ÇUKUROVA ÜNİVERSİTESİ FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ

Transkript

1 ÇUKUROVA ÜNİVERSİTESİ FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ YÜKSEK LİSANS TEZİ Mergim GÜLMEN MEDİKAL ALANDA KULLANILAN LiF:Mg,Ti (TLD-100) NİN DOZİMETRİK ÖZELLİKLERİNİN İNCELENMESİ FİZİK ANABİLİM DALI ADANA, 2011

2 ÇUKUROVA ÜNİVERSİTESİ FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ CLINAC-DB-600C MODELİ LİNEER HIZLANDIRICININ DOZİMETRİK PARAMETRELERİNİN İNCELENMESİ Mergim GÜLMEN YÜKSEK LİSANS TEZİ FİZİK ANABİLİM DALI Bu Tez././2011 Tarihinde Aşağıdaki Jüri Üyeleri Tarafından Oybirliği/Oyçokluğu ile Kabul Edilmiştir Prof. Dr. Zehra YEĞİNGİL Doç. Dr. Mustafa TOPAKSU Doç. Dr. Süleyman ÇABUK DANIŞMAN ÜYE ÜYE Bu Tez Enstitümüz Fizik Anabilim Dalında hazırlanmıştır. Kod No: Prof. Dr. İlhami YEĞİNGİL Enstitü Müdürü Bu Çalışma Ç. Ü. Araştırma Projeleri Birimi Tarafından Desteklenmiştir. Proje No: FEF2010YL52 Not: Bu tezde kullanılan özgün ve başka kaynaktan yapılan bildirişlerin, çizelge ve fotoğrafların kaynak gösterilmeden kullanımı, 5846 sayılı Fikir ve Sanat Eserleri Kanunundaki hükümlere tabidir.

3 ÖZ YÜKSEK LİSANS TEZİ MEDİKAL ALANDA KULLANILAN LiF:Mg,Ti (TLD-100) NİN DOZİMETRİK ÖZELLİKLERİNİN İNCELENMESİ Mergim GÜLMEN ÇUKUROVA ÜNİVERSİTESİ FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ FİZİK ANABİLİM DALI Supervisor : Prof. Dr. Zehra YEĞİNGİL Yıl: 2011, Sayfa: 129 Jüri : Prof. Dr. Zehra YEĞİNGİL : Doç. Dr. Mustafa TOPAKSU : Doç. Dr. Süleyman ÇABUK Bu çalışmada medikal alanda yaygın olarak kullanılan ve dozimetrik bir malzeme olan LiF:Mg,Ti (TLD-100) nin termolüminesans özellikleri incelenmiştir. LiF:Mg,Ti (TLD-100) ün TL özelliklerinin incelenmesi için Lineer hızlandırıcı ve 60 Co kaynağı kullanılarak TLD-100 ün farklı enerjili radyasyon kaynaklarına olan cevabının incelenmesi sağlanmıştır. Yapılan çalışmada öncelikle LiF:Mg,Ti (TLD- 100) dozimetreler kalibre edilmiş, dozimetrik özelliklerinin belirlenmesi amacıyla lineer hızlandırıcıda doz ve enerji cevabına bakılmıştır. Ayrıca farklı enerjilerde elektron demeti kullanarak iyon odası ve TLD ile soğurulmuş doz ölçümleri alınmış ve sonuçlar karşılaştırılmıştır. Elde edilen sonuçlara göre TLD-100 örneklerinin 0,25 Gy ile 2,5 Gy arasında lineer bir doz cevap bölgesine (f(d)=1) sahip olduğu, örneklere 60 Co gama kaynağı, 6 MV ve 18 MV lik x-ışınları ile 2 Gy lik doz verilmesi sonucu TLD-100 ün 6 MV ve 18 MV lik x-ışınları ile ışınlanmaları sonucu elde edilen TL şiddetlerinin aynı fakat 60 Co kaynağından elde edilen TL şiddetinin farklı olduğu ve böylece TLD-100 dozimetresinin enerji bağımlı olduğu anlaşılmıştır. TLD-100 dozimetreler ile alınan ölçümlerin doğruluğunu araştırmak için iyon odası ile de ölçüm alınmış ve TLD ile alınan ölçümlerin iyon odası ile yaklaşık olarak birbirleri ile uyum içerisinde olduğu gözlenmiştir. Anahtar kelimeler: TLD-100, LINAC, İyon odası, Doz-Enerji cevabı, Kalibrasyon faktörü. I

4 ABSTRACT MS.c THESIS INVESTIGATING THE DOSIMETRIC PROPERTIES of LiF:Mg,Ti (TLD-100) USED IN MEDICINE Mergim GÜLMEN ÇUKUROVA UNIVERSITY INSTITUTE OF NATURAL AND APPLIED SCIENCES DEPARTMENT OF PHYSICS Supervisor : Prof. Dr. Zehra YEĞİNGİL Year: 2011, Pages: 129 Jury : Prof. Dr. Zehra YEĞİNGİL : Assoc. Prof. Dr. Mustafa TOPAKSU : Assoc. Prof. Dr. Süleyman ÇABUK In this study, the thermoluminescence properties of LiF:Mg,Ti (TLD-100) which is commonly used in medicine as a dosimetric material were investigated. In order to analyse the TL properties of LiF:Mg,Ti (TLD-100), the photons and the electrons with different energies were examined by using linear accelerator and 60 Co source. Firstly, LiF:Mg,Ti (TLD-100) dosimeters were calibrated due to calibration factor calculations (CF). Following the calibration studies, the dose and the energy response of the dosimeters were analysed for the purpose of identifying dosimetric properties. The absorbed doses sourced by electron beams in LINAC with different energies were measured by using the ion chamber and TLDs and the results were compared. We have seen that TLD-100 samples have a linear dose response region (f(d)=1) between 0.25 Gy and 2.5 Gy. In the present work, energy response measurements to 2 Gy absorbed dose have been performed for 60 Co gamma rays and 6 MV and 18 MV x-rays of the VARIAN LINAC. The results of 6 MV and 18 MV photons are in fairly good agreement with each other than the ones from 1.25 MeV 60 Co gamma ray source. Therefore, it was found out that TLD-100 dosimeters are energy dependent. The comparison of TLD and ion chamber measurements was investigated that the results of the two different techniques are in good agreement with radiation dose detections. Keywords: TLD-100, LINAC, Ion chamber, Dose-Energy response, Calibration factor. II

5 TEŞEKKÜR Bu yüksek lisans çalışması boyunca bana yardımcı olan ve yol gösteren danışmanım Sayın Prof. Dr. Zehra YEĞİNGİL e teşekkür ederim. Çalışmamda deneylerimin bazıları Çukurova Üniversitesi Tıp Fakültesi Radyasyon Onkolojisi Anabilim Dalı nda gerçekleştirilmiştir. Çukurova Üniversitesi Tıp Fakültesi Radyasyon Onkolojisi Anabilim Dalı Başkanı Sayın Prof. Dr. Candaş Tunalı ya ve radyasyon onkolojisi çalışanlarından Nük. Enj. Müh. Çiğdem KOCABAŞ a, Ar. Gör. Z. Gizem PORTAKAL a, Gökay CEYRAN, Sezen KOÇOĞLU na ve radyasyon onkolojisi teknisyenlerine teşekkürlerimi sunarım. Çalışmamda beni destekleyen arkadaşım Neslihan SARIGÜL e ve grup arkadaşlarım Yard. Doç. Dr. Necmettin NUR a, Öğr. Gör. Dr. Tamer DOĞAN a, Mehmet YÜKSEL e, Ali Kazım GÜRLEK e teşekkürlerimi sunarım. Ayrıca yardımlarından dolayı Fiz. Müh. E. Burçin İSPİR e teşekkür ederim. Yüksek lisans çalışmalarımı FEF2010YL52 no lu projeyle destekleyen Çukurova Üniversitesi Rektörlüğü Bilimsel Araştırma Projeleri Birimi ne teşekkür ederim. Hayatım boyunca benden yardımlarını, maddi ve manevi desteklerini esirgemeyen annem Sevgi GÜLMEN e ve babam Hüseyin GÜLMEN e ve ailemin tüm fertlerine teşekkürlerimi sunarım. III

