure qualité d'image CBCT possible est obtenue si la coupe transversaledu patient est contenue à l'intérieur du diamètre d'acquisition des données(images non tronquées). Dans la pratique, ce principe peut être négligéintentionnellement (par exemple, en utilisant le mode Pelvis Spotlight) ou demanière non intentionnelle (par exemple, si un patient est traité dans une positionexcentrée). Cela peut entraîner l'altération de la qualité de l'image. La qualité des


http://www.pedrad.org

reconstructions 4D avancées est davantage affectée par la troncature que par lesreconstructions 3D ou 4D de base.

■ La meilleure qualité des images CBCT pouvant être obtenue dans des acquisitions3D est réalisée via un espacement angulaire de 0,4 degré (ou moins) entre lesprojections. Tous les modes d'acquisition 3D prédéfinis sont conçus pourrépondre à cette condition, en faisant pivoter le bras de 6 degrés/s et en procédantà l'acquisition de projections CBCT à une cadence de 15 trames/s. Les experts à larecherche de leur propre compromis entre la vitesse de reconstruction (ou taillede stockage) et la qualité d'image peuvent modifier la vitesse du bras et/ou lacadence d'acquisition des trames. Il leur est conseillé d'adapter la dosed'impulsion (mA x ms) au nombre de projections afin de conserver une dosed'acquisition constante. Par exemple, dans les acquisitions pulmonaires 4D CBCT,la qualité de l'image dépend davantage du nombre de cycles respiratoiressurvenant au cours de l'acquisition que du nombre total de mAs utilisé au coursde l'acquisition. Cela s'explique par le fait que des stries dues aux mouvements etnon au bruit tendent à obscurcir davantage l'anatomie du patient dans lesreconstructions obtenues. En conséquence, il est généralement possible de réduirela valeur mAs des acquisitions 4D CBCT en réduisant la cadence d'acquisition destrames pour un impact minimal sur la qualité de l'image.

Directives spécifiques pour les techniques d'acquisition 4D■ L'acquisition 4D-CBCT requiert un plan synchronisé.■ Les marqueurs de fiducie radio-opaques ne sont pas correctement représentés

dans les reconstructions 4D avancées en raison du mauvais calcul de leurmouvement. Pour mieux voir les marqueurs de fiducie, Varian recommanded'utiliser des techniques d'acquisition 4D avec une très faible rotation du bras(2 degrés/s) combinée à la technique de reconstruction 4D de base.

■ La rotation du bras doit être adaptée à la période respiratoire du patient de sorteque les acquisitions à 360 degrés (par ex., Thorax 4D) couvrent au moins 20 cyclesrespiratoires. Les acquisitions réalisées sur moins de 20 cycles respiratoiresprésentent souvent des stries dues aux mouvements. L'éditeur de modes peut êtreutilisé pour créer des modes personnalisés correspondant aux périodesrespiratoires spécifiques. Même si le nombre de cycles respiratoires paracquisition s'avère suffisant, il est possible que des stries résiduelles subsistent.

■ Toutes les techniques d'acquisition 4D supposent une respiration périodique.Toute respiration non périodique (ce qui inclut la variation ou la magnitude de lapériode de respiration , une dérive de la ligne de référence des positions desorganes, etc.) peut conduire à une altération de la qualité de l'image (flous et striesdus aux mouvements). Même si les conditions de périodicité sont remplies, desstries résiduelles peuvent subsister.


Utilisation de l'application Advanced ReconstructorAdvanced Reconstructor peut être lancé depuis le menu du mode principal.L'application propose deux modes : le mode Reconstruction et le mode Review(Consultation).

En mode Reconstruction, l'utilisateur peut sélectionner un patient ainsi qu'uneacquisition déjà présente sur le poste de travail du reconstructeur CBCT afin de lareconstruire avec les techniques et les paramètres correspondants disponibles. Aprèsla reconstruction, l'acquisition de l'ensemble de données DICOM peut êtreenregistrée, soit dans la base de données, soit dans le système de fichiers local.

En mode Review (Consultation), l'utilisateur peut charger des ensembles de données3D ou 4D générés précédemment par l'application AR à partir du système de fichierslocal.

Sélection de patients et d'acquisitionsAu lancement de l'application AR, l'utilisateur peut choisir entre le ReconstructionMode (Mode Reconstruction) et le Review Mode (Mode Consultation). Tous deuxsont disponibles en cliquant sur la flèche de menu déroulant du bouton Open RawData (Ouvrir données brutes), comme illustré ci-dessous. Il est possible d'accéder aumode Reconstruction en sélectionnant Raw Data from Reconstructor (Donnéesbrutes du module reconstructeur), et au mode Review (Consultation) ensélectionnant Reconstructed Data from Disk (Données reconstruites à partir dudisque).

Figure 104 Open Raw Data (Ouvrir données brutes)


Après avoir présélectionné Raw Data from Reconstructor (Données brutes dumodule reconstructeur), cliquez sur Open Raw Data (Ouvrir données brutes) pourlancer le Patient Explorer, qui offre la possibilité de sélectionner un patient et uneacquisition spécifiques. Plusieurs acquisitions du même patient peuvent êtresélectionnées en gardant la touche Control appuyée et en sélectionnant lesacquisitions souhaitées. L'ouverture de plusieurs acquisitions est une fonction qui estutile pour exécuter des reconstructions de lots, c'est-à-dire des reconstructionsmultiples d'acquisitions identiques ou différentes. Des acquisitions présentant desvaleurs d'événement d'irradiation identiques peuvent faire l'objet d'unereconstruction fusionnée.

Figure 105 Sélection d'une acquisition dans Patient Explorer

Créer et renommer des reconstructionsÀ l'ouverture d'une acquisition, une vue d'ensemble latérale et verticale de la surfacedu corps acquise s'affiche à l'écran. Dans les faits, ces vues d'ensemble ressemblentbeaucoup aux topogrammes qui peuvent être acquis en option depuis l'applicationPVA. Néanmoins, ces vues d'ensemble sont générées au moyen d'une projectionparallèle au moment de la première reconstruction (exécutée à partir de l'applicationImaging). En dessous des volets Lateral (Latéral) et Vertical figurent les AcquisitionParameters (Paramètres d'acquisition). Les paramètres Prospective (Prospectif)correspondent aux paramètres prédéfinis dans le mode d'acquisition utilisés, tandisque les paramètres Effective (Effectif) correspondent aux paramètres effectivementutilisés lors de l'acquisition. Le schéma à droite illustre le déplacement du bras (enjaune) et de la source kV (en blanc). Le point vert correspond à l'angle de départ,tandis que le point rouge correspond à l'angle d'arrêt.


Figure 106 Vue d'ensemble et paramètres d'acquisition d'une acquisition simple

Dans le volet de gauche, les acquisitions ouvertes sont visibles et mentionnent lesdates d'acquisition correspondantes. Lorsque plusieurs acquisitions partagent lemême UID d'événement d'irradiation, elles sont regroupées au sein du même cadregris. La sélection des acquisitions peut être réduite en cliquant sur la flèche degauche. Ce faisant, les vues d'ensemble Lateral (Latéral) et Vertical représenteront latotalité du volume à fusionner et une reconstruction assemblera ces acquisitionstoutes ensembles. Qui plus est, les Acquisition Parameters (Paramètres d'acquisition)des acquisitions sélectionnées pourront être consultés sous la forme d'un tableau.


Figure 107 Vue d'ensemble et paramètres d'acquisition d'une acquisition multiple

Une nouvelle reconstruction peut être ajoutée en cliquant sur le bouton Add 3DReconstruction (Ajouter reconstruction 3D) situé en bas à gauche. Lorsque ce boutonest actionné, la ROI à reconstruire apparaît dans les vues d'ensemble Lateral (Latéral)et Vertical, et les Reconstruction Parameters (Paramètres de reconstruction)s'affichent à l'écran. Dans le volet de gauche, le nouvel élément de reconstruction estvisible. En double-cliquant sur son nom Default (Par défaut), il est possible derenommer la reconstruction.


Figure 108 Définition du nom d'une nouvelle reconstruction

Si l'acquisition a été acquise avec des informations sur le gating respiratoire, il estpossible de choisir entre la reconstruction 3D et la reconstruction 4D au niveau de laflèche déroulante : cliquez sur Add 4D Reconstruction (Ajouter reconstruction 4D).

Figure 109 Ajout d'une reconstruction 4D

Ajustement des paramètres de reconstruction

Reconstructions 3DLes paramètres de reconstruction peuvent être ajustés dès lors qu'une reconstructionest ajoutée.

Pour les reconstructions 3D, les paramètres qui suivent peuvent être définis :■ Reconstruction Mode (Mode de reconstruction) : décrit le type de reconstruction

utilisé. Seul Default (Par défaut) est disponible pour la reconstruction 3D.


■ Reconstruction Filter (Filtre de reconstruction) : type de filtre de convolutionutilisé, défini selon une échelle allant de lisse à ultra net définissant le compromisentre bruit et résolution spatiale.

■ Ring Suppression (Suppression des artefacts circulaires)■ Matrix size (Taille de matrice) : décrit le nombre de pixels le long de l'axe X/Y que

comprend la vue transaxiale.■ Slice thickness (Épaisseur de coupe) : décrit la taille des voxels dans la direction

longitudinale (-Z).■ VOI X, Y and Z (VOI X, Y et Z) : taille physique du volume d'intérêt reconstruit en

cm. Les modifications apportées à ces paramètres peuvent être observées dans lesrectangles rouges superposés sur les vues d'ensemble qui représentent le VOIfaisant l'objet de la reconstruction. À l'inverse, les modifications manuellesapportées au VOI superposé ont une incidence sur les paramètres calculés dans levolet en dessous.

■ VOI X, Y and Z Offset (Décalage VOI X, Y et Z) : décalage physique, en cm, entrele centre de la reconstruction et le centre d'acquisition

Figure 110 Planification et définition des paramètres du VOI pour une reconstruction 3D


Reconstructions 4DDans les reconstructions 4D, des paramètres supplémentaires pour la définition desintervalles temporels peuvent être spécifiés :■ Number of Phases (Nombre de phases) : nombre d'intervalles dans lesquels les

projections seront regroupées. Les phases définissent implicitement le nombred'ensembles de données, ou les phases respiratoires, qui seront reconstruites.

■ Phase Bin Width (Largeur de l'intervalle de phase) : largeur, en pourcentage, dechaque intervalle de phase. Elle ne doit pas nécessairement consister à diviser100 % par le nombre de phases. Dès lors, un chevauchement ou un fossé peutapparaître entre les phases reconstruites.

■ Initial Phase Offset (Décalage phase initiale) : ce paramètre introduit un décalagede phase par rapport à la position du premier intervalle temporel.

■ Gating Method (Méthode de gating) : à ce jour, seule la méthode de gatingPhaseCorrelated (Corrélation des phases) est disponible.

Enregistrement de reconstructionsLes reconstructions peuvent être enregistrées dans la base de données ou dans lesystème de fichiers du poste de travail.

Le bouton en bas à droite de l'application offre deux possibilités.

Quitter l'application AR ou ouvrir un nouveau dossier patient sans enregistrer lesreconstructions effectuées dans la base de données entraînera l'affichage de l'alerterelative aux données non enregistrées


Figure 111 Alerte relative aux données non enregistrées

Réalisation de reconstructions par lotsPlusieurs reconstructions issues de la même acquisition peuvent être réalisées enparallèle, c'est-à-dire en mode Batch (Lot).

1. Sélectionnez la reconstruction cible dans le volet de gauche en cliquant surControl

2. Cliquez sur les reconstructions.3. Appuyez sur le bouton Start (Début).

Grâce à cette fonction, il est possible de comparer des reconstructions réalisées àl'aide de techniques, de paramètres et de volumes d'intérêt différents.


Figure 112 Sélection de reconstructions multiples

La progression des reconstructions peut être suivie grâce à leur icône, comme lemontre la figure ci-dessous. Le sablier indique que l'ensemble de données estactuellement en cours de reconstruction. La coche signale les ensembles qui ont déjàété reconstruits tandis que la punaise indique les ensembles qui sont en passe d'êtrereconstruits. En cliquant sur la reconstruction assortie du sablier, il est possible devisualiser sa progression individuelle dans la barre de progression située en bas duvolet principal.


Figure 113 Lot avec plusieurs reconstructions en cours

Examen des reconstructionsLes reconstructions peuvent être examinées dès lors qu'elles sont achevées ouultérieurement dans le mode Review (Consultation), dès lors qu'elles ont étéenregistrées dans le système de fichiers local.

