Yukarıdaki sonucu onaylarım. Prof. Dr. Ülkü MEHMETOĞLU Enstitü Müdürü

Transkript

1 ANKARA ÜNİVERSİTESİ FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ YÜKSEK LİSANS TEZİ MEME KANSERİNDE İNTERNAL MAMMARY LENF NODU ZİNCİRİNİN ELEKTRON, FOTON ve MİKST ELEKTRON-FOTON TEDAVİLERİNİN DOZ DAĞILIMININ ve DOZ HACİM HİSTOGRAMLARININ KARŞILAŞTIRILMASI Songül BARLAZ FİZİK MÜHENDİSLİĞİ ANABİLİM DALI ANKARA 2005 Her hakkı saklıdır

2 Yrd. Doç. Dr. Niyazi MERİÇ danışmanlığında ve Doç. Dr. Bahar DİRİCAN eş danışmanlığında, Songül BARLAZ tarafından hazırlanan bu çalışma 27 / 04 / 2005 tarihinde aşağıdaki jüri tarafından Fizik Mühendisliği Anabilim Dalı nda yüksek lisans tezi olarak kabul edilmiştir. Başkan:... İmza: Üye :... İmza: Üye :... İmza: Üye :... İmza: Üye :... İmza: Yukarıdaki sonucu onaylarım. Prof. Dr. Ülkü MEHMETOĞLU Enstitü Müdürü

3 ÖZET Yüksek Lisans Tezi MEME KANSERİNDE İNTERNAL MAMMARY LENF NODU ZİNCİRİNİN ELEKTRON, FOTON ve MİKST ELEKTRON-FOTON TEDAVİLERİNİN DOZ DAĞILIMININ ve DOZ HACİM HİSTOGRAMLARININ KARŞILAŞTIRILMASI Songül BARLAZ Ankara Üniversitesi Fen Bilimleri Enstitüsü Fizik Mühendisliği Anabilim Dalı Danışman : Yrd. Doç. Dr. Niyazi MERİÇ Eş Danışman : Doç. Dr. Bahar DİRİCAN Bu çalışmada, mastektomize sol meme tedavisinde, mamaria interna lenf nodu ve göğüs duvarının beraber ışınlandığı altı farklı teknik denenmiştir. Teknikler, göğüs duvarının terapötik doz homojenitesi ile kritik normal organ dozları ve komplikasyonları açısından karşılaştırılmıştır. Sol memesiz rando fantom toplam 50 cgy sabit dozla ışınlanarak mamaria interna lenf nodu zinciri, göğüs duvarı, sağ ve sol akciğerler, kalp ve spinal korddaki soğurulan dozlar her bir teknik için TLD-100 termolüminesans dozimetreleri ile ölçülmüştür. Target hacmin terapötik doz homojenitesi ile çevreleyen kritik normal organlarda oluşabilecek istenmeyen yan etkilerin değişik teknikler için değerlendirilmesi amacıyla tedavi planlama sisteminde doz-hacım histogramları çizdirilmiştir. 30/70 foton/elektron mikst modalite ışınlama tekniğinin, mamaria interna nodları ile beraber göğüs duvarının yalnız-foton ile ışınlanmasında en etkin ve en az zararlı yöntem olduğu, target hacmi çevreleyen normal organ morbiditesinin en az ve terapötik doz homojenitesinin en iyi olduğu görülmüştür. 2005, 67 sayfa ANAHTAR KELİMELER: Meme kanseri radyoterapisi, mamaria interna lenf nodu, mikst demet, doz hacim histogramı i