6 İÇİNDEKİLER SAYFA ÖZ... I ABSTRACT... II TEŞEKKÜR... III İÇİNDEKİLER...IV ÇİZELGELER DİZİNİ... VIII ŞEKİLLER DİZİNİ... X SİMGELER ve KISALTMALAR... XIV 1.GİRİŞ Radyoterapi Nedir? Radyoterapi Teknikleri Harici Radyoterapide Kullanılan Tedavi Üniteleri Megavoltaj Tedavi Cihazları Co Teleterapi Cihazları Doğrusal Hızlandırıcılar (1) Lineer Hızlandırıcı Cihazının Elemanları Radyasyonun Madde ile Etkileşimi Yüklü Parçacıklar Ağır Yüklü Parçacıklar Hafif Yüklü Parçacıklar Yüksüz Parçacıklar (Fotonun Madde ile Etkileşimi) Fotoelektrik Etki Compton Etkisi Çift Oluşum Rayleigh (Kohorent) Saçılma Fotonükleer Etkileşimler Ölçüm Nicelikleri Kerma Fotonlar için Kermanın Enerji Akısına Etkisi Kermanın Bileşenleri IV

7 Hava Kerma Soğurulan (absorbed) Doz Maruz Kalma (exposure) Lüminesans Termolüminesans Basit Termolüminesans Modeli Matematiksel İfade Birinci Derece Kinetik İkinci Derece Kinetik Genel Mertebeden Kinetik Materyal Özellikleri Doz Cevabı Enerji Cevabı Uygulama Alanları Kişisel Dozimetri Çevresel Dozimetri Klinik Dozimetri ÖNCEKİ ÇALIŞMALAR MATERYAL VE METOD Materyal TLD-100 Dozimetreleri ve Özellikleri Kullanılan Cihazlar TL Ölçüm Sistemi Doğrusal Hızlandırıcı Co Tedavi Ünitesi İyon Odası Akrilik Muhafaza Alüminyum Muhafaza Metod TLD-100 Dozimetrelerin Tavlama Protokolü TLD-100 Dozimetrelerin Kalibrasyon Faktörlerinin Bulunması V

8 TLD-100 Dozimetrelerin Okunması TLD-100 Dozimetrelerinin Doz Cevabı TLD-100 Dozimetrelerinin Enerji Cevabı TLD İyon Odası Ölçümleri BULGULAR VE TARTIŞMA TLD-100 Dozimetrelerinin Doz Cevabı TLD-100 Dozimetrelerinin Enerji Cevabı TLD İyon Odası Ölçümleri SONUÇLAR VE ÖNERİLER KAYNAKLAR ÖZGEÇMİŞ VI

9 VII

10 ÇİZELGELER DİZİNİ SAYFA Tablo 1.1. Lüminesans olayının bazı tipleri ve uyarma şekilleri Tablo 3.1. Doğrusal hızlandırıcıdaki farklı elektron enerji seviyeleri için Ross iyon odasına ait elektrometreden okunan doz değerleri, demet kalite düzeltme faktörleri, fantom düzeltme faktörleri ve R 50 değerleri Tablo Co kaynağı kullanılarak PTW marka iyon odası ile elektrometreden alınan doz değeri ve iyon odasının düzeltme faktörleri 99 Tablo Co kaynağında 100 cgy doz verilen TLD sayımları Tablo 4.1. Doz cevap deneyi için elde edilen çip faktörleri 101 Tablo Gy ile 10 Gy arası doz verilen TLD-100 ün doz cevap oranları (f(d)). 102 Tablo 4.3. Tablo 4.4. Tablo 4.5. Enerji cevap deneyi için elde edilen çip faktörleri. TLD-100 dozimetrelerin enerji cevapları... TLD-İyon odası ölçümleri için elde edilen çip faktörleri Tablo 4.6. TLD-Ross İyon odası ölçümleri. 110 Tablo MeV deki iyon odası sonuçlarına normalize edilen TLD sayımları ve iyon odası ölçümleri Tablo Co daki iyon odası sonuçlarına normalize edilen TLD sayımları ve iyon odası ölçümleri 111 Tablo Co daki TLD sayım sonuçlarına normalize edilen TLD sayımları ve iyon odası ölçümleri VIII

11 IX

12 ŞEKİLLER DİZİNİ SAYFA Şekil 1.1. Ortavoltaj tedavi cihazı. 9 Şekil Coizotopunun bozunumu 11 Şekil 1.3. Alcyon II marka 60 Co kaynağı 12 Şekil 1.4. Bir Doğrusal Hızlandırıcının Elemanları. 13 Şekil 1.5. X-ışını ve Elektron tedavi modu. 15 Şekil 1.6. Magnetronun iç yapısı Şekil 1.7. a) Farkı manyetik akı değerlerine sahip manyetik alan ve elektrostatik alanların etkisi altında bir elektronun hareket yolu b) Dönüş hareketi yapan elektronların yük dağılımı.. 17 Şekil 1.8. Klistronun iç yapısı.. 19 Şekil 1.9. Buncher kavitesindeki elektrik alan-zaman diagramı Şekil a) Hızlandırıcı dalga kılavuzu içerisindeki elektronların hareketi b) Doğrusal Hızlandırıcının iç yapısı Şekil İyon odasının iç yapısı Şekil Ağır yüklü parçacık için derin doz dağılımı. 26 Şekil Alfa ve Beta parçacıklarının menzilleri Şekil Bremsstrahlung radyasyonu Şekil Fotonların maddeyle etkileşiminde baskın olan üç etki Şekil Fotoelektrik etkinin kinematiği Şekil Fotoelektrik olayı Şekil Fotoelektrik etki için kütle zayıflatma katsayısının foton enerjisine göre değişimi 34 Şekil Compton etkisi Şekil Çift Oluşum Olayının kinematiği Şekil Yok Olma Radyasyonlarının oluşumunu. 40 Şekil Rayleigh Saçılma.. 41 Şekil Çarpışma kerma ve soğurulan dozun yüksek enerjili fotonlar ile ışınlanan ortamın derinliğine göre değişimi Şekil Floresans olayı X

13 Şekil Fosforesans olayı Şekil Enerji bant modeli ve Termolüminesans olayı Şekil Kristal yapı içerisinde ışınlama ile gerçekleşen süreç. 59 Şekil Işınlanmış kristal yapı içerisinde ısıtma ile gerçekleşen süreç 59 Şekil TL dozimetrenin (LiF) sıcaklığına karşı TL şiddeti 60 Şekil Fosforesans süreci. E, Termal aktivasyon enerjisi.. 61 Şekil Sıcaklık T(t), TL ışıma şiddeti I(t) ve zamanın bir fonksiyonu olarak tekrar birleşme merkezlerindeki tuzaklanmış boşlukların konsantrasyonu n b (t) Şekil Eşitlik 1.55 in çözümü. I M, lüminesans şiddeti,t M, tuzaklanmış elektronların başlangıçtaki yoğunluğu olan n 0 dan bağımsızdır 66 Şekil I, birinci derece kinetiğe sahip, II, ikinci dereceden kinetiğe sahip örnekte elde edilen tepelerin şekli.. 68 Şekil TL eğrisinin soğurulan doza göre şematik gösterimi.. 71 Şekil TLD lerin kullanıldığı Kişisel Dozimetri, Çevresel Dozimetri, Klinik Dozimetri ve Yüksek Doz Uygulamaları gibi genel alanların alt kategorileri ile birlikte gösterimi Şekil 2.1. LiF:Mg,Ti ( ) ve hassaslaştırılmış LiF:Mg,Ti ( ). LiF:Mg,Ti dedektörleri 137Cs gama kaynağı ile ışınlanmıştır. Kesikli eğri Geiss ve ark. nın 250 kvp x ışınları için TLD-100 ün doz cevabını göstermektedir 80 Şekil 2.2. LiF:Mg,Ti ( ) ve hassaslaştırılmış LiF:Mg,Ti ( ) ve yüksek hassasiyetli LiF:Mg,Cu,P(+) Şekil 3.1. LiF:Mg,Ti (TLD-100) çip formundaki dozimetreler Şekil 3.2. Risø TL/OSL cihazının görüntüsü Şekil 3.3. Risø TL/OSL cihazının şematik gösterimi 86 Şekil 3.4. Deneylerde kullanılan kenarlıklı diskler ve örneklerin yerleştirildiği 48 örnek haznesine sahip döner tabla Şekil 3.5. TL Okuyucunun şematik gösterimi. 87 Şekil 3.6. VARIAN CLINAC marka doğrusal hızlandırıcı. 88 Şekil 3.7. Alcyon II marka gama kaynağı XI