Lorsqu'une reconstruction 3D est achevée, la visionneuse OrthoViewer 3D s'affiche etplusieurs outils d'interaction standard sont disponibles. Cela apparaît sur la figure ci-dessous.


Figure 114 Orthoviewer

Lors d'une reconstruction 4D, le lecteur d'animation (lecteur 4D) offre la possibilitéd'afficher les différentes phases respiratoires de manière séquentielle. Les volumespeuvent être affichés à différentes vitesses et définis dans la boucle, comme l'illustrela figure ci-dessous.


Figure 115 Lecteur 4D

Pour consulter les données à partir du système de fichiers local, il est nécessaire denaviguer en mode Review (Consultation). Pour ce faire, cliquez sur la flèche de menudéroulant située en bas à gauche et sélectionnez Reconstructed Data from Disk(Données reconstruites à partir du disque).

Chargement de données à partir du système de fichiers local

Pour consulter les données à partir du système de fichiers local, il est nécessaire denaviguer en mode Review (Consultation). Pour ce faire, cliquez sur la flèche de menudéroulant située en bas à gauche et sélectionnez Reconstructed Data from Disk(Données reconstruites à partir du disque).

Figure 116 Charger des données à partir du système de fichiers local


En cliquant sur Open Reconstructed Data (Ouvrir données reconstruites), unenouvelle boîte de dialogue, appelée Volume Explorer (Explorateur de volumes),s'affiche à l'écran. Dans cette boîte de dialogue, l'utilisateur peut basculer entre TDS\Input\AR\Reconstructions et TDS\Output\AR\Reconstructions dans lesystème de fichiers local pour choisir l'emplacement dans lequel ont été enregistrésles ensembles de données voulus. La recherche d'ensemble de données DICOM seraensuite récursive, ce qui signifie qu'elle sera réalisée dans le dossier et dans ses sous-dossiers. L'utilisateur voit les volumes regroupés par Patients et peut ouvrir un ouplusieurs volumes du même patient.

Lorsqu'un volume est ouvert, il peut être consulté dans la visionneuse Orthoviewer(3D) ou dans le lecteur 4D.


Annexe A Dépannage

DépannageCe chapitre contient des informations supplémentaires sur le matériel du systèmed'imagerie radiographique (XI), le système de bras de l'unité de positionnement (PU),XI Service, la caméra stéréo et IsoCal, ainsi que la façon d'accéder aux informationssur le dépannage et le diagnostic et de les utiliser.

Pour une description générale des fonctionnalités de dépannage, y compris desmessages d'erreur, des journaux système, des journaux d'événements et desenregistrements, reportez-vous à la publication qui suit : Manuel de référence techniqueTrueBeam — Volume 1.

Bloc d'alimentation XI (XI PSU)Le bloc d'alimentation XI (XI PSU) comprend quatre sorties sur le panneau arrière, deOUT1 à OUT4, chacune à 24 V (de gauche à droite sur la figure ci-dessous). La sortie1 alimente la caméra stéréo et la sortie 2 l'imageur kV ; les sorties 3 et 4 sont réservéesà une utilisation future.

Figure 117 Bloc d'alimentation XI — Panneau arrière

Le panneau avant du bloc d'alimentation XI comporte deux voyants DEL par sortie :■ La DEL verte ON (MARCHE) indique que la sortie correspondante est activée.■ La DEL jaune FAIL (ERREUR) indique une chute de la tension de sortie au-

dessous d'un seuil.

Figure 118 Bloc d'alimentation XI — Panneau avant

Annexe A Dépannage 227

Tableau 21 Tension de sortie des DEL FAIL

DEL FAIL Tension de sortie

Minimum Typique Maximum

Alumée 24,0 V 24,6 V 25,2 V

Éteinte 23,4 V 24,0 V 24,6 V

La DEL Mains (secteur) indique la présence de l'alimentation secteur (commutable aumoyen de l'interrupteur d'alimentation secteur sur la plaque avant). Pour de plusamples détails sur les caractéristiques de fonctionnement du bloc d'alimentation XI,voir la section Spécifications à la page 240.

Connecteurs du nœud XIL'arrière du nœud XI fournit les connecteurs aux sources d'imagerie et aux réseauxde commande et de données d'images. Les emplacements des connecteurs depuis etvers le nœud XI sont illustrés sur la figure ci-dessous.

I/Omodule

MVmodule

Single boardcomputer (SBC)

kVmodule

D

GE

A

F

B C

H

I

A Liaisons avec la caméra, avec transfert des données d'images en temps réel à 2 Gbps (pour utilisationultérieure) B Entrée/sortie du réseau sous-systèmes C Liaison avec la caméra stéréo et le bloc d'alimentation

XI (XI PSU) D Interface RS 485 avec la DU E Liaison active vers l'unité de numérisation (DU) F Imageur kV(PaxScan 4030) G Générateur kV et chambre Norm H Réseau en temps réel (Ethernet) I Réseau d'imagerie

(1 Gbit/s)

Figure 119 Connecteurs à l'arrière du nœud XI

Onglet Readouts dans l'outil Service/XILe système d'historique XI recueille les indications données par la machine quant àl'utilisation du système et des ressources, comme des informations sur l'utilisation del'unité centrale, de la mémoire et du réseau, les températures, la vitesse duventilateur, les tensions MV, la chambre normalisée kV, le détecteur de courant et legénérateur kV. Vous pouvez récupérer, afficher et analyser ces données (entréespersistantes et temporaires) à l'aide de l'onglet Readouts (Indicateurs).


Figure 120 Service > XI Tab > Readouts Tab > Generic Tasks (Service > onglet XI > ongletIndicateurs > Tâches génériques) (écran de gauche)

Pour afficher les indicateurs :

1. Sur le poste de travail Treatment, sur l'écran Select Major Mode (Sélection dumode principal), sélectionnez Service.

2. Saisissez votre nom d'utilisateur et votre mot de passe.

L'application Service s'ouvre.3. Dans l'écran Service, cliquez sur l'onglet XI, puis sur l'onglet Readouts

(Indicateurs).

Les différents indicateurs sont classés et répartis dans les onglets Generic(Générique), MV et kV.

4. Cochez une option pour ajouter les indicateurs correspondants à la zoned'affichage de droite.

La zone d'en-tête affiche l'heure de la dernière lecture et les valeurs les plusrécentes. Si une valeur est hors plage, son arrière-plan est orange.

5. Utilisez l'option Timescale (Échelle de temps) pour changer la période(individuelle ou prédéfinie) des graphiques des indicateurs si vous le souhaitez.


Voyants DEL d'état et de diagnostic du PUEn cas d'échec de l'application Service/PU, le personnel technique en charge duservice Varian peut utiliser les voyants présents sur le nœud de commande desdéplacements de l'unité de positionnement pour déterminer l'état du système interneet diagnostiquer les anomalies de l'unité de positionnement. Le nœud de commandedes déplacements PU consiste en un ensemble de cartes de commande situées dans lebras et en leurs homologues de support du nœud situés dans le plateau 3U dans lasalle de la console.

Pour accéder aux voyants DEL d'état et de diagnostic de l'unité depositionnement :

1. Retirez le capot du bras.2. Retirez le blindage des nœuds de l'unité de positionnement.

À ce stade, certaines DEL (FPGAOK, 24 V et STAT1, ainsi que de 48 V et 96 V)sont déjà visibles.

Remarque : Les DEL sont soit allumées en vert, soit estompées.

3. Retirez les vis Allen à l'avant du bâti.4. Faites coulisser le bâti en direction de la table.

Les voyants DEL sont visibles à travers une fenêtre sur le dessus du nœud decommande des déplacements de l'unité de positionnement.

Tableau 22 Affichage de l'état de l'unité de positionnement

Libellé de la DEL Signification du voyant DEL

24 V Alimentation de 24V présente pour le contrôleur.

FPGAOK FPGA en cours d'exécution dans le contrôleur.

STAT1 Lien HSSB établi et en ordre.

48 V, 96 V Alimentation de la carte de pilotage de moteur présente.


Tableau 23 Voyants DEL d'état et de diagnostic de l'unité de positionnement

DEL Color (Cou-leur) Libellé de la DEL Signification du voyant DEL

D40 MEZZ_S1 DEL contrôlée par carte Mezzanine



D1 FPGA HRTBT Battement cardiaque actif (clignotant)

D2 FPGA FPGAOK Chargement FPGA réussi

D3

LOOP-CMD

PEL Commande de la boucle d'activation de l'ali-mentation

(allumé si la boucle est fermée par la PU)

D4 MEL Commande de la boucle de validation desmouvements


D5 BEL Commande de la boucle d'activation dufaisceau MV


D6 KVBEL Commande de la boucle d'activation dufaisceau kV


D7 SPEL Commande de la boucle d'activation de se-cours




D8

LOOP- ACT

PEL État effectif de la boucle d'activation de l'ali-mentation :

la boucle d'activation de l'alimentation estfermée.

D9 MEL État effectif de la boucle de validation desmouvements :

la boucle de validation des mouvements estfermée.

D10 BEL État effectif de la boucle d'activation du fais-ceau MV :

la boucle d'activation du faisceau MV estfermée.

D11 KVBEL État effectif de la boucle d'activation du fais-ceau kV :

la boucle d'activation du faisceau kV estfermée.

D12 SPEL État effectif de la boucle d'activation de se-cours :

la boucle d'activation de secours est fermée.

D13

CAN

SUB TX/RX Activité sur le réseau CAN du réseau desous-système (clignotant)

D14 LOC TX/RX Activité sur le réseau CAN du réseau local(clignotant)

D15 PEND TX/RX Activité sur le réseau CAN de la poignée deservice (clignotant)

D16 Stand-alone (Auto-nome)

L'unité de positionnement est en mode au-tonome, la poignée de commande de serviceest connectée (vert vif si branchée).

D17 S-Pend. motion enable(Validation des mouve-ments poignée S)

Les barres de validation des mouvementsde la poignée de commande de service sontactionnées et maintenues enfoncées (vert vifsi les barres sont actionnées).

D18 Elbow enc. index (Indexenc. coude)

L'index de l'encodeur de coude est actif(vert vif si l'encodeur est sur la position del'index).

D19 Wrist enc. index (Indexenc. poignet)

L'index de l'encodeur de poignet est actif(vert vif si l'encodeur est sur la position del'index).



D20 Elbow overload (Sur-charge du coude)

Le capteur de surcharge du coude est actif.

La surcharge du coude détériore les engre-nages ; contactez directement le service cli-entèle de VMS.

D21 Collision U-arm (Colli-sion bras S)

Collision sur le bras supérieur.

Éliminez la cause de la collision. En cas dedégâts importants, contactez le service cli-entèle de VMS.

D22 Collision F-arm (Colli-sion avant-bras)

Collision sur l'avant-bras.


D23 Collision det/source(Collision dét/source)

Collision sur le détecteur kV (KVD) ou lasource kV (KVS).


D24 Collisiom override (Ou-trepassement des colli-sions)

Système anticollision outrepassé

D25 HSSB HSSBOK Lien HSSB établi

D26 HSSB HSSB TX / RX Trafic sur HSSB

D27 Spare_4 (Réserve_4) DEL de réserve



D30 SPLD blocks motion (LeSPLD bloque les mou-vements)

Le PLD de sûreté bloque tous les mouve-ments.

D33 Sensor supply 5VDC(Alimentation capteur5 Vc.c.)

L'alimentation 5 Vc.c. du capteur du bras estdisponible.


Voyants DEL dans la caméra stéréoLe corps de la caméra stéréo présente un capteur de position à chaque extrémité, etdes voyants DEL et une source laser au centre. En outre, la caméra est dotée d'uncapteur anticollision interne.

Sous les DEL se trouve un bouton permettant d'activer le laser de la caméra pourfaciliter le positionnement. Lorsque ce bouton est actionné, le laser reste allumé.

1. Ouverture du laser2. DEL d'alimentation (verte)3. Bouton d'activation du laser4. DEL d'état (verte)5. DEL d'erreur (orange)

Figure 121 Boutons et voyants DEL indicateurs de la caméra stéréo

Tableau 24 Voyants DEL et états

DEL d'ali-mentation DEL d'état DEL d'erreur Status (État)

Clignote (N'importequel état)

(N'importequel état)

Le système de caméra est en cours de préchauffage.Une fois le système de caméra préchauffé et prêt àêtre utilisé, la DEL d'alimentation cesse de clignoteret reste allumée en vert.

Fixe Fixe Éteint Le système de caméra est prêt à être utilisé ; aucuneanomalie.