4 ABSTRACT Master Thesis DOSE DISTIRIBUTION and DOSE VOLUME HISTOGRAM COMPARISON OF ELECTRON, PHOTON and MIXED ELECTRON- PHOTON IRRADIATION OF INTERNAL MAMMARY CHAIN LYMPH NODES IN BREAST CANCER Songül BARLAZ Ankara University Graduate School of Natural and Applied Sciences Department of Physics Engineering Supervisor : Asst. Prof. Dr. Niyazi MERİÇ Co-Supervisor : Assoc. Prof. Dr. Bahar DİRİCAN In this study, six different irradiation techniques covering internal mammary lymph node chain and chest wall in mastectomized left breast cancer therapy were applied. These techniques were compared for chest wall therapeutic dose homogeneity, critical normal tissue doses and complications. Randophantom without left breast was irradiated with 50 cgy constant dose and absorbed dose in internal mammary lymph node chain, chest wall, right -left lungs, heart and spinal cord was measured for each technique by TLD-100 thermoluminescent dosimeters. Dose- volume histograms were drawn to assess both therapeutic dose homogeneity of the target volume and undesired surrounding critical normal tissue morbidity for different irradiation techniques. 30/70 photon/electron mixed irradiation modality technique was found to be the most useful therapeutic modality in achieving highest therapeutic dose and least normal tissue morbidity. 2005, 67 pages KEY WORDS: Breast cancer radiotherapy, internal mammary lymph node, mixed beam, dose volume histogram ii

5 TEŞEKKÜR Meme kanseri radyoterapisinde göğüs duvarı ile beraber mamaria interna lenf nodu zincirinin ışınlanmasında, farklı tekniklerin karşılaştırılması amacıyla yapılan bu çalışmada, beni destekleyen danışmanım Sayın Yrd. Doç. Dr. Niyazi MERİÇ e (Ankara Üniversitesi Mühendislik Fakültesi), bana her türlü çalışma olanağı sağlayan, çalışmamın her aşamasında bilgi ve deneyimleriyle beni yönlendiren ve her konuda destekleyen eş danışmanım Sayın Doç. Dr. Bahar DİRİCAN a (Gülhane Askeri Tıp Akademisi), yardımlarını esirgemeyen Sayın Doç. Hv. Tbp. Kd. Alb. Murat BEYZADEOĞLU na (Gülhane Askeri Tıp Akademisi), Gülhane Askeri Tıp Akademisi Radyasyon Onkolojisi Anabilim Dalı nda görev yapan tüm fizik mühendislerine, hekimlere ve teknisyenlere, manevi olarak desteklerini hissettiren aileme ve arkadaşlarıma sonsuz teşekkürlerimi sunarım. Songül BARLAZ Ankara, Nisan 2005 iii

6 İÇİNDEKİLER ÖZET... i ABSTRACT...ii TEŞEKKÜR... iii SİMGELER DİZİNİ... vi ŞEKİLLER DİZİNİ... vii ÇİZELGELER DİZİNİ... vii 1. GİRİŞ Kaynak Özetleri Meme kanserinin radyasyonla tedavisinde BT simülatör ile akciğer ve kalp doz-hacım analizleri Meme kanseri için postlumpektomi radyoterapisinde miyokardiyal infarksiyon ölçümleri: Ontorio- Kanada daki populasyonlara dayalı çalışmalar Göğüs duvarının postmastektomi radyoterapisi: tüm tekniklerin dozimetrik kıyaslanması Mamaria interna lenf nodlarını kapsayan meme radyoterapisi: üç boyutlu planlama ile tekniklerin karşılaştırılması Meme kanseri hastalarında kullanılan doz-hacim histogramları için alışılmamış tanjansiyel ışınlama tekniklerinin değerlendirilmesi KURAMSAL TEMELLER Meme Kanserinin Nedenleri Teşhis ve Tedavi Akut radyasyon etkileri Subakut radyasyon etkileri Geç radyasyon etkileri Meme Tedavisinde Radyoterapi Doz Değerleri Teşhiste Kullanılan Cihazlar Bilgisayarlı tomografi (BT) Ultrason Magnetik rezonans görüntüleme (MRG) Mamografi Radyoterapi Tedavisinde Kullanılan Cihazlar Lineer hızlandırıcı cihazı Co- 60 teleterapi cihazı Simülatör cihazı Tedavi planlama sistemi ( TPS ) Diğer Tanımlar iv