14 Şekil 3.8. Ross marka paralel planlı iyon odası Şekil 3.9. TLD-100 dozimetrelerin yerleştirildiği akrilik muhafaza Şekil Alüminyum muhafaza. 91 Şekil a) TLD dozimetrelerin yüksek sıcaklıkta tavlanması için kullanılan alüminyum muhafaza. b) TLD dozimetrelerin yüksek sıcaklıkta tavlandığı fırın. 92 Şekil TLD-100 örneklerini Risø TL/OSL cihazındaki sisteme ait orijinal Sequence programı. 94 Şekil TLD-İyon odası karşılaştırması için deney düzeneği.. 97 Şekil 4.1. TLD-100 ün verilen dozlara ait TL ışıma eğrileri Şekil 4.2. TLD-100 için Gy lik doz verilerek elde edilen doz cevap eğrisi 103 Şekil 4.3. TLD-100 dozimetrelerin 60 Co, 6 MV ve 18 MV deki TL ışıma eğrileri Şekil 4.4. TLD-100 dozimetrelerin 60 Co, 6 MV ve 18 MV deki enerji cevap grafiği 107 Şekil 4.5. TLD sayımlarının 4 MeV lik enerjide iyon odasından alınan sonuçlara normalize edilmiş durum Şekil 4.6. TLD sayımlarının 60 Co da kullanılan iyon odası sonuçlarına normalize edilmiş durum. 112 Şekil 4.7. TLD sayımlarının 60 Co dan alınan TLD sayımlarına normalize edilmiş durum 113 Şekil 4.8. TLD sayımlarının 4 MeV de iyon odasından alınan sonuçlara, 60 Co kaynağında ölçülen iyon odasından alınan sonuçlara, 60 Co Şekil 4.9. Şekil kaynağında ölçülen TLD sonuçlarına normalize edilmiş durumu gösteren grafik MeV lik enerjide iyon odasından alınan sonuçlara normalize edilen TLD sayımları ile iyon odası değerleri Co da kullanılan iyon odası sonuçlarına normalize edilen TLD sayımları ile iyon odası değerleri 115 XII

15 Şekil Şekil Co dan alınan TLD sayımlarına normalize edilen TLD sayımları ile iyon odası değerleri MeV de iyon odasından alınan sonuçlara normalize edilen, 60 Co kaynağında ölçülen iyon odasından alınan sonuçlara normalize edilen, 60 Co kaynağında ölçülen TLD sonuçlarına normalize edilen TLD sayımları ile iyon odası değerleri 117 XIII

16 SİMGELER ve KISALTMALAR LiF : Lityum florür LiF:Mg,Ti : Mangnezyum ve titanyum katkılı lityum florür LiF:Mg,Cu,P : Magnezyum bakır ve fosfor katkılı lityum florür MLC : Multilif Kolimatör, Multileaf Collimator PMT : Fotokatlandırıcı tüp, Photo Multiple Tube SSD : Kaynak-Cilt mesafesi, Source to Skin Distance TL : Termolüminesans TLD : Termolüminesans Dozimetresi β : Beta γ : Gama µ tr : Enerji transfer katsayısı µ en : Enerji soğurma katsayısı a.u. : Keyfi birim b : Kinetik mertebe ev : Elektron volt E : Enerji seviyesi Gy : Gray k : Boltzmann sabiti s : Frekans faktörü T m I Z etkin : Tepe sıcaklığı : Işıma şiddeti : Etkin atom numarası XIV

17 XV

18 1.GİRİŞ Radyasyon, radyoloji fiziği ve katıhal fiziğini merkeze alan, radyobiyolojiyi de içinde barındıran disiplinler arası bir konudur. Radyoloji, yüksek enerjili parçacıkları ve foton-madde etkileşimlerini inceler. Bu bilim dalı 19.yy da Röntgen in X- ışınlarını, Becquerel in radyoaktiviteyi, Curie nin de radyumu keşfetmesiyle başlamıştır (Holmes ve ark., 2002). X-ışınları 1895 de Alman fizikçi Wilhelm Conrad Roentgen tarafından keşfedilmiş, Roentgen Crooke s tüpünden çıkan bu yeni ve niteliği bilinmeyen ışına x-ışını adını vermiştir. X-ışınlarının keşfedilmesinin ardından Fransız bilim adamı Henry Becquerel 1896 yılında, doğada bulunan uranyum madeni üzerindeki gözlem ve araştırmaları sayesinde bir rastlantı sonucu doğal radyoaktiviteyi keşfetmiştir. Becquerel, uranyum tuzu içeren bir maddeyi siyah bir kağıda sarılmış fotografik bir levha yanına bırakmış bir süre sonra da fotografik levhanın uranyum tuzundan etkilendiğini fark etmiştir. Radyoaktivitenin keşfinden birkaç yıl sonra toryumun da uranyum gibi ışınım yaptığı fark edilmiştir. Uranyum ve Toryum içeren bazı mineraller üzerinde yapılan çalışmalar sonucunda, bu minerallerden uranyum ve toryumun içerenlerin daha fazla radyasyon yaydığı anlaşılmıştır. Bu keşifle, Marie ve Pierre Curie iki yeni radyoaktif element keşfetmişler ve bunlara polonyum (Maria Curie nin anavatanının ismi verilerek) ve radyum adı verilmiştir. X-ışınları ve radyoaktivitenin keşfedilmesinden bu yana radyasyon ve radyoaktif maddelerin yapay olarak elde edilmesinin yolları bulunmuştur de Irene Joliot Curie, herhangi bir elementin atom çekirdeğinin çekirdek içi parçacıklarla bombardıman edildiğinde radyoaktif bir özellik kazanabileceğini bildirerek yapay radyoaktiviteyi tanımlamış, bu buluşu sayesinde birçok radyoaktif madde yapay olarak elde edilmiştir. X-ışınlarının ve birçok radyoaktif elementin yapay olarak elde edilmesiyle birlikte x-ışınları başta sağlık olmak üzere birçok alanda kullanılmaya başlanmıştır. Buna bağlı olarak radyasyonun biyolojik etkilerinin fark edilmesi ve hücreler 1

19 üzerinde öldürücü etkilerinin bulunmasıyla x-ışınları, kanser gibi çeşitli hastalıkların tedavisinde kullanılmaya başlanmıştır. Amerikalı bilim adamı Coolidge, 1913 de ısıtılmış katotlu x-ışını tüpünü (Coolidge tüpü) icat ederek, ortavoltaj x-ışını tedavi ünitelerinin yapılmasında öncü olmuştur (Topuz ve ark., 2000). Ortavoltaj x-ışını (200 kv) tedavi ünitelerinin 1922 yıllarında geliştirilmesi ile fazla derinde olmayan dokulardaki habis tümörler tedavi edilmiştir. Derin dokulardan gelişen tümörlerde ise henüz başarı sağlanamamış, uygulanan ışın dozları cildin toleransı ile sınırlı kalmıştır. Fransız araştırmacı Coutard ın 1934 de çoklu fraksiyonda uygulanan radyoterapinin bir defada ve yüksek dozda verilen radyoterapiden daha iyi sonuç alındığını bildirmesi üzerine, bugün kullanılan fraksiyone (günlük dozlarla) radyoterapi rejimi başlatılmıştır. İngiliz araştırmacılar da derin dokulardaki tümörlerin birden fazla ışın hüzmesinin çakıştırılması ve rotasyonel ışınlama (dönerek ışınlama) tekniklerini geliştirerek derin tümörlerin çevredeki normal dokulardan daha fazla ışın almasını sağlamışlardır. Radyoaktif kobalt (Co-60) tedavi ünitesinin 1951 de Kanada da geliştirilmesiyle, megavoltaj ışınlarla teleterapi (uzaktan tedavi) dönemi başlamış ve daha derindeki dokularda oluşan tümörleri yok edebilecek ışın dozları cildin kısıtlaması olmadan uygulanabilmiştir de diğer megavoltaj ışın üreten lineer hızlandırıcılar geliştirilmiştir. Bu hızlandırıcıların tedavi amaçlı kullanılmasıyla birlikte habis tümörlerin yok edilmesinde başarı elde edilmiş, daha derindeki tümörlerin tedavisi mümkün hale gelmiştir (Topuz ve ark., 2000). Lineer hızlandırıcıların, kobalt tedavi ünitelerine kıyasla sızıntı probleminin olmaması, daha yüksek enerji elde edilebilmesi ve radyasyon alan kenarlarında daha keskin sınırlara sahip olması gibi avantajları vardır. Lineer hızlandırıcılarda, doğrusal bir tüp sayesinde elektron gibi parçacıkları hızlandırmak için yüksek frekanslı elektromanyetik dalgalardan yararlanılmaktadır. Yüksek enerjili elektron demetinin kendisi yüzeysel tümörlerin tedavisi için kullanılabilirken, bir hedefe çarptırılmaları sonucu elde edilen yüksek enerjili x-ışınları ise daha derin yerleşimli tümörlerin tedavisinde kullanılabilmektedir. 2