DEL d'ali-mentation DEL d'état DEL d'erreur Status (État)

Fixe Fixe Clignote Une anomalie mineure récupérable s'est produite ;elle n'empêche pas le système de fonctionner et peutfacilement être corrigée (par exemple, le capteur anti-collision a détecté une collision).

Alluméeen continuou éteinte

Fixe Fixe Anomalie majeure récupérable empêchant le systèmede fonctionner (par exemple, une mise à niveau dumicroprogramme est nécessaire). Appelez le serviceclientèle de Varian pour corriger l'anomalie.

Fixe Éteint Fixe Anomalie irrécupérable. Appelez le service clientèlede Varian.

Le capteur anticollision de la caméra s'active en cas d'impact et affiche un messaged'erreur dans l'écran Imaging (Imagerie). Lorsque le capteur détecte une collision, laDEL d'erreur présente sur le système de caméra clignote, ce qui signifie qu'uneanomalie mineure récupérable a été détectée. La DEL continue de clignoter jusqu'à ceque la cause de la collision soit éliminée.

Vous devez ré-étalonner la caméra en cas de modification. Pour de plus amplesinformations, reportez-vous à la publication suivante : Manuel de l'administrateurTrueBeam.

IsoCal—DépannageCette section fournit des informations sur le dépannage et les erreurs de traitement.

Résultats IsoCal condensésIsoCal génère un fichier contenant toutes les informations relatives au suivi des billesde roulement. Ce fichier XML, situé à l'adresse D:\VMSOS\Temp\XRayImaging\Dump\IsoCal sur le poste de travail d'étalonnage de l'imageur, est d'une taillesuffisamment réduite pour pouvoir être envoyé par courrier électronique aupersonnel technique en charge du service de Varian pour analyse.


Surveillance du traitement d'imageLes algorithmes de détection de marqueurs IsoCal évitent généralement les erreursde détection de marqueurs (faux positifs) en ignorant les marqueurs isolés dans lestrames (rectangles rouges sans cercle bleu) ou en ignorant des trames complètes.Toutefois, il arrive encore que l'ombre de la plaque de transmission partielle ou lesbilles de roulement ne soient pas correctement localisées en raison de problèmes dequalité d'image. Cela entraîne généralement une erreur Maximum Shift SmoothingError (Erreur maximale de lissage de décalage). Vous pouvez vérifier les projectionsune par une pour détecter ce type d'erreur de traitement.


Figure 122 Le message en rouge en haut indique « Frame Skipped » (Trame ignorée)

Le processus de suivi ignore parfois une trame si trop peu de marqueurs sontdétectés aux emplacements où ils sont censés se trouver (rectangles). Vous pouvezafficher un message d'erreur en plaçant le pointeur de la souris sur le message FrameTracking Failed (Échec du suivi de la trame). Cliquez sur Continue (Continuer) pourcontinuer le suivi. Les résultats du suivi sont valides.


Mauvais emplacement de la plaque de transmission partielleVérifiez visuellement toutes les projections pour vous assurer que l'ombre du boutond'atténuation dans la goupille de la plaque de transmission partielle est correctementdétectée. Assurez-vous que le cercle bleu est aligné avec l'ombre du boutond'atténuation. La précision doit être supérieure à 1 pixel. Rejetez l'étalonnage sil'ouverture a été localisée à un emplacement incorrect (voir la figure à droite ci-dessous).

Figure 123 Localisation correcte (à gauche) et incorrecte (à droite) de la goupille

Gauche : exemple de détection correcte de la plaque de transmission partielle (cerclebleu) avec l'axe de rotation (croix verte). La plaque de transmission partielle estpresque toujours localisée avec une très grande précision par le logiciel, si bien que lecercle bleu entoure parfaitement le disque noir.

Droite : exemple de détection erronée de la plaque de transmission partielle (ceci esten fait une simulation). Bien que cela soit rare, des problèmes de qualité d'imagepeuvent entraîner une erreur de détection de la plaque de transmission partielle.Dans ce cas, refusez l'étalonnage IsoCal et recommencez la procédure.

Détection incorrecte des billes de roulementUne erreur de détection des billes de roulement n'est généralement pas un problèmecar le logiciel peut ignorer l'ensemble de la projection. Si vous suspectez unproblème, vérifiez visuellement toutes les projections pour vous assurer que les billesde roulement sont correctement détectées sur toutes les images qui ne sont pas« ignorées » par le logiciel.


Figure 124 Détection correcte (à gauche) et incorrecte (à droite) des billes de roulement

Une bille de roulement est correctement détectée par le logiciel si le cercle bleul'entoure parfaitement (à gauche). Bien que cela soit rare, des problèmes de qualitéd'image peuvent entraîner une erreur de détection des billes de roulement (à droite).Refusez l'étalonnage si le logiciel n'indique pas Frame Skipped (Trame ignorée).


Annexe B Spécifications

SpécificationsLa présente annexe fournit des spécifications techniques sur la taille de champ, leséquivalents d'atténuation en aluminium, le système d'imagerie, les bras de l'unité depositionnement (PU), le générateur de rayons X kV, le tube à rayons X kV et lecollimateur du faisceau kV. Elle présente également les fantômes d'étalonnage.

Taille de champ du faisceau kVLa taille de champ est directement proportionnelle à la distance de la source àl'imageur.

Tableau 25 Taille de champ en fonction de la DSA et de la DSI

Distance source-axe (DSA)[cm]

Distancesource-imageur (DSI)[cm] Taille de champ min./max. [cm]

100 100 (à l'isocentre) 2,0 x 2,0 / 50 x 50

Distance source-axe = distance verticale à la source

Distance source-imageur = distance verticale à l'imageur

Équivalents d'atténuation en aluminiumLe tableau ci-dessous répertorie les valeurs d'équivalents en aluminium descomposants ci-dessous, qui sont inamovibles de la trajectoire du faisceau kV.

Tableau 26 Équivalents d'atténuation en aluminium

Élément Min. min. d'atténuation en aluminium[mm]

Filtration inhérente du tube kV 2,7 mm à 75 kV

Ensemble de collimation de la source de rayons X 0,0 mm à 75 kV

Fenêtre de collimateur en polycarbonate 0,3 mm à 100 kV

Table partie mince 1,0 mm à 100 kV

partie épaisse 1,5 mm à 100 kV


Élément Min. min. d'atténuation en aluminium[mm]

Filtre d'égalisation de durcissement du faisceau(B501781R01, titane 0,89 mm)

5,6 mm à 100 kV

Filtre Bow Tie Full-Fan

(B501233R01)

min. 1,53 mm

max. 27,42 mm

Filtre Bow Tie Half-Fan

(B501194R01)

min. 1,52 mm

max. 27,29 mm

Alimentation électrique du système d'imagerieLe tableau qui suit répertorie les caractéristiques de fonctionnement de l'alimentationélectrique du système d'imagerie.

Tableau 27 Alimentation électrique du système d'imagerie — Caractéristiques de fonc-tionnement

Caractéristique Valeurs

Courant alternatif d'entrée

Plage de tension d'entrée 90 à 264 V c.a.

Fréquence d'entrée 47 à 63 Hz

Courant continu de sortie

Tension de sortie nominale 25,8 V +/− 2 %

Puissance de sortie totale

(puissance cumulée de toutes les sorties)

à 220 V alternatif de tension d'entrée :

Puissance continue

240 W max.

à 110 V alternatif de tension d'entrée :

Puissance continue

180 W max.

Puissance en crête (< 1 minute) 240 W max.

Régulation

Variations de l'entrée < 10 mV max.

Variations de la charge (10-90 %) à 110, 220 V c.a. < 20 mV max.

Annexe B Spécifications 241


Ondulation et bruit

(20 MHz de bande passante)

< 50 mV max.

Mode de protection contre les surcharges Limite de courant constant

CEM et sécurité

Selon la norme CEI 60601 1:1988 + A1:1991 + A2:1995 ;

EN60601-1:1990 et

DIN EN 60601-1: 1996

Autres

Plage de température de fonctionnement 0 °C à 50 °C

(sans dégradation des performances, au-cune convection par air forcé requise)

Rendement > 85 % à pleine charge

Tension d'isolation du transformateur 4 000 V rms (double isolation)

DC-OK activé 24,60V +/− 2 %

DC-OK désactivé 24,05V +/− 2 %

Spécifications techniques des bras de PUTableau 28 Caractéristiques techniques du bras de la source kV et des détecteurs kV et

MV

Caractéristique Bras de la source kV Bras du détecteur kV Bras du détecteur MV

Charge utile maximale 45 kg

charge utile actuelle :35 kg

20 kg 20 kg

Nombre d'axes 3 rotatifs 3 rotatifs

1 linéaire

3 rotatifs

1 linéaire

Précision absolue dupositionnement :

La position de la chargeutile dans l'espace parrapport à la position del'isocentre du bras.

X-Y radial 1,5 mm ;

Z +/− 2 mm

X-Y radial 1,5 mm ;

Z +/− 2 mm

X-Y radial 1,5 mm ;

Z +/− 2 mm


Caractéristique Bras de la source kV Bras du détecteur kV Bras du détecteur MV

Répétabilité du posi-tionnement :

Vecteur de déviationentre deux des multi-ples déplacements versune position spécifiqueà l'intérieur du champde déplacement.

X-Y radial 0,5 mm ;

Z +/− 0,5 mm

X-Y radial 0,5 mm ;

Z +/− 1,0 mm

X-Y radial 0,5 mm ;

Z +/− 1,0 mm

Stabilité dynamique X-Y radial 0,4 mm ;

Z +/− 1,0 mm

X-Y radial 0,8 mm ;

Z +/− 1,0 mm

X-Y radial 0,8 mm ;

Z +/− 1,0 mm

Vitesse de positionne-ment

1 mm/s à 35 mm/spour l'axe clinique



Distance d'arrêt (CEI) Au-dessous de25 mm/s en moins de3 mm

Au-dessus de25 mm/s en moins de10 mm

Au-dessous de25 mm/s en moins de3 mm

Au-dessus de25 mm/s en moins de10 mm

Au-dessous de25 mm/s en moinsde 3 mm

Au-dessus de25 mm/s en moinsde 10 mm

Temps de rentrée ou dedéploiement

Parking (Méd)

Parking (Méd)

(0, 0, −100)

Extension : 17 s

Rétraction : 7 s

(0, 0, −80)

Extension : 14 s

Rétraction : 15 s

(0, 0, −80)

Déploiement : 13 s

Rétraction : 5 s

Tableau 29 Capteurs de position du bras

Composant MPRO APRO (indicateur de position axiale)principal APRO secondaire

Épaule Convertisseur

16384comptes/tr

Codeur de position absolue à un seultour

17 bits/tr

le rapport axe/codeur est de 1 à 1,9

Sans objet.

Coude Convertisseur

16384comptes/tr

Codeur de position incrémentiel

10 000 comptes/tr × 4 (quadruplecompte)

le rapport axe/codeur est de 1 à 5

Convertisseur

4 096 comptes/tr

le rapport axe/codeurest de 1 à 1


Composant MPRO APRO (indicateur de position axiale)principal APRO secondaire

Poignet Convertisseur

16384comptes/tr

Codeur de position incrémentiel

(2 000 comptes/tr × 4 (quadruplecompte)

le rapport axe/codeur est de 1 à 5

Convertisseur

4 096 comptes/tr

le rapport axe/codeurest de 1 à 1

Main Convertisseur

16384comptes/tr

Convertisseur

4 096 comptes/tr

le rapport axe/codeur est de 43,98mm/tr

Convertisseur

4 096 comptes/tr

le rapport axe/codeurest de 40,84 mm/tr

Plages de déplacement clinique des bras PULes figures qui suivent illustrent les valeurs des plages de déplacement des différentsbras de PU. La première figure ci-dessous présente un relevé des plages dedéplacement clinique des bras des détecteurs MV et kV dans la direction verticale etlongitudinale. Les valeurs spécifiées ci-dessous doivent produire une erreur deposition de montage inférieure à 0,5 mm dans chaque direction. Si l'erreur est plusimportante, la plage de déplacement peut diminuer proportionnellement. Parexemple, si le bras est monté 5 mm plus près du bras (dans la direction Y) que ladistance spécifiée, le déplacement longitudinal sera compris entre −195 mm et+240 mm.