7 Hacim kavramları Gross Tümör hacmi (GTV ) Klinik hedef hacim (CTV ) Planlanan hedef hacim (PTV) Tedavi hacmi Işınlanan hacim Riskli organ Derin doz yüzdesi ( % DD) İzodoz eğrileri Termolüminesans dozimetri (TLD) Fantom Sıcak ve soğuk noktalar Bolus Wedge (kama) filtre Alan bloklama Doz- hacım histogramı (DVH) MATERYAL ve YÖNTEM Materyaller Philips SL 25 lineer hızlandırıcı cihazı Theratron 780E teleterapi cihazı Mecaserto simülatör cihazı Rando fantom TLD-100 dozimetreler Victoreen 2800 TLD okuyucu Yöntem ve Teknikler Standart tanjansiyel alan tekniği Göğüs duvarı ve mamaria interna alanı tekniği Elektron alanı tekniği /70 foton -elektron mikst alanı tekniği /80 foton -elektron mikst alanı tekniği Parçalı geniş tanjansiyel alan tekniği ( PWTF ) ARAŞTIRMA BULGULARI TARTIŞMA ve SONUÇ KAYNAKLAR ÖZGEÇMİŞ v

8 SİMGELER DİZİNİ BT Co CTIT DD DVH E max γ KT MI MRG MTIT Ni NTCP PMT PWTF RT SDD SSD TAR TD 5/5 TD 50/5 TL TLD TMR TPS Bilgisayarlı tomografi Kobalt Konvansiyonel ışınlama tekniği Derin Doz Doz hacim histogramı Maksimum enerji Gama Kemoterapi Mamaria interna Magnetik rezonans görüntüleme Modifiye tanjansiyel ışınlama tekniği Nikel Normal doku komplikasyon olasılığı Foto çoğaltıcı tüp Parçalı geniş tanjansiyel alanı tekniği Radyoterapi Kaynak diyafram mesafesi Kaynak cilt mesafesi Doku hava oranı Minimum tolerans dozu Maksimum tolerans dozu Termolüminesans Termolüminesans dozimetre Doku maksimum oranı Tedavi planlama sistemi vi

9 ŞEKİLLER DİZİNİ Şekil 2.1. Meme ışınlanmasında kritik organ ve dokular... 8 Şekil 2.2. Memedeki lenfatik dağılım... 9 Şekil 2.3. Medikal lineer hızlandırıcının temel ve yardımcı kısımları Şekil 2.4. Tedavi kafası Şekil 2.5. Penumbranın hesaplanması Şekil 2.6. Hacim kavramları Şekil 2.7. %DD un bulunuşu Şekil 2.8. Çeşitli enerjilerdeki radyasyon demetleri için % DD eğrileri Şekil 2.9. Çeşitli enerjilerdeki elektron demetleri için % DD eğrileri Şekil Myneord faktörünün hesaplanması Şekil 2.11.a. 18 MeV elektron enerjisine ait izodoz dağılımı Şekil 2.11.b. 10 MV foton enerjisine ait izodoz dağılımı Şekil TL kristalinin enerji diyagramı Şekil TL parametreleri Şekil 3.1. Standart tanjansiyel alan tekniği Şekil 3.2. Göğüs duvarı ve mamaria interna tekniği Şekil 3.3. Elektron alanı tekniği Şekil /70 foton/elektron alanı tekniği Şekil /80 foton/elektron alanı tekniği Şekil 3.6. PWTF Şekil 4.1. Tüm tekniklerin target hacim, kalp, sağ ve sol akciğer ve omuriliğe ait DVH ları vii

10 ÇİZELGELER DİZİNİ Çizelge 2.1. Işın kalitesine göre gerekli blok kalınlıkları Çizelge 4.1. Target hacim için ortalama doz ve standart sapmalar Çizelge 4.2. Target hacme ait ışınlanan doz ve hacım yüzdeleri Çizelge 4.3. Mamaria interna dozları Çizelge 4.4. Kalp için ortalama doz ve standart sapmalar Çizelge 4.5. Işınlanan % kalp hacımları ve doz değerleri Çizelge 4.6. Sol akciğer için ortalama dozlar ve standart sapmalar Çizelge 4.7. Işınlanan % sol akciğer hacımları ve doz değerleri Çizelge 4.8. Sağ akciğer için ortalama dozlar ve standart sapmalar Çizelge 4.9. Omurilik için ortalama dozlar ve standart sapmalar Çizelge Her tekniğe ait rasgele seçilen 5 noktanın TLD-100 ve TPS değerleri ve % de farkları viii