20 Son otuz yıl içinde lineer hızlandırıcıların yapımında teknik gelişmeler olmuş ve konformal radyoterapi tedavi üniteleri geliştirilmiştir. Medikal lineer hızlandırıcılar koruma blokları kullanılmaksızın yalnızca kare ve dikdörtgen alanlar oluşturmaya izin veren kolimatör yapısına sahip iken gelişen teknoloji ile birlikte düzensiz alanlar oluşturabilen çoklu kolimatöre (multileaf colimator) sahip lineer hızlandırıcılar geliştirilmiştir. Bu lineer hızlandırıcılar ile uygun donanıma sahip simülatör ve tedavi planlama sistemlerini kullanılarak en uygun doz miktarını en iyi şekilde sağlayan konformal radyoterapi, stereotaktik radyoterapi, yoğunluk ayarlı (IMRT) tedavi teknikleri uygulanabilir hale gelmiştir. Tıpta tanı ve tedavi amaçlı kullanımının yanı sıra birçok alanda karşımıza çıkan radyasyon hayatın bir gerçeğidir. Örneğin güneşteki nükleer reaksiyonlardan kaynaklanan ısı ve ışık, çevremizdeki doğal ve yapay radyoaktif maddeler, vücudumuzdaki karbon-14, potasyum-40 ve polonyum-210 gibi doğal radyoaktif maddeler kısacası yeryüzündeki tüm yaşam, radyasyonun varlığında gelişmiştir (TAEK, 2009). Radyasyon uygulamaları, günlük yaşamımızda sağlık alanından enerji üretimine, sanayiden gıda sektörüne kadar birçok alana girmiş durumdadır. Son yıllarda medikal ve eczacılık ürünlerinin steril hale getirilmesinde, suların arıtılmasında, gıdaların dezenfeksiyonunda ve materyal testleri gibi daha birçok alanda kullanılmaya başlanmıştır. Radyasyon ile ilgili uygulamaların hayatımızdaki öneminin artmasıyla beraber radyasyona maruz kalan canlı organizmaların veya herhangi bir malzemenin aldığı radyasyon miktarının ölçülmesi de önem kazanan bir bilim alanı olmuştur. Termolüminesans (TL) dozimetrisi günümüzde, soğurulan dozun ölçümünde kullanılan önemli bir teknik olarak karşımıza çıkmaktadır (Nur, 2010). Termolüminesansın çevresel, kişisel ve klinik uygulamalardaki önemli kullanımından dolayı şu anki çalışmalar daha çok yeni ve yüksek performanslı TL dozimetrelerinin üretilmesi üzerine yoğunlaşmıştır. Pasif dozimetrelerin küçük ve ucuz olmalarının yanı sıra bulundukları yerde herhangi bir elektronik güç kaynağına ihtiyaç duymamaları ve yüksek dozlar için de kullanılabilmeleri gibi birçok avantajı vardır. Termolüminesans dozimetreleri (TLD) iyonize radyasyon dozunun ölçülmesinde kullanılan pasif dozimetre tiplerinden biridir (Rendell ve ark, 1991). 3

21 TL dozimetreleri gibi özel uygulamalar için materyal arayışıyla ilgili ciddi araştırmalar 1950 lerde Daniels ve arkadaşlarının (1953) çalışmalarıyla başlamıştır. Bu yıllarda en çok gelecek vadeden materyal LiF dir. Bir süre sonra LiF mineralinin bilinen özelliklerinin materyal içerisindeki Mg ve Ti safsızlıkların katkısıyla şekillendiği anlaşılmıştır. Bu özellik Cameron ve arkadaşları (1963;1968) tarafından ortaya konmuştur. Böylece bu çalışmaların sonucunda Harshaw Chemical Company tarafından 1963 yılında TLD-100 dozimetresi üretilmiştir (McKeever, 1995). Bir malzemenin dozimetre olarak kullanılabilmesi için yüksek verimlilikte bir ışık yayınımı vermesi, yeterli depolama yeteneğine sahip olması, basit tuzak dağılımına sahip, lineer bir doz cevap eğrisi olan, ekonomik ve çevre koşullarına dayanıklı olması beklenir (Soliman ve ark, 2009). Bu nedenlerle birlikte etkin atom numarası dokuya eşdeğer (dokunun etkin atom numarası 7.42 iken LiF ün 8.14 dür), 10 cgy ile 10 Gy doz aralığında doz yanıtı doğrusal ve enerjiye bağımlılığı az olan LiF dozimetresi medikal alanda radyasyon dozunu ölçmede en yaygın kullanılan termolüminesans malzemesidir. Bu çalışmada, medikal alanda yaygın olarak kullanılan ve dozimetrik bir malzeme olan LiF:Mg,Ti (TLD-100) un termolüminesans özellikleri incelenmiştir. LiF:Mg,Ti (TLD-100) ün TL özelliklerinin incelenmesi için Lineer hızlandırıcı ve 60 Co kaynağı kullanılarak TLD-100 ün farklı enerjili radyasyon kaynaklarına olan cevabının incelenmesi sağlanmıştır. Yapılan çalışmada öncelikle LiF:Mg,Ti (TLD- 100) dozimetreleri kalibre edilmiş, dozimetrik özelliklerinin belirlenmesi amacıyla lineer hızlandırıcıda doz ve enerji cevabına bakılmıştır. Ayrıca farklı enerjilerde elektron demeti kullanarak iyon odası ve TLD ile soğurulmuş doz ölçümleri alınmış ve sonuçlar karşılaştırılmıştır Radyoterapi Nedir? Radyoterapi, iyonize ışın ya da atom parçacıklarının kanser ve nadiren kanser dışı hastalıkların tedavisinde kullanıldığı bir tedavi yöntemidir. Bu tedavi yöntemini inceleyen ve uygulayan bilim dalı Radyasyon Onkolojisi dir. 4