Bra

sDétecteur MV

Z (vert)Isocentre

y (long)

Coordonnées en [x,y,z] mm

Détecteur kV

MV :x = -160 +160 mmkV :x = -190 +160 mm à n'importe quelle position dans la plage de déplacement

Figure 125 Graphe des plages de déplacement clinique des bras des détecteurs MV et kV

Les moteurs de l'épaule, du coude et du poignet actionnent les partiescorrespondantes du bras afin que la charge utile puisse atteindre toutes les positionsverticales et longitudinales dans sa plage de déplacement.

Le moteur latéral déplace la charge utile d'un côté à l'autre de façon à ce que cettedernière puisse atteindre toutes les positions dans le plan latéral de sa plage dedéplacement.

La figure qui suit présente un relevé de la plage de déplacement clinique du bras dela source kV. Le point de référence est le centre de la charge utile.


Z (vert)

Bra

s

y (long)

Détecteur kV

Coordonnées en [x,y,z] mm

Isocentre

Figure 126 Graphe de la plage de déplacement clinique du bras de la source kV

Spécifications de fonctionnement du générateur derayons X

Tableau 30 Spécifications de fonctionnement du générateur de rayons X

VMS 200 EMD EPS LP 80

Caractéristiques Spécifications Spécifications

Haute tension 40 kV à 140 kV par incrémentde 1 kV

40 kV à 150 kV par incré-ment de 1 kV

Durée d'exposition 1 ms à 6 300 ms par incrémentde 1 ms

1 ms à 6 300 ms par incré-ment de 1 ms

Plage d'intensité 10 mA à 630 mA par incrémentde 1 mA

1 mA à 1 000 mA par incré-ment de 0,1 mA

Produit courant-temps 0,1 mAs à 1 000 mAs 0,1 mAs à 1 000 mAs

Pic maximal de puissance desortie

50 kW 80 kW

Débit maximal d'impulsions 30 imp/s 60 imp/s

Le générateur de rayons X kV répond à toutes les exigences de linéarité CEI et dereproductibilité pour toutes les conditions de tension de ligne (480 V rms en l'absencede charge, charge élevée et faible charge) en utilisant les paramètres de chargespécifiés par la CEI.


Le coefficient de linéarité est calculé à ≤ 0,008 maximum pour 120 kV, 400 mA et 320 ms(40 mm d'absorbant Al).

Le coefficient de reproductibilité est calculé à ≤ 0,026 maximum pour 140 kV, 10 mA et100 ms (45 mm d'absorbant Al).

Les coefficients maximaux calculés sont bien meilleurs que ne l'exigent les normes dela CEI.

Spécifications de fonctionnement du tube à rayons X kV(GS-1542)

Tableau 31 Caractéristiques du kerma air

Caractéristiques Spécifications

Tube kV GS-1542

Générateur kV VMS200

Tolerance (Tolérance) KA avec affichage PVA vs Unfors

KA mesurés +/− 35 %

Écart maximal La reproductibilité de la mesure du kerma air est infé-rieure à 10 % et la précision de la mesure de la largeur dela fente est inférieure à +/− 5 %

Tableau 32 Spécifications de fonctionnement du tube à rayons X (GS-1542)


Taille du point focal Le petit point focal fait 0,4 mm ;

Le grand point focal fait 1,0 mm.

Capacité calorifique maximale del'anode

1,5 MUC

Capacité kV 18 kW maximum pour un petit filament ; 57,5 kWmaximum pour un grand filament.

Angle de cible 14 degrés

Diamètre de la cible 133 mm

Poids avec gaine 30,4 kg



Dissipation de puissance maxi-male avec HE-220.8 (tube)

2 000 W à 2 gpm d'écoulement d'eau.

Filtration inhérente 2,7 mm sur la fenêtre de sortie du tube à rayons X kV.

Tableau 33 Couche de demi-atténuation

Spectra [Tension en kV] HVL [en mm d'aluminium]

80 3,22

100 4,07

125 4,88

140 5,47

Spécifications de fonctionnement du collimateur defaisceau kV (diaphragmes)

Tableau 34 Caractéristiques et propriétés des diaphragmes kV


Taille du champ de rayonnement kV

— tel que projeté à l'isocentre

(DSA de 100 cm)

Symétrique :

Minimum 2,0 × 2,0 mm

Maximum 50,0 × 50,0 cm

Asymétrique :

X1 et Y1 : –25,0 à +3,5 cm

X2 et Y2 : –3,5 cm à +25,0 cm

Précision absolue du positionnement ± 2 mm pour des champs de ≤ 20 cm × 20 cm

± 1 % pour des champs de ≥ 20 cm × 20 cm

Reproductibilité ± 0,5 mm ou moins

Vitesse Jusqu'à 35 mm/s

Stabilité dynamique ± 0,5 mm pendant la rotation du bras

Remarque : La taille maximale du champ est basée sur un angle d'ouverture du faisceau kV de28° (Half‐Fan 14°). Un mouvement d'inclinaison du collimateur n'est pas nécessaire.


Positions des marqueurs et DICOMDICOM est utilisée pour échanger des données sur la position des marqueurs.

Les conditions relatives aux structures des points des marqueurs sont les suivantes :■ Les marqueurs se trouvent dans le groupe de structures référencé par le plan■ L'emplacement des marqueurs peut se trouver entre deux positions de coupe.

La séquence de contour de la région d'intérêt (3006, 0040) est définie comme suit :■ Type géométrique du contour (3006, 0042) = POINT■ Nombre de points de contour (3006, 0046) = 1

Le module d'observation de la région d'intérêt est défini comme suit :■ Type interprété RT de la région d'intérêt (3006, 00A4) = MARKER (MARQUEUR)■ Étiquette privée : sous-type du marqueur (3271, 1000) = MARKER (MARQUEUR)

CBCT — Données sur la sortie électrique et spécificationsdes performances d'imagerie

Données sur la sortie électrique (tension et intensité du tube à rayons X) concernantle facteur de chargement et obtenues à partir du générateur de rayons X kV lorsqu'ilfonctionne à une tension du tube à rayons X spécifique.

Tableau 35 CBCT — Données sur la sortie électrique : facteur de chargement

Facteur de chargement

Sortie électrique maximale 140 kV, 100 mA, 50 mS

Sortie électrique minimale 40 kV, 10 mA, 10 mS

Tension normale du tube à rayons X pour l'in-tensité la plus élevée du tube à rayons X

350 mA à 40 kV

Intensité la plus élevée du tube à rayons Xpour la tension la plus élevée du tube àrayons X

140 kV à 100 mA

Puissance électrique de sortie la plus élevéepour la tension et l'intensité suivantes dutube à rayons X

140 kV, 100 mA

Cycle de service 14 % à 38 %


Tableau 36 Spécifications des performances du système d'imagerie CBCT

Description

Caractéristiques de performance

Spécification

Précision UH (mesurée à l'aide d'un modulede sensitométrie CTP404 du Catphan 504.Cela s'applique aux modes Full Fan et Half-Fan.)

±50 UH

Uniformité UH (mesurée dans le moduled'uniformité CTP486 du Catphan 504. Celas'applique aux modes Full Fan et Half-Fan.)

±40 UH (±30 UH en général)

±40 UH (±30 UH en général)

Résolution spatiale – Full-Fan (mesurée àl'aide du module Haute résolution CTP528du Catphan 504. Reconstruction avec unetaille de pixel de 0,5 mm et une épaisseur decoupe de 2 mm.)

≥6 pl/cm (7 pl/cm en général)

Résolution spatiale – Half-Fan (mesurée àl'aide du module Haute résolution CTP528du Catphan 504. Reconstruction avec unetaille de pixel de 0,9 mm et une épaisseur decoupe de 2 mm.)

≥4 pl/cm (5 pl/cm en général)

Résolution spatiale – limitée (mesurée à l'aidedu module Haute résolution CTP528 du Cat-phan 504. Reconstruction avec une taille depixel de 0,2 mm et une épaisseur de coupe de2 mm.)

≥12 pl/cm (14 – 15 pl/cm en général)

Détectabilité à faible contraste (mesurée àl'aide du module de faible contraste CTP515du Catphan 504. Dose de 13,94 mGy CTDIw –Mode Pelvis – avec taille de pixel de 1,0 mmet épaisseur de coupe de 2 mm.)

1,0 % ; objets de 15,9 mm de diamètre visibles

Champ de vue de reconstruction Scanners de la tête : 0 – 25,0 cm

Scanners du corps : 0 – 46,0 cm

Longueur de reconstruction Coupes tomographiques de la tête : 17,0 cm

Coupes tomographiques du corps : 15,5 cm

Matrices de reconstruction 128x128, 256x256, 384x384, 512x512

Épaisseur de coupe 1 mm, 1,5 mm, 2 mm, 2,5 mm, 3 mm, 3,5 mm,4 mm, 4,5 mm, 5,0 mm, 10 mm


Description

Caractéristiques de performance

Spécification

Temps d'acquisition et de reconstruction (àcompter de l'activation du bouton de démar-rage et jusqu'à l'affichage du résultat de la re-construction dans l'application Imaging).

acquisition 200 degrés : 55 s

acquisition 360 degrés : 80 s

Charge de travail CBCT (considérations ther-miques uniquement)

>50 acquisitions en mode Pelvis par heure

Bruit - Écart-type des valeurs de pixelsLa mesure du bruit est réalisée sur une région en équivalent-eau uniforme dufantôme Catphan. 5 ROI sont définies ; une centrée avec le fantôme et quatre autresexcentrées de 50 mm en direction du nord, du sud, de l'est et de l'ouest. La taille de larégion d'intérêt est de 20x20 mm.

L'acquisition de coupes de la tête utilise des paramètres d'acquisition (100 kV,150 mAs) et de reconstruction (taille de pixel = 0,51x0,51x2 mm) par défaut.

Tableau 37 Spécifications des performances d'imagerie - Tête

ROI Écart-type

Centre 27,8

Nord 25,0

Sud 26,6

Est 26,5

Ouest 25,5

L'acquisition de coupes du thorax utilise des paramètres d'acquisition (125 kV,270 mAs) et de reconstruction (taille de pixel = 0,91x0,91x2 mm) par défaut.

Tableau 38 Spécifications des performances d'imagerie - Thorax

ROI Écart-type

Centre 10,5

Nord 11,8

Sud 11,7

Est 10,5

Ouest 11,4


Fonctions de transfert de la modulationUne capture d'écran des fonctions de transfert de la modulation associées pour la têteet le thorax figure ci-dessous :

Figure 127 Fonction de transfert de la modulation - Tête


Figure 128 Fonction de transfert de la modulation - Thorax


Annexe C Paramètres CBCT avancés

Paramètres CBCT avancésTous les paramètres de reconstruction et certains paramètres d'acquisition informelssont disponibles dans le panneau Advanced CBCT Settings (Paramètres CBCTavancés) ou dans le panneau Advanced kV Settings (Paramètres kV avancés), quipeuvent être affichés en cliquant sur le bouton correspondant (par exemple, CBCT,kV) du panneau à masquage automatique Les modes CBCT devraient déjà offrir desparamètres de reconstruction appropriés. Vous ne devriez donc avoir que trèsrarement besoin de modifier des paramètres dans le panneau Advanced CBCTSettings (Paramètres CBCT avancés).

Tableau 39 Paramètres kV avancés pour l'espace de travail CBCT

Paramètre Description et impact

kV Filter (Filtre kV) Défini par le mode CBCT

→ Réalise un pré-durcissement du faisceau kV (filtre les bassesénergies)

→ Réduit le durcissement dans le corps du patient (meilleure dis-tribution de dose)

→ Réduit la dose cutanée car les basses énergies seraient absorbéespar la peau

Facilite la correction de la diffusion car les basses énergies sontpré-filtrées

→ Meilleures uniformité et précision UH

Bow Tie Défini par le mode CBCT

→ Réduit la dose cutanée

→ Meilleure distribution de dose

→ Évite la saturation de l'imageur

→ Réduit la diffusion engendrée par l'objet imagé

Focal Spot (Point focal) Défini par le mode CBCT

→ Le système utilise uniquement un grand point focal.