11 1. GİRİŞ Meme kanseri kadınlarda en sık görülen kanser türüdür. Her 8 kadından birinde görülmektedir. Kadınlarda kansere bağlı ölümlerin %18 ini oluşturmaktadır (Hankey et al. 1993). Meme kanseri tanısından sonra cerrahi, radyoterapi (RT) ve kemoterapi (KT) ile bunların kombinasyonlarından meydana gelen tedaviler uygulanmaktadır. Radyoterapi küratif ve palyatif amaçlı uygulanmaktadır. Yapılan çalışmalar, RT ile hastada mastektomi sonrası yüksek risk lokalizasyon yinelenmesinde optimal kontrolün sağlandığını ve sağkalımın arttığını göstermiştir (Pierce, Lichter 1996). Meme kanseri RT sinde göğüs duvarı, aksilla, mamaria interna (MI) ve supraklavikular alanlar ışınlanmaktadır. Işınlamalarda göğüs duvarı ve MI maksimum dozu alırken normal doku komplikasyon (yan etki) olasılıklarının azaltılması amacıyla kritik doku ve organların minimum doz alması istenmektedir. Fakat bu durum her zaman mümkün olamamaktadır. Bu nedenle meme RT sinde farklı tedavi teknikleri denenmektedir. Bu çalışmada, meme kanserinde mamaria interna lenf nodu zincirinin foton, elektron ve mikst foton elektron ile ışınlandığı teknikler, sol mastektomili memeler için göğüs duvarı, internal mamaria lenf nodları ve kritik organ dozları açısından karşılaştırılmıştır. Doz-hacim histogramları kullanılarak doz homojeniteleri ve kritik organ komplikasyonları değerlendirilmiştir Kaynak Özetleri Meme kanserinin radyasyonla tedavisinde BT simülatör ile akciğer ve kalp doz-hacim analizleri Das vd (1998) nin yaptığı bu çalışmada, tanjansiyel meme radyografisinden tespit edilen ve ışınlanan akciğer hacminin göstergesi olan merkezi akciğer mesafesine (CLD) bağlı olarak kalp ve akciğerin aldığı dozların değişimi incelenmiştir. 1

12 102 hasta, bilgisayarlı tomografi (BT) simülasyonları referans alınarak analizlenmiş ve tedavi parametreleri kaydedilmiştir. Çalışmada, ışınlanan akciğer hacminin belirlenmesinde CLD nin doğru bir parametre olduğu, artan CLD ile ışınlanan akciğer hacminin arttığı belirlenmiştir. Fakat ışınlanan kalp hacmi ile CLD arasında bir ilişki olmadığı sonucuna varılmıştır Meme kanseri için postlumpektomi radyoterapisinde miyokardiyal infarksiyon ölçümleri: Ontario- Kanada daki populasyonlara dayalı çalışmalar Paszat vd (1999) nin yaptığı bu çalışmada, sağ ve sol memelerin postlumpektomi radyoterapisinden sonra ortaya çıkan miyokardiyal infarksiyon riskleri karşılaştırılmıştır. Ontario da yılları arasında kayıtlı olan 410 kadın meme kanseri hastasındaki miyokardiyal infarksiyon olasılıkları üzerinde durulmuş ve fraksiyon dozunun 2 Gy den büyük olması, kobalt veya lineer hızlandırıcı cihazları kullanımı ve boost (ek doz) radyoterapi kullanılması durumlarındaki miyokardiyal infarksiyon olasılıkları karşılaştırılmıştır. Çalışmada, sol meme ışınlanmasında miyokardiyal infarksiyonun öldürücü riskinin sağ meme ışınlanmasına göre daha fazla olduğu, yaşın artmasıyla riskin arttığı sonucuna varılmıştır Göğüs duvarının postmastektomi radyoterapisi: tüm tekniklerin dozimetrik kıyaslanması Pierce vd (2002) nin yaptığı bu çalışmada, postmastektomi göğüs duvarı ışınlanmasında doz- hacim histogramları kullanılarak kritik organlardaki pünomonis, iskemi kalp hastalığı ve normal doku komplikasyon olasılıkları (NTCP) yedi farklı ışınlama tekniği için karşılaştırılmıştır. 2