22 Radyoterapinin kanser tedavisindeki amacı, hastalığı tedavi etmek için kür sağlamak, bunun mümkün olmadığı durumlarda ise hastanın şikayetlerini hafifletmek için palyasyon sağlamaktır. Radyoterapi bu amaç için iyonlaştırıcı radyasyonları kullanmaktadır. Her iki durumda tedaviye genellikle cerrahi ve kemoterapi yöntemleri de eşlik eder. Radyoterapinin genel amacı ise tanımlanmış tümör hacmine, tümörü çevreleyen sağlıklı dokuya en az zarar verecek şekilde, yüksek doğrulukla ölçülmüş radyasyon dozunu vermek ve bu sayede tümör içerisindeki hastalıklı hücrelerin çoğalmasını durdurmak, tümörün yok olmasını sağlamak, yaşam kalitesini arttırmak ve kanserli hasta sağ kalımını uzatmaktır. Kısaca, çok fazla yan etkiye yol açmadan kanseri bölgesel olarak yok etmektir. Radyasyon ya doğrudan DNA zincirlerini kırarak hücreyi hasara uğratır ya da içerisinden geçtiği ortamdaki suyu iyonlaştırarak bir tür hücre zehiri etkisi gösteren hidroksil molekülleri ve peroksitler oluşturarak dolaylı yoldan hasar oluşturur (Seyrek, 2007). Hasarını tamir edemeyen hücreler ölüme gider. Tedavi alanı içerisindeki normal hücreler de bu durumdan kötü etkilenseler de, onların kendilerini onarma yetenekleri vardır. Dolayısıyla, radyasyona bağlı normal doku hasarı çoğu zaman geçicidir. Muhtemel yan etkilerden olabildiğince kaçınmak amacıyla radyoterapide verilmesi planlanan toplam doz, seanslara bölünerek verilmektedir. İyonize radyasyonların tümör ve diğer hücreleri öldürücü etkileri olması nedeniyle radyoterapi, modern kanser tedavisinde kullanılmış, hatta tedavinin temel taşlarından biri haline gelmiştir Radyoterapi Teknikleri Radyoterapide genel hedef kanser hücresi ve kanserli dokudur. Kanserli dokuyu tedavi ederken çevresindeki dokulara en az zarar verme ilkesinden hareketle farklı radyoterapi teknikleri geliştirilmiştir (Seyrek, 2007). Radyasyonlar tedavi amacıyla iki şekilde tatbik edilmektedir: 5

23 Bunlar dışarıdan ve uzaktan uygulanan harici (external) radyoterapi ile vücut içerisinden veya çok yakınından tatbik edilen dahili (internal) radyoterapi şeklindeki uygulamalardır. A. Harici (External) Radyoterapi X-ışını kaynağı veya radyoaktif kaynak vücut dışındadır. Kaynak hastayı cm gibi bir mesafeden ışınlamaktadır. Bütün x-ışını üreten tedavi cihazları, gama ışını üreten ( 60 Co) teleterapi (uzaktan tedavi) tedavi üniteleri ve tanecik şeklinde radyasyon veren tedavi üniteleri external radyoterapi uygulamalarıdır. Derine yerleşmiş ve geniş alan ışınlamasının gerektirdiği hemen hemen tüm kanser türlerinde kullanılabilirler. B. Dahili (İnternal) Radyoterapi (Brakiterapi) Radyoaktif kaynak hasta cildi üzerinde (mold tedavisi), doku arasında (interstisyel tedavi) veya vücut boşlukları (intrakaviter tedavi) içerisinde bulunur. Radyoaktif kaynak genellikle metal kılıf içerisine konulmuş kapalı halde (iğne, tüp, çekirdek, firkete, tel, plak şeklinde) veya açık halde (sıvı, kollodial) vücuda tatbik edilir Harici Radyoterapide Kullanılan Tedavi Üniteleri Eksternal tedavi üniteleri x-ışının üretildiği kısmın veya gama ışını yayan radyoaktif kaynağın ya da atom parçacıkları uygulayan aygıtın vücudun dışında olduğu ve uzaktan ışın tatbik edilen cihazlardır. Bunlar, X-ışını üreten tedavi cihazları: Kontakt, yüzeyel, ortavoltaj tedavi cihazları, lineer hızlandırıcılar, Gama ışını yayan tedavi cihazları: Radyoaktif kobalt ve sezyum tedavi üniteleri, 6

24 Atom parçacıkları uygulayan tedavi cihazları: Hedef materyali çıkarılmış lineer hızlandırıcılar, betatron, cylotron tedavi üniteleridir. Eksternal tedavi üniteleri, üretilen ışın ya da atom parçacıklarının enerji düzeylerine göre şu şekilde sınıflandırabilinir: a) Kilovoltaj Tedavi Cihazları b) Megavoltaj Tedavi Cihazları c) Atom parçacıkları uygulayan tedavi üniteleri A. Kilovoltaj Tedavi Üniteleri 1950 li yıllara kadar eksternal ışın tedavileri, 300 kvp a kadar x-ışını üretebilen kilovoltaj tedavi üniteleri ile yapılmaktaydı. Ancak 1950 lerde ve 60 larda, yüksek enerjili makinaların ve kobalt-60 ünitelerinin kullanımında artış başlayınca kilovoltaj üniteleri tamamen kullanımdan kaldırılmasa da yerini bu yeni cihazlara bırakmıştır. Bu cihazlar maksimum enerjilerini cilt üzerinde topladıkları ve üretilen x- ışınlarının giricilik yetenekleri fazla olmadığı için derin yerleşimli tümör tedavisinde kullanılmamaktadır (Topuz ve ark., 2000). Kilovoltaj x-ışını radyoterapi üniteleri, Grenz Işın Terapisi, Kontakt Tedavi Ünitesi, Yüzeyel Tedavi Ünitesi, Ortavoltaj veya Derin Terapi Tedavi Ünitesi şeklinde alt kategorilere ayrılmaktadır. I. Grenz Işın Tedavi Ünitesi Grenz ışın terapisi, 20 kv un altındaki potensiyellerde üretilen oldukça düşük enerjili x-ışınlarıyla yapılan bir tedavi şeklidir. Bu tip ışınların giricilik kabiliyetlerinin çok az olmasından dolayı artık radyasyon tedavisinde kullanılmamaktadır. 7

25 II. Kontakt Terapi kv arasındaki elektrik potansiyelinde çalışmaktadır. Filtresi mm kalınlığında Alüminyum (Al) filtredir. Aplikatör takıldığında kaynak-cilt mesafesi (SSD) 2 cm veya daha az olmaktadır. Kısa mesafe (SSD) ve düşük voltaj nedeniyle kontakt terapi 1-2 mm den derin olmayan tümörlere uygulanmaktadır. Yumuşak dokunun 2 cm inde ışın neredeyse tamamen soğurulur. Bazı cilt hastalıklarının tedavisinde kullanılmaktadır. III. Yüzeyel Terapi kv arasındaki elektrik potansiyelinde çalışmaktadır. Filtresi 1-6 mm kalınlığında Al filtredir. SSD mesafesi cm arasında değişir. Yaklaşık 5 mm derinlikteki tümörlerin ışınlanmasına elverişlidir. Bu derinliğin ötesinde doz keskin bir azalış gösterir. Bu nedenle bu tip cihazlar, cilt-dudak kanserlerinin ve bazı dermotolojik hastalıkların tedavisinde kullanılmaktadır. IV. Ortavoltaj veya Derin Terapi kv potansiyel farkı altında üretilen x-ışınlarıyla tedavi amacıyla kullanılır. Ancak çoğu ortavoltaj tedavi cihazı kv potansiyelinde çalıştırılmaktadır. 1-4 mm kalınlıkta bakır (Cu) filtre kullanılır. SSD genellikle 50 cm dir. 2 cm in altındaki tümörler için kullanımı uygun değildir. Şekil 1.1 de bir ortavoltaj tedavi ünitesinin görüntüsü yer almaktadır. 8

26 Şekil 1.1. Bir ortavoltaj tedavi cihazı (Khan, 2010) V. Süpervoltaj Terapi kv arasındaki potansiyel farkı altında üretilen x-ışını terapisine süpervoltaj veya yüksek voltaj terapisi denmektedir. Daha fazla enerjiye sahip x-ışını üretme süreci yüksek voltaja sahip transformatörlerin yalıtımının sağlanamamasından dolayı gerçekleştirilemiyordu. Geleneksel transformatör sistemleri yaklaşık 300 kv nin üzerinde potansiyel üretmeye uygun olmadığından dolayı yüksek enerjili cihazların tasarımı için yeni yaklaşımlara ihtiyaç duyulmuştur (Khan, 2010) Megavoltaj Tedavi Cihazları Bir milyon volt ve üzerinde foton ve gama ışınları üreten tedavi üniteleridir. Klinik uygulamalarda kullanılan megavoltaj cihazlarına örnek olarak Van De Graff jeneratörü, lineer hızlandırıcılar (LINAC), betatron, mikroton ve Co-60 gibi üniteler 9