→ Un grand point focal réduit la résolution spatiale mais est né-cessaire pour les doses élevées


Tableau 40 Paramètres CBCT avancés pour l'espace de travail CBCT


Acquisition Projections(Projections d'acquisi-tion)

Nombre de projections estimé avec le mode CBCT et le type detrajectoire donnés

Acquisition Velocity (Vi-tesse d'acquisition)

La vitesse de l'angle du bras en degrés par seconde

Scan Diameter (Diamètrede balayage)

Le diamètre du volume acquis en centimètres (cm)

Scan Range (Plage descanner)

La longueur en centimètres (cm) du volume acquis dans la direc-tion « z » du patient

Gantry Start/Stop Angle(Angle de départ/d'arrêtdu bras)

Si la trajectoire est définie sur Custom (Personnalisé), les anglessont modifiables (il est possible d'entrer une valeur quelconque endegrés à des fins de recherche)

Si la trajectoire est définie sur Auto (Automatique), les angles dontdéfinis automatiquement par l'application en fonction de la trajec-toire (full scan ou half scan) et de la position du bras

Reconstruction MatrixSize (Taille de la matricede reconstruction)

512*512 pixels (par défaut)

Définit la taille de sortie en pixels d'une coupe reconstruite

Une taille de matrice importante augmente la résolution spatialemais également le bruit

Reconstruction SliceThickness (Epaisseur dela coupe de reconstruc-tion)

2 mm (par défaut)

→ Distance entre deux coupes reconstruites

→ La combinaison de la taille de matrice, de l'épaisseur de coupeet du volume reconstruit définit le volume de voxels.

→ Bruit :

→ La durée de reconstruction est à peu près proportionnelle à lataille de matrice ^2 et à 1/épaisseur de coupe

Reconstruction Filter(Filtre de reconstruction)

Réglage précis du rapport signal/bruit

→ Options : Ultra Sharp (Ultra net), Sharp (Net), Standard, Smooth(Lissage) et AUTO (par défaut)

Annexe C Paramètres CBCT avancés 255


Reconstruction Ring Ar-tifact Suppression (Sup-pression des artefacts cir-culaires de la reconstruc-tion)

Lié à la carte de correction des pixels

→ Élimine les artefacts circulaires provoqués par les pixels défec-tueux. Si possible, ces pixels doivent être supprimés lors de l'éta-lonnage du mode à l'aide de la correction des pixels.

Toutefois, il se peut que la correction des pixels ne parvienne pasà identifier ces pixels et qu'ils n'apparaissent qu'après la recon-struction CBCT.


Annexe D Informations relatives à la dosimétrieCBCT

Informations relatives à la dosimétrie CBCTCette section explique comment est mesurée la valeur CTDIw,norm et présente lesprofils de sensibilité et de dose mesurés pour les faisceaux de rayonnement étroits,conformément aux exigences réglementaires (CFR-1020-33, CEI). Le rayonnementparasite à l'intérieur de la salle de l'accélérateur pendant une acquisition CBCT estégalement décrit.

Remarque : La valeur CTDI n'est pas enregistrée dans ARIA.

Mesure du CTDIw,normL'index de dose CT (CTDI) est une mesure standardisée permettant de quantifier ladose de rayonnement associée aux acquisitions CT. Bien que le CTDI ne soit pas unemesure directe de la dose administrée à un patient, il définit des mesures de dosedans des conditions standard permettant de comparer les doses entre différentsscanners CT et modes d'acquisition CBCT.

Le CTDI peut être mesuré de différentes manières. Le système a adapté sa méthodede mesure aux outils de mesure de dose disponibles sur les scanners CTconventionnels. Cette méthode fait appel à des fantômes CTDI de tête et de corpsstandard en lucite, respectivement de 16 cm et 32 cm de diamètre ; la chambred'ionisation CT standard (longueur active de 100 mm) est utilisée pour mesurer lesdoses au centre et à la surface des fantômes. Le système calcule ensuite la moyennede ces mesures et les normalise en fonction de l'exposition utilisée pendant celles-cipour obtenir les valeurs CTDIw.

En dosimétrie CT conventionnelle, la quantité de mesure de base est appeléeCTDI100, et se définit comme suit :

CTDI100= 1L∫−50mm

50mmD(Z) ⋅ dz

Annexe D Informations relatives à la dosimétrie CBCT 257

où L correspond à l'étendue de l'acquisition scanner dans la direction de l'axe derotation du bras (par exemple, la taille du faisceau principal, qui, sur un scanner àune seule coupe, correspondrait à l'épaisseur de coupe) ; les limites d'intégration de+/− 50 mm représentent la longueur de 100 mm de la chambre d'ionisation ; et D(z)correspond au kerma air mesuré en unités de dose (par exemple, Gy, cGy, mGy).

Le CTDI100 est mesuré en cinq points sur un fantôme CTDI standard pour générer lavaleur CTDIw. Ces cinq points correspondent à un trou au centre du fantôme et àquatre trous équidistants sur son pourtour. Dans l'équation ci-dessous, D1correspond à la valeur mesurée au centre du fantôme, D2 - D5 à celles mesurées à sapériphérie. La somme pondérée est calculée selon la formule suivante :

CTDIw= 13 ⋅ D1 +23 ⋅

14 ⋅ ∑1 − 2

5D1

L'équation montre que la dose moyenne mesurée à la périphérie du fantôme se voitaccorder une importance plus grande dans l'estimation de la dose. Le CTDIw,norm estensuite calculé en divisant le CTDIw par la valeur mAs/100 utilisée dans le protocoled'acquisition pendant les mesures de la dose.

Méthode de mesure normale du CTDI100

Normalement, le CTDI100 est mesuré en utilisant un faisceau de rayons X étroit dontla longueur est considérablement inférieure aux 100 mm de la chambre d'ionisation.L'hypothèse est que la chambre d'ionisation est capable de mesurer les signaux issusdu faisceau principal ainsi que toute la diffusion engendrée par celui-ci avec salongueur de 100 mm. La mesure d'un faisceau de rayons X étroit à l'aide d'undosimètre long correspond à l'inverse géométrique d'une mesure de dose en un pointdans un fantôme largement irradié. Le dosimètre ponctuel mesure le faisceauprincipal en ce point plus toute la diffusion l'atteignant depuis un fantôme largementirradié. Cette dernière situation représente les conditions types d'irradiation CBCT.Par conséquent, le protocole de mesure CTDI standard peut remplacer les mesuresoù des dosimètres ponctuels sont utilisés dans un fantôme CTDI largement irradié.Et comme l'acquisition CBCT implique une rotation autour du patient, aucunecorrection hélicoïdale des mesures CTDI n'est nécessaire.


Méthode de mesure proposée du CTDI100

L'approche expérimentale consiste à définir une longueur de champ de 20 mm pourl'ouverture des diaphragmes. Toutefois, en raison des incertitudes au niveau desparamètres des diaphragmes pour de si petites valeurs, il est nécessaire de mesurer lalongueur L du volume collimaté (voir la figure ci-dessous). Une projection CBCTsimple acquise lors de la mesure du CTDI est utilisée pour mesurer la largeur à mi-hauteur (FWHM, full-width-at-half maximum) de l'ouverture des diaphragmes.L'estimation la plus fiable de la FWHM est réalisée dans la région de la projection setrouvant à l'extérieur du fantôme, où l'impact de la diffusion sur les signaux mesurésest considérablement réduit. Une fois la longueur du volume collimaté connue, ellepeut être utilisée pour corriger les valeurs de la chambre d'ionisation CT standard,qui sont généralement fournies en Gy*cm.

La figure ci-dessous présente une projection de rayons X simple générée pendant unemesure du CTDI et montrant le faisceau de rayons X kV collimaté irradiant unfantôme de 32 cm. L'air à l'extérieur du fantôme est visible à gauche de la figure. Letracé de droite indique l'intensité du signal dans la région sélectionnée par le cadrevert. La FWHM du tracé d'intensité du signal peut être utilisée pour déterminer lalongueur L de l'ouverture des diaphragmes.


Figure 129 Projection de rayons X simple

L'avantage de la technique proposée est qu'elle fait appel aux mêmes équipementscourants que ceux utilisés pour les mesures du CTDI des scanners CTconventionnels. La reproductibilité de cette technique est principalement affectée parla variabilité des mesures du kerma air et de la largeur de la fente. La première estinhérente à l'appareil de mesure du kerma air et est généralement inférieure à ±5 %.La seconde est généralement inférieure à ±10 %. Les variations de la sortie du tubepeuvent également avoir un impact sur les résultats mesurés. La sortie du tube (mR/mAs) peut varier d'environ 15 % d'un tube à rayons X à l'autre, ou au cours de ladurée de vie d'un même tube.

Spécifications de la dose CTDI et méthodes de mesure proposées

Tableau 41 Déclaration de dose CTDI100, w

Mode CTDI100w, norm(mGy/100 mAs)

Image Gently 0,84

Tête 1,95


Mode CTDI100w, norm(mGy/100 mAs)

SpotLight 1,34

Thorax/Pelvis 1,32

Pelvis Obese 1,64

Méthode de mesure et de déclaration de dose CTDIair libre

La procédure qui suit a été utilisée pour mesurer la valeur CTDIair libre :

1. Une chambre d'ionisation est suspendue au-dessus de la table sur laquelle estallongé le patient. Elle est suspendue de façon à garantir qu'aucun autre objet quela chambre d'ionisation n'est aligné sur le faisceau kV. La chambre en forme decrayon est alignée le long de l'axe longitudinal avec le laser de la salle detraitement. La position de la table est ajustée de sorte que la partie centrale dudosimètre figure au niveau de l'isocentre.

2. Le dispositif de mesure de la dose est alors configuré. Les paramètres deconfiguration sont sélectionnés en fonction de la qualité du spectre derayonnement. Le facteur de correction relatif kQ, rel est saisi par rapport au modeCBCT en cours, tout comme la température et la pression de l'air actuelles.

3. L'étalonnage de l'imagerie est lancé et une acquisition test CBCT est configurée.Le cône est réduit à une fente de 20 mm de large en réduisant la plaged'acquisition dans la direction tête-pieds (à noter que la largeur de la fente réelleest susceptible de varier par rapport à ces paramètres et qu'elle sera déterminéedirectement à partir des projections de rayons X).

4. S'agissant de la mesure de la dose « airlibre, réf. », l'acquisition d'une fente estréalisée avec la chambre d'ionisation de type crayon positionnée au niveau del'isocentre pour chacun des modes considérés. Entre chaque acquisition, lerésultat du dosimètre est rapporté puis réinitialisé.

5. La longueur du volume d'acquisition L est définie en mesurant la valeur FWHMde la fente collimatée dans une projection.

6. S'agissant de la mesure de dose «airlibre, NxT », une acquisition est réalisée avec lachambre d'ionisation type crayon positionnée à l'isocentre pour chacun desmodes considérés, avec les diaphragmes dans la position d'acquisition par défaut(champ de vue entier). Entre chaque acquisition, le résultat du dosimètre estrapporté et réinitialisé. La table est déplacée le long de l'axe –Z (longitudinal)vers la position initiale à +10 cm, afin de positionner la chambre d'ionisation danscette position de décalage (+10 cm). Les acquisitions et mesures de dose pour tousles modes sont ensuite répétées. Répétez la procédure pour la position initiale−10 cm le long de l'axe longitudinal de la table.

7. Les valeurs généralement obtenues avec cette méthode de mesure sont affichéesci-dessous :


Figure 130 Valeurs pour CTDIairlibre

Niveaux de dose maximum périphériques CTDI100

La procédure qui suit a été utilisée pour mesurer la dose maximale pouvant êtreadministrée par une acquisition CBCT :

1. Une chambre d'ionisation est placée dans l'insert « Nord » du fantôme de corpsPMMA CTDI. Avec l'aide du laser de la salle de traitement, le fantôme est alignésur l'isocentre.

2. Le dispositif de mesure de la dose est configuré. Les paramètres de configurationsont sélectionnés en fonction de la qualité du spectre de rayonnement. Le facteurde correction relative kQ, rel est saisi par rapport au mode CBCT en cours ainsiqu'à la température et à la pression de l'air actuelles.

3. Le fantôme de corps PMMA CTDI est configuré et la chambre d'ionisation estplacée dans l'insert « Nord ».

4. L'éditeur de modes CBCT est lancé. Un nouveau mode CBCT capable d'optimiserla dose administrée pour une simple acquisition est défini.

Remarque : Pour atteindre la dose maximale à partir d'une acquisition, un nouveau modeest créé qui inclut la tension la plus élevée (140 kV), la vitesse de rotation la plus lente(1 degré/s), la cadence des trames d'acquisition la plus élevée (15 tps), le type Full Fan, larotation complète et la valeur mAs la plus élevée qui permet approximativement unedemi‐rotation au‐dessus de l'insert de peau du fantôme avec un dosimètre, et unverrouillage de sécurité relatif au préchauffage du tube : 80 mA et 30 ms.

5. L'application Imaging est lancée. Une séance de traitement est ouverte et uneacquisition CBCT est configurée. Le cône est réduit à une plage -Z de 2 cm (ànoter que la largeur réelle de la fente est susceptible de varier de ces paramètreset sera déterminée directement à partir des projections de rayons X.