13 20 sol mastektomi göğüs duvarı radyoterapisi için planlama yapılarak, göğüs duvarı ve mamaria interna 25 fraksiyonda 50 Gy ile ışınlanmıştır. NTCP model ölçümünde pünomonis ve iskemi kalp hastalığına ek olarak doz-hacim histogramları değerlendirilmiştir. Çalışmada geniş tanjansiyel alan tekniğinin (PWTF), göğüs duvarı ve mamaria interna ışınlanmasında target kapsaması ve NTCP dengesinin korunması açısından en uygun teknik olduğu sonucuna varılmıştır Mamaria interna lenf nodlarını kapsayan meme radyoterapisi: üç boyutlu planlama ile tekniklerin karşılaştırılması Severin vd (2003) nin yaptığı bu çalışmada geniş alan, mamaria interna zincirinin foton/elektron ve standart tekniklerle ışınlanması koşullarında doz homojeniteleri ile meme ve kritik organ (kalp ve akciğer) dozlarının karşılaştırılması yapılmıştır. 16 sol meme kanseri hastasının BT simülasyonu yapılarak meme, kalp ve mamaria interna zinciri belirlenmiş ve planlama sistemine aktarılmıştır. Planlama yapılarak her teknikteki minimum, maksimum ve ortalama dozlar sol meme, kalp, akciğer ve karşı meme için belirlenmiştir. Çalışmada, geniş tanjansiyel alan tekniğinin özellikle kalp ve doz homojenitesi açısından en uygun teknik olduğu sonucuna varılmıştır Meme kanseri hastalarında kullanılan doz-hacim histogramları için alışılmamış tanjansiyel ışınlama tekniklerinin değerlendirilmesi Takeda vd (2005) nin yaptığı bu çalışmada, modifiye tanjansiyel ışınlama tekniği (MTIT) ve konvansiyonel ışınlama tekniği (CTIT), doz-hacim histogramları kullanılarak dozun memeyi kapsaması, aksiller lenf bölgesi ve kalbin aldığı dozlar açısından karşılaştırılmıştır. 3

14 Lumpektomili, aksiller tutuluma sahip erken evre meme kanseri olan ve postoperatif radyoterapi ile tedavi edilen 44 hastanın 22 sine CTIT ve 22 sine MTIT uygulanmıştır. BT leri çekilen hastaların tedavi planlamaları yapılarak doz-hacim histogramları çizdirilmiş, tanımlanan meme, aksiller bölge, akciğer ve kalp dozları hesaplanmıştır. Çalışmada, CTIT ve MTIT ile ışınlanan meme dokusunun yeterli derecede doz aldığı, MTIT de aksiller lenfatik nod bölgelerinin daha geniş alanda ve akciğer ile kalp hacimlarının ise daha küçük oranda ışınlandığı sonucuna varılmıştır. 4

15 2. KURAMSAL TEMELLER 2.1. Meme Kanserinin Nedenleri Meme kanseri kadınlarda en sık görülen kanserdir. Her 8 kadından birinde görülmektedir. Son yıl içerisinde meme kanseri görülme sıklığında sürekli bir artış görülmekte, buna karşılık hastalığa bağlı ölüm oranı son 10 yıldır düşmektedir. Meme kanserinin nedeni bilinmemektedir. Bazı durumlarda insidansı (görülme sıklığı) artmaktadır (Dirican 2002 ). Bunlar: hastalığın 1. Yaşın artması 2. Daha önce bir memede kanser saptanmış olması 3. Ailede meme kanseri hikayesi olması (özellikle annede ve kız kardeşinde, iki taraflı, menopozdan önce) 4. İyonlaştırıcı radyasyona maruz kalmak (özellikle 35 yaşın altında) 5. Erken menarş (adet görme), geç menopoz 6. İlk gebeliğin 35 yaşından sonra olması 7. Daha önce kolon, tiroid, endometriyum veya over kanseri hastalığı tanısı olması 8. Biyopside duktal veya lobüler atipik hiperplazi hastalığı tanısı olması Buna karşılık meme kanseri gelişme riskini arttırdığı kesin olarak kanıtlanmamış diğer faktörler şunlardır: *östrojen replasman tedavisi (menopozda) *obezite *yüksek yağlı diyet *alkol tüketimi 5