27 gösterilebilir. X ve gama ışınlarının enerjileri oldukça yüksek olduğundan giricilik kabiliyetleri de yüksektir ve derine yerleşen tümörlerin tedavisinde kullanılmaktadır Co Teleterapi Cihazları Doğal kobalt, 27 proton, 32 nötron, 27 elektrondan oluşmuş doğada kararlı halde bulunan sert, kırılgan mavimsi renge sahip bir metaldir. Co nun en çok bilinen izotopu kararsız halde (radyoaktif) bulunan 60 Co dır Co izotopunun yarı ömrü yıl olduğu için normal şartlarda doğada bulunmaz. Bu yüzden 27Coizotopu Co nun nötron bombardımanına tutularak radyoaktif hale gelmesi ile yapay olarak üretilmektedir. Nötron kaynağı olarak ise her fisyon başına ortalama 3,8 elektron yayımlayan 252 Cf (Kaliforniyum) kullanılır. izotop olan 60 27Coizotopu bozunum sonucu kararlı bir Ni ye dönüşmektedir. 60 Co ın bozunum süreci ise aşağıdaki gibidir; Co+ n 27Co 28 Ni + e - + gama ışını (1.1.) 60 Co kaynağı 60 Ni ye bozunurken β parçacıkları (E max = 0.32 MeV) ile birlikte her parçalanma sırasında enerjileri 1.17 ve 1.33 MeV olan iki foton yayınlar. 60 Co kaynağının enerjisi bu iki foton enerjisinin ortalaması olan 1.25 MeV olarak kabul edilmektedir. Yayınlanan bu gama ışınları kanser tedavisi için radyoterapi alanında kullanılmaktadır. Şekil 1.2 de 60 Co nun bozunumu ile ilgili şematik gösterim yer almaktadır. 10

28 60 Şekil 1.2. Co izotopunun bozunumu (Khan, 2010) Ancak 60 Co kaynağı, 1 2 cm arasında değişen bir kaynak yarıçapına sahip olduğu için bir nokta kaynak gibi ele alınamaz ve bu durum, demetin merkezi ekseninden uzaklaştıkça (özellikle alan kenarlarında) dozdaki azalma olarak bilinen penumbra ya yol açmaktadır (Khan, 2010). 60 Co fotonları için d max derinliği su ve yumuşak dokular için 0.5 cm dir. Fakat yine de Lineer hızlandırıcılar sahip oldukları üstünlüklerden dolayı son yıllarda 60 Co cihazlarının yerini almışlardır. Lineer hızlandırıcı ile yüksek enerjili x-ışını elde edilebilir ve tedavi şekline bağlı olarak elektronlar da doğrudan tedavide kullanılabilir. Yüksek enerjili lineer hızlandırıcılarda saçılan ışınlar azdır ve doz maksimum noktası daha derindedir. Bundan dolayı cilt daha az hasar görür. Ayrıca lineer hızlandırıcılarda penumbra bölgesi daha küçüktür ve alan kenarlarında daha keskin doz düşüşleri görülür. Bunun nedeni ise lineer hızlandırıcıların sanal kaynak çapının yaklaşık 2 mm olmasıdır (Baş, 2005). Şekil 1.3 de ise ışın tedavisinde kullanılan Alcyon II marka gama kaynağının görüntüsü yer almaktadır. 11

29 Şekil 1.3. Alcyon II marka 60 Co kaynağı Doğrusal Hızlandırıcılar Doğrusal hızlandırıcılar yüksek frekanslı elektromanyetik dalgaları kullanarak elektronları doğrusal tüp boyunca yüksek enerjilere kadar hızlandıran cihazlardır. Yüksek enerjili elektron demetinin kendisi yüzeysel tümörlerin tedavisi için kullanılabilirken, bir hedefe çarptırılmaları sonucu elde edilen yüksek enerjili x ışınları ile derin yerleşimli tümörlerin tedavisi mümkün olmaktadır. Radyoterapinin ilk uygulandığı dönemlerde x-ışını tüpleri ile kv potansiyel farkında x-ışını elde edilebiliyordu. Bu tip düşük enerjili x-ışınlarının giricilik kabiliyetinin de az olması sebebiyle derine yerleşmiş tümörlerin tedavisinde tümörün üst kısmındaki sağlam dokular fazla miktarda doz almakta ve cilt reaksiyonları fazla olmakta idi. Kemik dokusuyla yumuşak doku arasındaki bu doz farkı, hasta tedavisinde sakıncalı bir durum teşkil ettiğinden x-ışınlarının cilt ve sağlam dokulardaki etkilerini azaltacak, kemik ve diğer dokularda aynı soğurmayı verecek cihazların yapımı üzerinde yoğun çalışmalar yapılmıştır. Yapılan bilimsel çalışmalar sonucunda megavoltaj kademesindeki ışınların konvansiyonel röntgen 12

30 tüpleri ve jeneratörler ile elde edilemeyeceği anlaşılmıştır. Bunun üzerine araştırmacılar elektrik yüklü parçacıkları hızlandıracak başka sistemler üzerinde çalışmaya yönelmişlerdir yılında İşveç li fizikçi R. Wideröe ilk hızlandırıcıyı planlamış ve yapmıştır yılından sonra yüksek frekanslı ve çok kısa dalga boylu (microwave) osilatörler elektronları hızlandırmak için geliştirilmiştir. Daha sonra yüksek frekans kaynağı olarak 3000 MHz frekansta elektromanyetik dalga veren mikrodalga üreticisi (magnetron ve klistron tüpleri) lineer hızlandırıcılarda kullanılmaya başlanmıştır (Dirican, 2001). Günümüzde, dünyada en modern radyoterapi cihazları olarak lineer hızlandırıcılar kullanılmaktadır. Şekil 1.4 te bir doğrusal hızlandırıcının elemanları gösterilmektedir. Lineer hızlandırıcıların çalışma prensibi basitçe şu şekilde özetlenebilir: Şekil 1.4. Bir Doğrusal Hızlandırıcının Elemanları (Podgorsak, 2005) Modülatör olarak adlandırılan ve pulslu akım üreten birim, bir doğru akım (DC) güç kaynağı tarafından beslenir ve yüksek voltaj sinyalleri oluşturur. Bu sinyaller magnetron veya klistron ile eşzamanlı olarak elektron tabancasına iletilir. Magnetron 13

31 ve klistron, frekansı yaklaşık 3000 MHz olan elektromanyetik dalgaların elde edildiği özel tüplerdir. Bu tüplerde oluşturulan elektromanyetik dalgalar, dalga kılavuz sistemi ile hızlandırıcı yapının içerisine gönderilir. Hızlandırıcı yapı, değişken çapta ve aralıkta bakır disklerle bölünmüş bakır bir tüpten oluşur. Elektron tabancasında, katot ile anot arasına uygulanan potansiyel fark altında hızlanarak 50 kev lik enerjiye ulaşan elektronlar buradan çıkarak hızlandırıcı tüp içerisinde, magnetron veya klistrondan üretilen elektromanyetik dalgalar ile üst üste biner ve doğrusal tüp boyunca hızlanırlar. Elektronlar elektromanyetik dalganın tepe noktasına bindirilerek yüksek hızlara ulaştırılmaktadır. Düşük enerjili lineer hızlandırıcılarda (6 MV ye kadar olan) hızlandırıcı tüp diğerlerine kıyasla daha kısadır. Daha yüksek enerjili lineer hızlandırıcılarda ise hızlandırıcı yapı daha uzundur. Elektronlar hızlandırıcı yapının sonunda uygun bir açı ile (genellikle 90 0 ve ) bükülerek hedef üzerine yönlendirilirler. Elektron demetinin doğru bir şekilde bükülmesi, magnetler, yönlendirici bobinler ve diğer bileşenleri içinde barındıran demet taşıyıcı sistem tarafından gerçekleştirilir (Khan, 2010). Bu şekilde elde edilen elektronlar yüzeysel tümörlerin tedavisinde kullanılabilir. Derin tümörlerin tedavisi için de elektron demeti bir hedefe çarptırılarak yüksek enerjili x-ışınları elde edilmektedir. Şekil 1.5. de bir doğrusal hızlandırıcının x-ışını ve elektron tedavi modu gösterilmektedir. 14