6. Le bras est positionné de façon à garantir que le tube kV pourra tourner au-dessus de la partie nord du fantôme, afin d'optimiser la dose administrée audosimètre (voir la figure ci-dessous). Dans le cas d'un tube au repos, une doseaussi élevée entraînera une surchauffe du tube après 3 minutes environ. Celacorrespond aux 180 premiers degrés : de loin, la partie de la dose la plus élevéeque le dosimètre peut recueillir.


7. L'acquisition commence et la dose mesurée affichée est consignée après lepremier verrouillage de sécurité relatif à la surchauffe du tube kV.

8. Après chaque verrouillage de sécurité, le tube refroidit (5-10 min), puis laprocédure se poursuit. Cela permet de garantir que les 360 degrés sont parcouruset que la dose maximale envisageable dans un protocole est administrée.

9. Une fois l'acquisition terminée, la dose mesurée affichée pour l'ensemble duprotocole est consignée. Une attention particulière est accordée au produit dose-longueur mesuré et affiché par le dispositif de mesure de la dose.

10. Les résultats habituels sont fournis dans le tableau qui suit :

1. Chambre d'ionisation dans l'insert « Nord »2. Fantôme de corps CTDI PMMA3. Sens de rotation (anti-horaire)4. Position de départ de la source kV

Tableau 42 Résultats du niveau de dose

Type 140 kV, Full Fan

Courant (mA) 80

Longueur d'impulsion (ms) 30

Cadence des trames d'acquisition

(en trames par seconde)

15

Durée de la rotation (en secondes) 360

Activation du faisceau (en se-condes)

162.0

mAs 12 960.0


Type 140 kV, Full Fan

Fente (en mm) 38,3

PDL mesuré dans l'insert « Nord »(mGy x cm)

996,80

Dose mesurée dans l'insert« Nord » (en mGy)

260,26

Profils de dose et de sensibilitéLes profils de dose et de sensibilité sont déterminés pour une taille de champ de20 mm (à la position de l'isocentre) dans des projections de fantômes CTDI. Celacorrespond aux conditions dans lesquelles les mesures CTDI sont effectuées.

La figure qui suit illustre à la fois le profil de dose et de sensibilité à 125 kVp mesurédans un fantôme CTDI pour les modes de corps, c'est-à-dire un cylindre acryliqued'un diamètre de 32 cm. kVp est la tension maximale appliquée au tube à rayons X.

1. Profil de dose (mG)2. Profil de sensibilité (unités arbitraires)

Figure 131 Mode Corps - profil de dose et réponse du détecteur (125 kVp, position en cm)

La figure qui suit illustre à la fois le profil de dose et de sensibilité à 100 kVp mesurédans un fantôme CTDI pour les modes de tête, c'est-à-dire un cylindre acrylique d'undiamètre de 16 cm. kVp est la tension maximale appliquée au tube à rayons X.


1. Données PTW (mG)2. Profil de sensibilité (unités arbitraires)

Figure 132 Mode Tête - profil de dose et réponse du détecteur (100 kVp, position en cm)

Rayonnement parasite CBCT en mode Pelvis ObeseLa procédure décrite ci-après a été utilisée pour mesurer le rayonnement parasite enmode Pelvis Obese :

1. Un fantôme de corps large rempli d'eau (QRM 40 x 25 cm) est placé sur le dessusde la table. Ce fantôme spécifique répond aux exigences de longueur pour lagéométrie de faisceau conique, ce qui n'est pas le cas d'un fantôme CTDIstandard dans la mesure où il est trop court pour produire un rayonnementparasite suffisant.

2. Un mode CBCT produisant un rayonnement parasite maximal est configuré. Lemode Pelvis Obese est sélectionné car il utilise la tension du tube à rayons X laplus élevée (140 kV). Le produit courant-temp. est réduit à 20 mA x 20 ms afind'éviter de constants verrouillages de sécurité en rapport avec une surchauffe dutube. Les mesures sont mises à l'échelle hors ligne par rapport au produit mA xms standard utilisé par le mode déployé (75 mA x 25 ms).

3. Avant le début de la séance, une grille de mesure correspondant à des intervallesde 50 cm, telle que définie dans la norme CEI 2-44, est configurée. Le sol estmarqué afin de repositionner précisément la chambre d'ionisation pendant toutela durée des mesures.

4. Une chambre d'ionisation cylindrique en PMMA de 30 cm3 est mise en place. Elleest suspendue de sorte qu'aucun objet ne soit placé entre elle et la ligne defaisceau kV lors de la rotation du bras ou du fantôme. La chambre est alignée surle laser de la salle de traitement et la grille au sol afin que la partie centrale dudosimètre occupe la position de mesure désirée.

5. Le dispositif de mesure de la dose en PTW est configuré. Les paramètres deconfiguration correspondant à la qualité du spectre de rayons X sont saisis, toutcomme le facteur de correction relative kQ, rel correspondant au mode CBCT encours ainsi qu'à la température et la pression de l'air actuelles.


6. L'étalonnage de l'imagerie est lancé et une acquisition test CBCT est configuréedans le mode Pelvis Obese nouvellement créé.

7. Pour une mesure de la dose, une acquisition est effectuée pour chacune despositions considérées. Entre chaque acquisition, le résultat du dosimètre estrapporté et réinitialisé.

8. Pour rapporter la mesure, la dose mesurée du produit mA x ms cible du modestandard est extrapolée.

Figure 133 Valeurs mises à l'échelle du rayonnement parasite CBCT


Annexe E Paramètres persistants

Paramètres persistantsDe nombreux paramètres d'affichage et de comparaison, tels que la taille dechamp kV et la technique d'irradiation, doivent être ajustés pour chaque séanced'imagerie et de traitement. Pour améliorer l'efficacité et la commodité du processus,plusieurs paramètres réglés par l'utilisateur sont enregistrés afin d'être réutilisésultérieurement lors de l'acquisition et la comparaison d'images. Les paramètresenregistrés sont appelés paramètres persistants et l'on s'y réfère parfois commeparamètres liés à un objet (ORS). Au cours des séances de traitement ultérieures, cesparamètres sont automatiquement récupérés et chargés dans l'application.

Dans un environnement ARIA RTM, la base de données ORS est installée sur lemême ordinateur que le serveur OSP. Dans des environnements non-Varian, la basede données ORS est installée sur l'ordinateur de la console. Dans un environnementARIA RTM, la base de données ORS est accessible depuis chaque accélérateurTrueBeam du département. Si un patient est transféré vers un accélérateur différent,les paramètres persistants sont également disponibles dans le nouvel accélérateur.Ceci n'est pas le cas lors de l'utilisation d'un système d'information oncologique non-Varian.

Les paramètres persistants sont supprimés s'ils ne sont pas utilisés pendant plus de360 jours.

Remarque : Si le système ne parvient pas à accéder à la base de données ORS, la fonctionnalitéORS est désactivée. Si la base de données ORS devient inaccessible pendant l'exécution del'application, le fonctionnement de cette dernière peut devenir très lent.

Display SettingsLes paramètres d'affichage sont enregistrés lorsque l'opérateur clique sur le boutonClose Patient (Fermer le patient) situé sur la console de traitement.

Tableau 43 Paramètres relatifs à l'interface utilisateur persistants

Touche de réglage Réglage

Window (Fenêtre) Window of WL (Fenêtre WL)

Level (Niveau) Level of WL (Niveau WL)

Inverted (en négatif) Indicateur d'affichage en négatif

Annexe E Paramètres persistants 267


Gamma Gamma

Filtering (Filtrage) Historique de traitement des images

Remarque : Les paramètres utilisés précédemment ne peuvent être appliqués aux nouvellesimages.

Paramètres d'acquisition d'image kVLes paramètres d'acquisition d'image kV sont réutilisés pour régler les paramètresd'acquisition des images kV ainsi que la position des bras kV.. Lorsque le dossier depatient est chargé, des contrôles sont effectués pour vérifier l'existence de paramètrespersistants et tous les paramètres persistants disponibles sont ajoutés auxinformations de la séance. Lorsque la procédure d'imagerie est sélectionnée, lesparamètres par défaut sont remplacés par les paramètres persistants.

Ces paramètres sont enregistrés dès que l'image apparaît dans l'espace de travailAcquisition, c'est-à-dire lors de l'acquisition de l'image kV.

Un seul ensemble de paramètres est enregistré. Par conséquent, seuls les paramètresde la dernière image kV acquise peuvent être réutilisés. Pour la fluoroscopie, lesparamètres sont enregistrés lorsque l'acquisition d'image fluoroscopique s'arrête.

Dès que le champ contenant l'image kV est de nouveau programmé pour uneprochaine séance avec le même patient, les paramètres d'acquisition kVcorrespondants sont chargés depuis l'ORS.

Tableau 44 Paramètres persistants d'acquisition

Touche de réglage Settings (Paramètres)

Acquisition kV unique

Anatomy (Anatomie) Anatomy template(Modèle anatomique)

Anatomy size (Taillede l'anatomie) (parex., tête, petite)

Size (Taille) Paramètre AnatomySize (Taille de l'ana-tomie)

Topogram type (Type de topogramme) (pour une acquisi-tion de topogramme seul)

Latéral, AP (pour ac-quisition de topo-gramme seul)



IsContinuous (EstContinu) False (Faux)

Tension kV value (Valeur kV)

mAs mAs value (ValeurmAs)

mA Valeur mA)

SmallFocalSpotOn (PetitPointFocalActivé) True/False (Vrai/Faux)

BladeTrackingOn (SuiviDiaphragmesActivé) On/Off (Activation/Désactivation)

Les valeurs des dia-phragmes sont réutili-sées si le suivi des dia-phragmes est désac-tivé.

KVX1 X1 value (Valeur X1)


KVY1 Y1 value (Valeur Y1)


KVImagerVrt (VrtImageurKV) Imager vrt value (Va-leur vrt de l'imageur)

KVImagerLng (LngImageurKV) Imager lng value (Va-leur lng de l'imageur)

KVImagerLat (LatImageurKV) Imager lat value (Va-leur lat de l'imageur)

Image kV fluoroscopique

ABCOn (ABCActivé)

Les paramètres du générateur kV sont réutilisés pour lesimages fluoroscopiques uniquement si la fonction ABCest désactivée.

ABC on/off (activa-tion/désactivationABC)

IsContinuous (EstContinu) true (vrai)

Tension kV value (Valeur kV)

mAAverage (Moyenne mA) Average mA value(Valeur mA moyenne)

SmallFocalSpotOn (PetitPointFocalActivé) True/False (Vrai/Faux)



BladeTrackingOn (SuiviDiaphragmesActivé) On/Off (Activation/Désactivation)





KVImagerVrt (VrtImageurKV) Imager vrt value (Va-leur vrt de l'imageur)

KVImagerLng (LngImageurKV) Imager lng value (Va-leur lng de l'imageur)

KVImagerLat (LatImageurKV) Imager lat value (Va-leur lat de l'imageur)

Paramètres d'imagerie kV déclenchée

Triggered image type (Type d'imagerie déclenchée) once at beam on (unefois à l'activation dufaisceau)

once at beam off (unefois à l'arrêt du fais-ceau)

Trigger condition (Condition de déclenchement) On/Off (Activation/Désactivation)

Beam on delay (Délai d'activation du faisceau)

Remarque : Pour les acquisitions fluoroscopiques, le bouton High Dose Rate (Débit de doseélevé) n'est jamais automatiquement sélectionné, même si le paramètre a été enregistré en tantque paramètre persistant. Ceci est une mesure de sécurité. Si les paramètres persistantssélectionnent le bouton High dose rate (Débit de dose élevé), un message apparaît : « X-rayImaging system is reporting an error » (Le système d'imagerie parrayons X signale une erreur). Les valeurs de la technique par rayons X sont égalementverrouillées. Sélectionnez le bouton High Dose Rate (Débit de dose élevé) pour poursuivre leprocessus.


Paramètres d'acquisition CBCT

Les paramètres d'acquisition CBCT sont enregistrés à la fin de l'acquisition d'imageCBCT. Lorsque le dossier de patient est chargé, des contrôles sont effectués pourvérifier l'existence de paramètres persistants et tous les paramètres persistantsdisponibles sont ajoutés aux informations de la séance. Lorsque la procédured'imagerie CBCT est sélectionnée, les paramètres par défaut sont remplacés par lesparamètres persistants.