16 2.2. Teşhis ve Tedavi Meme kanserinde tümör ne kadar küçükse prognoz da (hastalığın tedavi sonrası seyri) o ölçüde iyidir. Bu nedenle erken teşhis ve tümör boyutu küçüklüğü çok önemlidir. Ayrıca erken tanı ile meme koruyucu (konservatif) tedaviler de yapılabilmektedir. Erken tanı için kadınlara kendi kendilerini muayene yöntemi öğretilmeli (meme ve koltuk altı palpasyonu), en ufak şüphede doktora başvurmaları ve eğer mümkünse 40 yaşından itibaren sistematik olarak her yıl mamografi yaptırmaları tavsiye edilmektedir. Rutin yapılan tarama toplumlarda kansere bağlı ölüm oranını %30 azaltmıştır. Patolojik olarak meme kanseri tanısından sonra cerrahi, kemoterapi ve radyoterapi ile bunların kombinasyonlarından meydana gelen tedaviler uygulanmaktadır. Lokorejyonel tedavi primer tümöre ve muhtemel yayılabileceği lenf nodu bölgelerine yöneliktir. 3 cm den küçük tümörlerde meme koruyucu cerrahi yapılabilirken, daha ileri tümörlerde mastektomi (memenin cerrahi yolla tamamen alınması) gerekmektedir. Rezidüel subklinik hastalığa yönelik olarak postoperatif radyoterapi uygulanmaktadır. Klinik deneyim sonucu radyoterapinin meme koruyucu tedaviye adjuvan olarak uygulanması gerektiği, lokorejyonel nükslerin postoperatif radyoterapi uygulandığında 3-4 kez daha az görüldüğü ve sağkalımın arttığı görülmüştür.tanının konulup ancak cerrahinin uygulanamadığı durumlarda lokorejyonel hastalığa yönelik olarak yalnız radyoterapi uygulanmaktadır. Kemoterapi (ilaç tedavisi), metastaz (uzak yayılım) riskini azaltmak için kullanılmaktadır. Kemoterapi ajanlarının yanında bir antiöstrojen olan tamoksifen ile yapılan hormonoterapi meme kanserinde önemli rol oynamaktadır ve menopoz sonrası dönemdeki kadınlarda metastaz riskini azaltmakta, dolayısıyla sağkalımı arttırmaktadır. Sistemik yayılım riski yüksek olan hastalarda kemoterapi, lokorejyonel tedavi öncesinde yapılabilmektedir. Bu şekilde uygulanan neoadjuvan kemoterapi ile belirli şartlarda meme koruyucu tedavi uygulanabilmektedir (Uzal 1995 ). 6

17 Radyoterapide tümörlü dokunun maksimum dozu alması istenirken normal doku ve organların mümkün olduğunca en az doz alması istenmektedir. Bunun nedeni normal doku ve organlarda gelişen yan etkilerdir (komplikasyonlar). Normal doku ve organlarda radyoterapiye bağlı gelişen yan etkiler ortaya çıkış zamanlarına göre üç grupta incelenmektedir (Dirican 2002 ): Akut radyasyon etkileri Radyoterapi sırasında ortaya çıkan, genellikle ışınlanan organın veya dokunun hızlı yinelenen hücrelerinin kaybı, hiperemi ve genellikle ödemle karakterli değişikliklerdir Subakut radyasyon etkileri Radyoterapi bitimini takip eden birkaç hafta ile üç ay arasındaki bir sürede ortaya çıkmaktadırlar. Yavaş prolifere olan ve rejenerasyon yeteneği yavaş olan dokuları içeren organların (akciğer, kalp, karaciğer, böbrek, omurilik ve beyin gibi organlar) ışınlanmasından sonra görülmektedirler. Ciddi etkiler değildir ve düzelmektedirler Geç radyasyon etkileri Radyoterapi bitimini takip eden üçüncü aydan sonra bazen yıllar sonra ortaya çıkan komplikasyonlardır. Yeterli veya ilgili doku toleransının üzerinde ışın dozu alan tüm hastalarda ortaya çıkabilmektedirler. Bu komplikasyonlar genellikle ciddi, kalıcı ve ilerleyici karakterdedirler. Geç radyasyon hasarları radyoterapi uygulamalarında en korkulan ve toplam ışın radyasyon dozunu kısıtlayan yan etkilerdir. Bu nedenle tedavi alanlarındaki sağlam doku ve organlar mümkün olduğunca korunmalıdır. Meme ışınlanmasında akciğer,kalp ve karşı meme kritik doku ve organlardır. Kritik doku ve organlar şekil 2.1. deki BT kesiti üzerinde görülmektedir. 7