32 Şekil 1.5. A: X-ışını tedavi modu. B: Elektron tedavi modu (Khan, 2010) Bir lineer hızlandırıcı x-ışını modunda çalıştırıldığı zaman, elektron demeti bir hedefe çarptırılarak bremsstrahlung x-ışını üretilir. Bu x-ışını sabit bir birincil kolimatör ile hizalanır. Elektronların hedefe çarpmasından sonra oluşan x-ışınlarının yoğunluğunu homojen hale getirmek için düzleştirici filtre kullanılmaktadır. Bu filtre genellikle kurşundan yapılmaktadır. Fakat tungsten, çelik, uranyum, alüminyum veya bunların karışımından yapılan filtreler de kullanılmaktadır. Eğer hasta tedavisinde x-ışını yerine elektronlar kullanılırsa, saçıcı levha karosel yardımı ile hedef ve düzleştirici filtre ile yer değiştirerek elektron demetinin önüne sürülür. Bu saçıcı levha elektronların çoğunun bremsstrahlung etkileşimi yapmadan saçılmasını sağlayacak kalınlıkta olmalıdır. Ancak yine de toplam enerjinin bir kısmı bremsstrahlung enerjisine dönüşmektedir. Bu dönüşüm elektron demetinde x - ışını kontaminasyonu olarak ortaya çıkmaktadır. Düzleştirilmiş x-ışını veya elektron demeti birkaç iyon odasının ya da birden fazla plakaya sahip tek bir iyon odasının bulunduğu doz kontrol odasına gelir. İyon odaları, planlanan dozun her hasta tedavisi için tekrarlanabilir bir şekilde verilebilmesi için kullanılmaktadır. İyon odaları, içerisindeki gaz yoğunluğunun çevredeki basınç ve sıcaklık değişimlerinden etkilenmemesi için dış ortamdan yalıtılmışlardır (Khan, 2010). İyon odaları ile kaydedilen dozun birimi monitör unit (MU) olarak adlandırılır. MU ayarlanması standart bir alan ayarı için standart bir 15

33 doza kalibre edilir. Örneğin, 1 MU su içerisinde d max derinliğinde 10x10 cm 2 lik alan ve SSD 100 cm için 1 cgy e kalibre edilebilir. Bununla beraber 1 MU farklı bir alan boyutunda farklı bir doza eşit olacaktır. Doz hesaplamalarında alan boyutuna bağlı doz tablolarının kullanılmasının nedeni budur (Metcalfe ve ark., 2002). X-ışını ya da elektron demeti iyon odasını geçtikten sonra, kurşun ya da tungsten den yapılmış iki parçalı kolimatör çenesinden (jaws) oluşan ve alanı 0 x 0 cm² den 40 x 40 cm² ye kadar açılabilen hareketli x-ışını kolimatörüne gelir. Medikal hızlandırıcıların çoğunda x-ışını kolimasyon sistemleri birbirine benzerken elektron tedavisinde kullanılan kolimasyon sistemleri, elektronların havada kolayca saçılmasından dolayı oldukça farklıdır. Ancak demet kolimasyonu hastanın cilt yüzeyine kadar sağlanmalıdır. Bunu başarmak için de x-ışını kolimatörleri geniş alanda açılır ve ucuna hastanın cilt yüzeyine doğru uzanan kiriş şeklinde yardımcı bir kolimatör sistemi eklenir (Khan, 2010) (1) Lineer Hızlandırıcı Cihazının Elemanları A. Magnetron Magnetron mikrodalga üreten bir birimdir. Birkaç mikrosaniyede mikrodalga sinyali üreten ve saniyede birkaç yüz sinyali tekrarlama hızına sahip olan yüksek güçlü osilatör olarak çalışır. Magnetronda üretilen mikrodalgaların frekansı yaklaşık olarak 3000 MHz dir. Magnetron bakır bir anot bloğundan meydana gelir. Anot bloğunun orta deliğinde silindirik bir yapıya sahip olan katot bulunur. Katot ve anot arasındaki hava boşaltılmıştır. Anot bloğunun çevresinde anot ile katot arasındaki bağlantıyı sağlayan frekans tayin edici çınlayıcılar yer alır. Şekil 1.6 da magnetronun iç yapısı gösterilmektedir. 16

34 Şekil 1.6. Magnetronun iç yapısı Magnetronda, hiç manyetik alan bulunmuyorsa katodun ısıtılması sonucunda elektronlar merkezden anoda doğru düzgün ve doğrudan varacak bir biçimde yayılarak hareket ederler. Şekil 1.7(a) da tek bir elektronun mavi renkli hatta bu hareketi gösterilmektedir. (a) (b) Şekil 1.7. (a) Farkı manyetik akı değerlerine sahip manyetik alan ve elektrostatik alanların etkisi altında bir elektronun hareket yolu, (b) Dönüş hareketi yapan elektronların yük dağılımı ( Daimi manyetik alan, elektronların yolunda bir bükme meydana getirir. Eğer elektronlar anoda varırsa bir anot akımı meydana gelir. Manyetik alanının şiddeti arttırılırsa bu büküm daha keskinleşir. Benzer şekilde elektronun hızı arttıkça etrafındaki alan da büyür ve sapma daha da keskinleşir. Bununla beraber kritik alan 17

35 değerine varıldığında, elektronlar resimde kırmızı renkle gösterilen hattı takip ederler (Şekil 1.7a), elektronlar artık anottan uzaklaşmıştır ve anot akımı aniden çok küçük bir değere düşer. Alan kuvveti daha da arttırılırsa akım sıfırlanır. Anot ile katot arasındaki bölgeye (elektrik ve manyetik alanların birbirine dik yönde bulunduğu) eksensel yönde bir manyetik alan uygulanması durumunda elektronlar bir çember etrafında dönerken bir başka çember çizerek (epicycloidal) sapmaya uğrarlar. Dönüş hareketi yapan bu elektronlar, anotlar arasındaki bölgelerde bisiklet jantına benzeyen bir yük dağılımına sebep olurlar (Şekil 1.7b). Elektron oyuk önünden geçerken enerjisini bırakır ve enerjisi tükenince anoda varır. Katot ve anot arasındaki çark kolu üzerinde bulunan elektronlar anoda varmadan önce çok daha fazla frenlenirler. Bu frenleme onların enerjilerini yüksek frekanslı salınıma bırakmalarını sağlar. Yani elektronlar DC alandan enerji alıp bunu AC alana aktararak salınımın sürmesini sağlarlar. Üretilen bu yüksek frekanslı mikrodalga pulsları dalga kılavuzu eşliğinde hızlandırıcı yapıya gönderilir. B. Klistron Klistron bir mikrodalga üreticisinden çok mikrodalga yükselticisidir. Düşük güçte bir mikrodalga osilatörü ile çalıştırılması gerekmektedir. Klistron, birbirinden sürükleyici tüp ile ayrılmış iki elektron oyuğundan ve bir demet toplayıcısından oluşmaktadır. Şekil 1.8 de iki oyuklu klistronun basit bir kesiti gösterilmektedir. 18

36 Şekil 1.8. Klistronun iç yapısı (Khan, 2010) Katottan koparılan elektronlar gruplayıcı oyuk olarak adlandırılan ve düşük düzeydeki mikrodalgalar ile beslenen birinci oyuğa doğru negatif pulslu voltaj ile hızlandırılırlar. Mikrodalgalar boşluklar arasında değişken bir elektrik alan oluştururlar. Elektronların hızı bu elektrik alanın etkisi ile ilişkilidir. Bazı elektronlar hızlanırken bazıları yavaşlar, bazılarının hızı ise değişmez. Yavaşlayan elektronlara hızlanan elektronlar yetişir. Bu durumda sürükleme tüpü içerisinden geçen hızları değiştirilmiş (modüle edilmiş) elektron demetleri meydana gelir (Khan, 2010). Toplayıcı oyuktaki elektron demetlerinin hızlarındaki azalış çok güçlü radyofrekanslı sinyaller yayınlamalarına sebep olur (Smith, 2000). Şekil 1.9. Buncher kavitesindeki elektrik alan-zaman diyagramı (Biggs, 2010) Şekil 1.9 da gösterilen gruplayıcı oyuğundaki E alan-zaman diyagramı: a pozisyonundaki elektronlar geciktirici bir elektrik alan ile karşılaştıklarından yavaşlarlar. b dekilerin hızı değişmez. c durumundaki elektronlar ise hızlandırıcı bir elektrik alan ile karşılaştıklarından hızlanırlar. Bu işlem hız modülasyonu olarak adlandırılır ve elektronların bir araya gelmesini sağlar. 19