Remarque : Les paramètres d'acquisition CBCT sont spécifiques à un patient, un plan et unnombre de faisceaux particuliers. Si le plan est modifié, les paramètres d'acquisition CBCT sontperdus.

Tableau 45 Paramètres d'acquisition CBCT persistants


KVCBCTTemplate (ModèleKVCBCT) CBCT template id (Id de modèle CBCT)

mAAveraged (mAMoyenné) Avg. mA value (Moyenne de la Valeur mA)

ms ms value (Valeur ms)

CBCTTrajectory Type (Type TrajectoireCBCT) FULL ou HALF (COMPLET ou DEMI)





CBCTScanDiameter (DiamètreBalaya-geCBCT)

Scan diameter value (Valeur du diamètre debalayage)

CBCTScanRange (PlageBalayageCBCT) Scan range value (Valeur de la plage descanner)

Paramètres de comparaison

Les paramètres de comparaison (par exemple, comparaison automatique) sontenregistrés en vue d'une utilisation ultérieure lors de la comparaison 2D/2D, 3D/3Det détection/comparaison des marqueurs en cliquant sur le bouton Close (Fermer)dans la boîte de dialogue Auto Matching (Comparaison auto.).


Lors des comparaisons suivantes, la boîte de dialogue Auto Matching (Comparaisonauto) apparaît dans une petite fenêtre n'affichant que la progression de lacomparaison. Pour accéder de nouveau à la fenêtre permettant de modifier lesparamètres, cliquez sur le bouton Stop (Arrêter) dans la petite fenêtre d'affichage dela progression.

Tous les paramètres de comparaison 2D, 2D/2D et 3D/3D présentés dans la boîte dedialogue Auto Matching (Comparaison auto) sont des paramètres persistants.

Tableau 46 Paramètres de comparaison persistants

Comparaison 2D/2D Comparaison 3D/3D Détection/Comparaison demarqueurs

ROI for auto matching (ROIpour comparaison automa-tique)

VOI for auto matching (VOIpour comparaison automa-tique)

VOI for Marker Detection(VOI pour détection de mar-queurs)

Intensity range for automatching (Plage d'intensitépour comparaison automa-tique)

Intensity range for automatching (Plage d'intensitépour comparaison automa-tique)

ROI for Marker Match (ROIpour comparaison de mar-queurs)

Axes enabled for automatching (Axes activés pourcomparaison automatique)

Axes enabled for automatching (Axes activés pourcomparaison automatique)

Marker dimensions (Dimen-sions des marqueurs)

Structure VOI for automatching (Structure VOI pourcomparaison automatique)

Remarque : Seul le nom de l'ensemble de paramètres sélectionné est enregistré comme paramètrepersistant. Les paramètres qui le composent ne le sont pas. S'ils sont modifiés entre deux séances,l'ensemble de paramètres correspondant fonctionnera différemment.


Annexe F Dispositions d'espace de travail

Dispositions d'espace de travailDes dispositions d'espace de travail spécifiques sont disponibles dans l'applicationImaging du système. Les abbréviations qui suivent sont utilisées dans les tableaux ci-dessous :■ A : image acquise■ R : image de référence■ B : image superposée■ T : vue transversale (Z)■ F : vue frontale (Y)■ S : vue sagittale (X)

Tableau 47 Disposition de l'espace de travail d'acquisition

Image de référence non dis-ponible

disposition à une seule vue ■ 2D unique (avant et après)■ Topogramme■ Double exposition

Disposition à 2 vues Images appariées

L'image de référence est dis-ponible

Annexe F Dispositions d'espace de travail 273

Disposition à 2 vues Image 2D unique

Disposition à 4 vues Procédure d'imagerie 2D/2D

Tableau 48 Disposition des espaces de travail 2D Match et 2D/2D Match

Disposition à 3 vues comparaison 2D

Disposition à 6 vues comparaison 2D/2D

Disposition à 2 vues comparaison 2D/2D


Tableau 49 Disposition de l'espace de travail 3D/3D Match

Disposition à 3 vues Il est possible de faire tournerles vues pour afficher cha-cune d'elles dans la grande fe-nêtre de gauche.

Disposition à 4 vues La vue supérieure droite af-fiche la vue transversale (Z)synchronisée de l'image deréférence.

Disposition à 6 vues Il est possible de faire tournerles vues d'une image pour af-ficher chacune d'elles dans lagrande fenêtre du haut.

Tableau 50 Disposition de l'espace de travail Marker Detection

Disposition à 3 vues Il est possible de faire tournerles vues pour afficher cha-cune d'elles dans la grande fe-nêtre de gauche.

Annexe F Dispositions d'espace de travail 275

Tableau 51 Disposition de l'espace de travail Marker Match

Disposition à 2 vues

Tableau 52 Espace de travail CBCT Review

Disposition à 4 vues


Index

4DDLdonnées de position 123

6 DDLavec A10 123avec des systèmes non fabriqués par

Varian 123avec table 4DDL 124réduit à 4DDL 123

6 degrés de libertévoir 6 DDL 118

AABC

réglage automatique de la luminosité 27,85

acquisitiondisposition de l'espace de travail 273mode CBCT 257

acquisition 4D CBCT 209acquisition CBCT 89

centrage de la table pendant 90acquisition d'images

CBCT 89communication 28kV 19matériel 26MV 20

acquisition d'images kVdissipation de la chaleur 67flux des données 63

acquisition d'images MVflux des données 28

acquisition fluoroscopiqueaffichage de dose 87

adresses électroniques d'assistance 13Advanced Reconstructor

algorithmes 208sélection de patients et d'acquisitions 214

affichage basé sur les phases 164affichage de la comparaison 106

6 DDL 118affichage des images de la séance 102

éléments 76icônes 78

algorithme de comparaison automatique 135,156

algorithme de Feldkamp-Davis-Kress 201algorithme FDK 201alimentation

nœud XI 26, 227anode 67

chaleur maximale 247anomalies

bras PU 39, 43outrepassement 22

application CBCT Reconstructor 201algorithmes 199comparaison de projections 205composants logiciels 199diminution de l'échantillonnage 203fichier XML 201flux des données 205matrices 203moteur de workflow 201noyau de reconstruction 203performances 199post-traitement 204rétrotraitement 203transfert de données 197

application Imaging 16, 74, 102communication système 28

application Offline Review 101application PU/Service 230application Service/PU 230application Treatment 16

communication système 28appliquer un décalage 127

de manière permanente 128séance 128

approbation de la comparaisonet l'objet de recalage 130limitation/exclusion du décalage 132signature de décalage permanent 132

assistance technique 13assistance technique en ligne 13assistance technique Varian 13avant-bras 31

empêcher la rotation libre 40avertissements et précautions

interférences électromagnétiques (IEM) etRF 14

axe du coudecapteur de surcharge 40

Index 277

capteurs 35

BBGM

nœud 24production et surveillance du faisceau 24

bibliothèque de liens dynamiques (DLL) 141bloc d'alimentation (PSU) 26bloc de marqueurs RPM 192boucle

motion enable 40bouton Approve 130bouton Save Match 130bras

bras PU 30, 31étalonnage 36

bras de l'imageurvoir bras PU

bras de la source kV 30caractéristiques techniques 242composants 34conception mécanique 30plage de déplacement 244

bras du détecteur 34bras du détecteur kV 30

caractéristiques techniques 242conception mécanique 30plage de déplacement 244

bras du détecteur MV 30caractéristiques techniques 242conception mécanique 30plage de déplacement 244

bras PU 30, 37anomalies 43avertissements 43bras robotisé 30butée d'arrêt mécanique 38, 40capteur de surcharge 40caractéristiques techniques 242conception 35, 36conception mécanique 30coupure de courant au moteur 39déplacement 43déplacement incontrôlé 39détection des collisions 40dispositifs de sécurité 39, 41dispositifs électroniques de sécurité 39emplacement estimé 37engrenages à verrouillage automatique 39étalonnage 36

initialisation 36logiciel de commande 31modèle de positionnement 37palette anti-collision 40plage de déplacement clinique 46plages de déplacement 244position absolue 36position médiane 44positions prédéfinies 44précision du positionnement 36schéma du système 30verrouillages de sécurité 43

bras robotiques 19, 30butée d'arrêt mécanique 40

Ccache du disqueacquittement 111

cache du réflecteur 190, 192RPM 191utilisation 191

caméra infrarougedonnées techniques 189système de caméra stéréo 189

caméra infrarouge (Ir)DEL 187préchauffage 187

caméra stéréocapteur anticollision 234connecteur 228DEL 234étalonnage 234

capacitif anticollisioncapteur 41système de détection 72système de détection (CCDS) 41

capteurAPRO 35caractéristiques techniques 242MPRO 35

capteur APRO 35caractéristiques techniques 242indicateur de position axiale 31

capteur d'indicateur de position dedéplacement 35

capteur de position 35capteur MPRO 35

caractéristiques techniques 242caractérisation de la forme d'onde respiratoire

184


carte de circuit imprimé (PCB) 41carte ETX

température 39CBCT

données sur la sortie électrique 249dose de rayonnement 257espace de travail de vérification 273fantôme CTDI 264groupe de structures 101informations de dosimétrie 257mode d'acquisition 257profil de dose 257, 264profil de sensibilité 264rayonnement parasite en mode pelvis 265sélection de l'angle du bras 94valeur de dose 95

CBCT Reconstructor 20CC (corrélation croisée) 140CCDS 72

système anticollision capacitif 41CEI (Commission électrotechnique

internationale) 27CEI 61217 118CEI 61217

représentation de la table 122CEM

voir compatibilité électromagnétiquecentrage de la table

annulation 93pendant l'acquisition CBCT 90

chambre norm 202chambre normalisée kV 30, 67, 72charge utile

cache 40clé HASP 22collimateur 19

kV primaire 68collimateur du faisceau kV 67, 69

caractéristiques techniques 248collimateur primaire 68commande de documents produit par

téléphone 13Commission électrotechnique internationale

(CEI) 27communication

acquisition d'images 28comparaison

disposition de l'espace de travail 273enregistrement du résultat 101limitation aux limites physiques de la

table 125

notions de base 106vue d'ensemble

types 105comparaison 2D/2D

conditions préalables 113directives générales 113

comparaison 2D/3Dconditions préalables 114

comparaison 3D/3Dconditions préalables 115directives générales 115

comparaison autoaffichage de la boîte de dialogue 143, 144boîte de dialogue pour 3D/3D 146

comparaison automatique2D/2D 1352D/3D 1353D/3D 135

comparaison de marqueursconditions préalables 116disposition de l'espace de travail 273et ARIA RTM 115et VARiS 115

compatibilité électromagnétiqueavertissements et précautions 14

connecteur de cathode 67contacter l'assistance technique Varian par

courrier électronique 13contrôles d'assurance qualité 16coordonnées CEI

pour le positionnement des bras PU 37corrélation croisée (CC) 140couche de demi-atténuation 247coude

courroie 40coupe tomographique dans l'air 202CTDI

air libre 261fantôme 257indice de dose CT 257méthode de mesure 258niveaux de dose maximum périphériques

262procédure de mesure 261spécification de dose 260

CTDI100 257CTDIw

indice de dose CT - pondéré 96norm 257valeur 257

cycle de service 184

Index 279

DDark Field

correction 27décalage

application 127décalage appliqué de manière

permanente 128longitudinale 89

décalage longitudinal de la table 89décalages de la table

avec 4 degrés de liberté 118avec 6 degrés de liberté 118entièrement rétractée 118étage de tangage et roulis 118représentation 118

dépannageétalonnage IsoCal 235

déplacementboucle d'activation 40verrouillage de sécurité du bras PU 46

détecteur d'image 34détecteur PaxScan 4030CB 26, 228détection de marqueurs

disposition de l'espace de travail 273détection des billes de roulement 238détection des collisions 40, 41

bras PU 40détermination de l'origine 38détermination de l'origine par butées d'arrêt