37 C. Elektron Tabancası Elektron tabancası hızlandırıcı dalga kılavuzu için elektron kaynağıdır. İçerisinde bir anot ve katot vardır. Flamanın ısıtılmasıyla katottan koparılan elektronlar potansiyel fark altında anoda doğru hızlandırılırlar. Hızlanan elektronlar anottaki bir delik içerisinden geçerek hızlandırıcı dalga kılavuzuna gelir. Elektronlar, yüksek güçlü mikrodalgalar ile eş zamanlı olarak hızlandırıcı kılavuz içerisine ulaşırlar. D. Hızlandırıcı Dalga Kılavuzu Doğrusal hızlandırıcı dalga kılavuzları mikrodalgaların oyuk duvarlarından yansıması sırasında güç kaybını azaltmak için elektriksel iletkenliği yüksek olan bakırdan yapılmaktadır. Ayrıca elektron kaybını önlemek için yüksek vakum altında tutulmaktadır. Arka arkaya dizilmiş mikrodalga oyuklarından oluşur. Bu oyuklardaki elektrik alan elektronun hızlanmasını sağlar. Elektronlar ilerleyen elektrik alan üzerinde yakalanarak ışık hızına yakın bir hıza ulaşırlar. Elektronların kılavuz içerisinde odaklanmalarını, yönelimlerini ve konumlarını kaybetmesini engellemek için kılavuzun etrafına yönlendirici bobin yerleştirilmiştir (Metcalfe ve ark., 2002). Lineer hızlandırıcının kalbi, elektronun hızlandırıldığı kısım olan hızlandırıcı dalga kılavuzudur. Elektronları hızlandırmak için ihtiyaç duyulan mikrodalga enerjisi, kısa süreli pulslar halinde mikrodalga kılavuzu yardımıyla mikrodalga üreticisi veya magnetrondan hızlandırıcı yapıya ulaştırılır. Elektron ve mikrodalga aynı anda harekete geçerse elektronun enerjisi sürekli olarak artacaktır. Şekil 1.10 da doğrusal hızlandırıcının iç yapısı gösterilmektedir. 20

38 (a) (b) Şekil 1.10 (a) Hızlandırıcı dalga kılavuzu içerisindeki elektronların hareketi (Baş, 2005) (b) Doğrusal Hızlandırıcının iç yapısı (Jayaraman ve ark., 2004) Magnetron veya klistron aracılığı ile üretilen elektromanyetik dalgalar, silindirik yapıya sahip vakumlu tüpün içerisine yerleştirilmiş olan tüp şeklindeki elektrotlar arasında bir elektrik potansiyeli oluşmasına yol açar. Radyofrekans (RF) potansiyeli zamanla sinüsoidal olarak değişir. Benzer şekilde elektrotlar arasındaki boşlukta bulunan elektrik alanın yönü de değişir. Örneğin; RF dalgaların frekansı 3000 MHz ise döngü her 1/3000 saniyede tekrarlanacak demektir ve 1/6000 saniye aralıklarında elektrik alan ters yönde olacaktır. Böylece elektrik alanın yönü şekilde gösterildiği gibi noktalı oklarla birbirini izleyecektir. Bir parçacık boşluğu geçerken her seferinde, enerji kazanabilmesi için hızlanan bir alan bulması gerekir. Bu da elektrotlar arasındaki boşluğun parçacığın yarım döngü boyunca aldığı yola eşit olacak şekilde ayarlanması ile mümkün olmaktadır. Parçacık tüp içerisinde ilerledikçe daha fazla hız yani enerji kazanacağı için elektrotlar da aralarındaki boşluklar arasındaki mesafe gittikçe büyüyecek şekilde yerleştirilmelidir. Bu koşullar altında dalganın faz hızı ile parçacığın hızı eşit olur ve parçacık yarım döngüsünü 21

39 tamamladıktan sonra bir sonraki boşluğa ulaşır ve parçacık bu şekilde hareketine devam eder (Jayaraman ve ark., 2004). E. İyon Odası İyon odaları, radyoterapide radyasyon dozunu belirlemede kullanılmaktadır. İyon odaları genellikle referans koşullar altında kalibrasyon ölçümleri için kullanılmaktadır. İhtiyaca göre çeşitli şekil ve boyutlardadır. Standart bir iyon odası Şekil 1.11 de gösterilmiştir. Şekil İyon odasının iç yapısı (Khan, 2010) X-ışınları D diyaframından geçerek iyon odasının içerisindeki gaz atomları ile etkileşir ve iyonizasyona sebep olur bunun sonucunda da enerjisini kaybeder. İyonizasyon sonucu oluşan serbest elektronlar ve pozitif iyonlar, tekrar birleşme eğilimine sahiptir ancak, elektrotlar arasına uygulanan elektrik alanın etkisi ile (+) ve (-) iyon çiftleri anot ve katoda ulaşarak bir iyonizasyon akımı meydana getirmektedir. Bu odada oluşan iyonizasyon yükünün saptanması ışınlamanın doğru bir ölçümü olurken, iyon akımının ölçülmesi ise ışınlama oranını vermektedir. Gelen fotonun ortaya çıkardığı elektronun menzili toplayıcı hacim ve plakalar arası mesafeden küçük olmalıdır. Buna ek olarak elektron dengesinin sağlanabilmesi için birim zamandaki foton akısı sabit kalmalıdır. Ayrıca x-ışınlarının girdiği D diyaframı 22

40 ile toplayıcı hacim arasındaki mesafe o bölgede üretilen elektronların toplayıcı hacim içerisinde üretilen elektronlara karışmaması için elektronun menzilinden büyük olmalıdır. İyon odasının duvar materyalinin atom numarası, mümkün olduğu kadar havaya yakın olmalıdır. Genelde duvar materyali karbon içeren plastikten (polystren Z=5,7) yapılır. Duvarın iç kısımları ise iyonların toplanması için gerekli iletkenliği sağlamak için grafit ile kaplanır. İyon odalarında iki elektrot arasına bir destek yalıtkanın konulması gerekir. Genelde iyon akımları son derece küçük değerdedir (10-12 A ya da daha az). Bu yalıtkanlardan olabilecek kaçak akım miktarının son derece küçük olması gerekir. Birçok tasarımda bu akımı azaltacak koruyucu halkalar (guard ring) kullanılır. Bu halkaların bir diğer işlevi paralel plakalı sistemlerde plakaların şekillerini korumak için gerekli desteği sağlamaktır. İyon odalarının tasarımında oda duvarının yapısı ve kalınlığı seçilerek enerjiden bağımsız olmalıdır. Bu nedenle duvar kalınlığı en az foton tarafından salınacak en yüksek enerjili elektronun menzili kadar olmalıdır (Khan, 2010) Radyasyonun Madde ile Etkileşimi Radyasyon, madde içerisindeki etkileşimi ile saptanmaktadır. Bu sebeple radyasyonu tespit edebilmek için madde ile etkileşimi iyi anlaşılmalıdır. Etkileşme mekanizması parçacığın çeşidine ve enerjisine bağlı olduğu gibi girdiği ortamın atom numarasına ve yoğunluğuna bağlı olarak da değişir. Bu nedenle, yüklü ve yüksüz parçacıkların madde ile etkileşimini ayrı ayrı düşünmemiz gerekmektedir. Yüklü parçacıklar enerjilerini yüksüz parçacıklarınkinden oldukça farklı bir şekilde kaybetmektedirler. Maddeye gelen foton veya nötron hiçbir etkileşime girmeden maddeden geçip gidebilir ve sonuç olarak da enerji kaybına uğramaz. Bunun yanı sıra foton etkileşime girebilir ve böylece bir ya da birkaç etkileşim sonucunda enerjisini kaybedebilir. Buna karşın yüklü bir parçacık, Coulomb elektrik alanı ile bir veya birden fazla elektron ile ya da yanından geçtiği hemen hemen her bir atomun çekirdeği ile etkileşime girebilir. Bu etkileşimlerin çoğunda gelen yüklü parçacığın kinetik enerjisinin yalnızca küçük bir kısmı maddeye aktarılır. Böylece 23