38détermination de l'origine par butées d'arrêt

mécaniques 38DFA (distance foyer-axe) 240diaphragmes du collimateur de faisceau 69diaphragmes kV 67DICOM

emplacements des marqueurs 249dispositif de détection d'images (IDU) 20dispositifs électroniques de sécurité

bras PU 39dispositifs mécaniques de sécurité

bras PU 39, 41distance foyer-axe (DFA) 240distance source-axe (DSA) 88, 240distance source-imageur (DSI) 240distance source-peau (DSP) 240DLL (bibliothèque de liens dynamiques) 141données

données de référence 111interrogation 17

données de position 123données de référence 111données sur la sortie électrique 249dose

acquisition fluoroscopique 87limitation de l'indice de dose CT 96

dose de rayonnement 257dosimétrie

CBCT 257portale 20

dosimétrie portale 20droits utilisateur 22

étalonnage 22DSA (distance source-axe) 88, 240DSI (distance source-imageur) 240DSP (distance source-peau) 240DU

unité de numérisation 20

Eélément sensible 41énergies d'imagerie

MV 47engrenage harmonique 40enregistrement du tangage et du roulis de la

table 123enregistrer la comparaison 133environnement d'historique XI 228environnement de recalage

comparaison automatique 135environnement du CBCT Reconstructor 200épaisseur de coupe 218erreur maximale de lissage de décalage 236espace de travail

acquisition 80dispositions 273lecture ciné 85

espace de travail Acquisition 80espace de travail Cine Playback 85espace de travail de comparaison

accéder de nouveau 117étalonnage

bras PU 36stockage de données 27

étalonnage IsoCaldépannage 235détection de marqueurs 236marqueurs ignorés 236trames ignorées 236


Ethernetréseau en temps réel 24

étiquetageimage 83vue d'image 83

examen des mouvements intra-fraction (IMR)158

et imagerie déclenchée 160expiration 184

Ffacteurs d'échelle d'exposition 88faisceau

collimateur 19nœud de production et de surveillance 24production et surveillance (BGM) 24

faisceau kVcollimateur 19système d'irradiation 19taille de champ maximale 248

fantômeCTDI 257

fantôme Catphan 204fantôme Quazar 193fenêtre Fault and Interlock 43FFDR (tête en bas, décubitus latéral droit) 107FFP (tête en bas, décubitus ventral) 107FFS (tête en bas, décubitus dorsal) 107film MPEG 85filtre

Bow Tie 71conformation du faisceau 71

filtre Bow Tie 67, 71Full-Fan 71Half-Fan 71

filtre d'égalisationdurcissement du faisceau 70

filtre de durcissement du faisceau 70filtre prédictif 182, 184filtres du faisceau

kV 70Flood Field

correction 27flux des données d'imagerie MV 47forme d'onde

données 194schémas 178

Full-Fanacquisition 203

Ggating

blocage respiratoire 166modes 164voir gating respiratoire

gating avec avec respiration bloquée 166gating avec respiration bloquée

délai de blocage respiratoire 167gating basé sur l'amplitude

apprentissage 166gating basé sur les phases 164gating respiratoire 21

données de la forme d'onde 194et CBCT 195étalonnage des axes 188graphique respiratoire 169protocoles 167schémas de forme d'onde 178surveillance optique de la position 186

générateur de rayons X kV 19, 26, 64caractéristiques de performance 246caractéristiques techniques 246connexion au système XI 66détection des pannes du tube 65lectures de données 228linéarité CEI 246pression d'huile 65reproductibilité CEI 246température 65

génération de pixels 53génération du signal

voies respiratoires 187génération du signal respiratoire 187gestion de la mémoire 27gestion de la tolérance de la table

au cours de l'acquisition d'images 129gestion de plusieurs isocentres 82gestion des données de référence

mise en antémémoire d'une séance àl'autre 112

utilisation de la mémoire 113gestion des mouvements

examen des mouvements intra-fraction(IMR) 158

gestion des mouvements respiratoiresfiltre prédictif 184modes de gating 164vue d'ensemble 163

graphique respiratoirenavigation avec la souris 169

Index 281

groupe de structures 111CBCT 101

groupe de structures RT 123

HHalf-Fan

acquisition 203HFDL (tête en haut, décubitus latéral gauche)

107HFDR (tête en haut, décubitus) 107HFS (tête en haut, décubitus dorsal) 107histogrammes 27Hounsfield

mappage 204

IIDU (unité de détection d’image) 20IM (informations mutuelles) 138imageaffichage de l'image (fluoro) continue 85DICOM RT 85étiquetage 83fluoroscopie 85

image (fluoro) continueaffichage 85

image acquiseenregistrement 101

image DICOM RT 85image fluoroscopique

minuterie 86image fluoroscopique (continue) 85image MV

dispositif de détection 51orientation 49

image RTenregistrement 101

image scannerenregistrement 101

imagerieà la demande 96ad-hoc 96équipement illustré 30procédure 74

imagerie à la demande 96directives générales 98image DRR générée 99

imagerie ad hocdirectives générales 98

imagerie ad-hoc 96image DRR générée 99

imagerie déclenchée 157et examen des mouvement intra-fraction

160imagerie et gating 195imagerie MV

non synchronisé 24images

corrections 27enregistrement 76, 100suppression des images non enregistrées

76vérification du patient 20

images acquisessuperposition de contour du champ 100

images CBCTworkflow de reconstruction de

l'acquisition 197images déclenchées

pré-traitement 195images fluoroscopiques

contrôle de la luminosité 27conversion en film 63traitement des données 27

images radshot 24imageur kV 19, 30imageur MV 20

vue d'ensemble 47IMR (examen des mouvements intra-fraction)

158index

impulsion 35point 35

indicateur de position du moteur (MPRO) 31indicateurs de la machine

nœud XI 228indice de dose CT

pondéré (CTDIw) 96indice de dose CT (CTDI) 257informations mutuelles (IM) 138inspiration 184interface de commande 17interférences électromagnétiques

avertissements et précautions 14isocentre

étalonnage (IsoCal) 16multi 82simple 82

isocentrique standardensemble des paramètres de la table 118


isocentrique Varianparamètres 123

Jjauge de périodicité 184

KkV

minuterie de fluoroscopie 86KVS

détecteur anticollision capacitif 41

Llargeur de l'intervalle de phase 218le système d'irradiation kV 63ligne de base 171limitation de la correction de la table 125limiter décalage 124, 125linéarité CEI

générateur de rayons X kV 246loi de Beer 201

MMachine Performance Check 22main 31mappage des unités Hounsfield 204matrice de pixels 54mesure de similarité 135mesures d'amplitude 193méthode de mesure du CTDI

normale 258proposée 259

mezzanine de support du nœud 31mise en antémémoire d'une séance à l'autre

112mode Rad 57mode Sync (continu) 58modes d'acquisition

MV 56modes d'acquisition MV 56

mappage 62mode non synchronisé (intégré) 61mode Rad 57mode Sync (continu) 58

modulesuperviseur 17

module d'extension ASC 202

module d'extension SC 202module E/S 228module reconstructeur avancé 21

chargement de données à partir du systèmede fichiers local 225

intégration dans le système 207utilisation 214

moteur de workflow du reconstructeur 201mouvement respiratoire

phase en temps réel 175phase rétrospective 175

mouvement synchronisé 184MPRO (indicateur de position du moteur) 31MV

énergies d'imagerie 47système d'imagerie 20

MV IDU 20 26MyVarian 13

Nnœud de commande des déplacements PU 30,

40, 43nœud PU

diagnostic 230nœud XI 26, 228

connecteurs 228lectures de données 228module reconstructeur CBCT 197voir aussi système XI

non-uniformités UH 203noyau de reconstruction 203

Oonglet Images 76onglet Readouts 228ordinateur

XI 26ordinateur à carte unique 228orientation

image 107patient 107

orientation de l'image 107orientation du patient 107

non-HFS 109orientation non-HFS 109ORS (paramètres liés aux objets) 267

Index 283

Ppalette

détection des risques de collision du brasPU 40

paramètre Intensity Range 153paramètre VOI 153paramètres CBCT

avancés 254paramètres CBCT avancés 254paramètres de comparaison

personnalisation 148paramètres liés aux objets (ORS) 267paramètres persistants 267partie supérieure du bras 31PaxScan 4030CB

taille de pixel 203PCB (carte de circuit imprimé) 41périodicité 182phase respiratoire

calcul 173PI (profil d'intensité) 139plage de déplacement

bras de la source kV 244bras du détecteur 244

plaque de transmission partielleerreur de localisation 238

point de référenceplage de déplacement clinique des bras

PU 46point de tension nulle 35positionnement des bras de l'unité de

positionnement (modèle) 37poste de travail 16précollimateur kV 67procédure d'imagerie

niveau faisceau 75niveau plan 75

procédure d'imagerie de niveau faisceau 75procédure d'imagerie de niveau plan 75profil d'intensité (PI) 139profil de dose

CBCT 264profil de sensibilité

CBCT 264projections CBCT 201

artefacts 203correction de la diffusion des rayons X 202correction du durcissement du faisceau

202stockage 205

suppression des projections sanséquivalent 205

projections CTcorrection 20

proxy 200proxy CR 200PSU (bloc d'alimentation) 26PU

carte de pilotage du moteur 31carte du contrôleur 31contrôleur du panneau de connexion 31nœud de commande des déplacements

illustration 31verrouillage de sécurité des déplacements

46publications connexes 13

Rrayon X

tube kV 66rayonnement parasite

en mode pelvis 265recalage de la comparaison 117recalage spatial 101reconstruction

ajustement des paramètres 218mode 218

reconstruction 3D 208reconstruction 4D

avancée 210reconstruction avancée 207, 209

assemblée 209fusionnée 209longue durée 209

reconstructionscréer et renommer 215enregistrement 220lot 221vérification 223

reconstructions par lots 221région d'intérêt (ROI) 85réglage automatique de la luminosité (ABC)

27, 85représentation de la table

CEI 61217 122représentation de la table Isocentric Standard

122paramètres 122

reproductibilité CEIgénérateur de rayons X kV 246


réseauCAN 24zone du contrôleur 24

réseau de la zone du contrôleur (CAN) 24respiration périodique 182restauration de la comparaison 117roulis 118

Sschéma respiratoire

apprentissage 172séance de traitement

fermeture 111sécurité

dispositifs du bras PU 39, 41sélection de l'angle du bras

CBCT 94topogramme 94

signal de déplacement 182signature

limiter/exclure 132source de rayonnement kV

cache 72source kV 19

détecteur anticollision capacitif 41spécifications de dose

CTDI 260SPV (Superviseur) 17superposition de contour du champ 100superposition de contours

2D 87superposition de contours 2D 87superposition de structures 3D 161superviseur 24

communication système 28module 17

superviseur (SPV) 17support du nœud de l'unité de positionnement

31suppression des artefacts circulaires 204, 205,

218surveillance du patient 186surveillance optique de la position 186symboles visuels 12système d'imagerie 102

composants 16kV 19MV 20réseau 24vue d'ensemble 16

système d'imagerie MVaffichages du détecteur d'images 55composants 50génération d'images 53génération de pixels 53matrice de pixels 54

système d'imagerie par rayons X 16, 24vue d'ensemble 18

système d'irradiation kV 26, 72système de refroidissement 67

système de communication 24système de gestion du traitement (TM)

et comparaison 2D/3D 114système XI 24, 26

architecture 26bloc d'alimentation 26, 227dépannage 227diagnostic PU 230gestion de la mémoire 27logiciel 26réseaux 24sorties 227traitement des données 27vue d'ensemble 18

Ttable

ajustement du niveau 129décalage 89représentation 120tolérance 129

tables de tolérances 129taille de matrice 218tangage 118tangage et roulis

plateau de la table 118techniques d'acquisition

applicabilité et limitations de 212directives générales 212directives spécifiques pour 4D 213

techniques d'acquisition 4D 213tolérance de la table 129tomodensitométrie 20topogramme

sélection de l'angle du bras 94traitementvérification des champs 19

transistor en couche mince (TFT) 53tube à rayons X

voir tube à rayons X

Index 285

tube à rayons X kV 19, 26, 30, 64, 67capteur de pression d'huile 67caractéristiques techniques 247commutateur de surtempérature 67GS-1542 66inclinaison 46protection 67

Uunité de numérisation

DU 20MV 52

unité de numérisation (DU)connecteur 228

unité de numérisation MV 52unité de positionnement 30unité de positionnement (PU)

capteur de position 33conception des bras 33étalonnage et initialisation 37étalonnage Teach Drive 37

voir aussi bras PUutilisateur

avancé 22de base 22ingénieur technique chargé du service 22intermédiaire 22personnel technique chargé du service

Varian 22physicien 22thérapeute avancé 22

utilisation de la mémoiregestion des données de référence 113

Vvaleur de dose

CBCT 95valeurs mesurées

cycle de service 184expiration 184inspiration 184mouvement synchronisé 184

vérification du patient 19, 20verrouillages de sécurité

bras PU 43outrepassement 22

voyant DEL PSU 227vue d'image

étiquetage 83

XXI

ordinateur 26XI PSU 26, 227


Manuel de référence technique TrueBeam — Volume 2 : …

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