18 Şekil 2.1. Meme ışınlanmasında kritik organ ve dokular Kritik organ ve dokularda radyoterapi sonrası pek çok değişiklik meydana gelmektedir. Akciğerin radyasyona yanıtı radyasyon pünomonisi olarak adlandırılmaktadır. Radyoterapide elde edilen sonuçlara göre yüksek dozlarda radyasyon akciğerlerde fibrozise yol açmaktadır. Kalbin radyasyona yanıtı radyasyon karditi olarak bilinmektedir. Yüksek doz radyasyon uygulamasından sonra miyokarditde yapısal değişiklikler görülebilmektedir. Radyoterapiden sonra miyokard infarktüsü gelişimi sık değildir. Sıklıkla perikardit, perikardiyal efüzyon (sıvı toplanması), perikard adezyonları (yapışma) ve fibrozis (büzüşme) oluşmaktadır. Karşı meme de ise ikinci malignite gelişme riski artmaktadır. Hasarın derecesi ve yaygınlığı radyasyon dozuna bağlıdır (Dirican 2002). Meme kanserinde tümör memede olabileceği gibi lenfatik yollarla aksiller ganglionlara ve mamaria interna ganglionlarına da ulaşabilmektedir. Bu nedenle lenfatik drenaj bölgelerinin de ışınlanması gerekmektedir. Memedeki lenfatik dağılım şekil 2.2. de görülmektedir. Mamaria interna lenf nodları 2. ve 5. interkostal aralık arasında sternum kenarı boyunca 2,5-3 cm derinlikte yer alan memenin lenf nodlarıdır ve mamaria interna alanı bu bölgeyi kapsamaktadır. Meme (korunmuş meme) 8

19 ya da göğüs duvarı (bu ifade mastektomi yapılmış memeler için kullanılır) alanı lateralde (yanda) orta aksiller çizgi,medialde (ortada) göğüs duvarının orta hattı,superiorda (üstte) humerus başının kaudal (kuyruk ) Lateral Servikal profundi Subskapular Mamaria interna Aksilla submamares Şekil 2.2. Memedeki lenfatik dağılım köşesinin 1-2 cm aşağısı ve inferiorda (aşağıda) palpe edilebilen meme dokusunun kaudal köşesinin 1 cm aşağısı ile sınırlandırılmış alandır. Medial sınır kullanılan tekniğe göre değişiklik göstermektedir (Uzal 1995 ). 9

20 2.3. Meme Tedavisinde Radyoterapi Doz Değerleri Meme ışınlamasında verilen doz miktarını kısıtlayan kavramlar minimum ve maksimum tolerans dozlarıdır ve normal doku ve organların tolerans sınırlarının çok üzerinde doz verilmemelidir. Minimum tolerans dozu (TD 5/5 ) ışınlanan doku veya organda 5 yıl içerisinde % 5 oranında geç radyasyon hasarına neden olan doz miktarıdır ve doz limiti değerlerini belirlemektedir. Maksimum tolerans dozu (TD 50/5 ) ise, 5 yıl içerisinde ışınlanan doku veya organda % 50 oranında komplikasyona neden olan doz miktarıdır. Meme ışınlanmasında kritik organlardan biri olan akciğerin tüm ışınlanması durumunda (her iki akciğer) TD 5/5 değeri 15 Gy, TD 50/5 değeri 20 Gy iken parsiyal (100 cm 2 ) ışınlamalarda TD 5/5 30 Gy ve TD 50/5 değeri 35 Gy dir (Dirican 2002). Akciğerin %25 inin 20 Gy ve üzerinde doz alması durumunda pünomonis riski artmaktadır (Graham et al. 1996). Kalbin % 60 ı için TD 5/5 değeri 45 Gy iken TD 50/5 değeri 55 Gy dir (Dirican 2002). Kalbin 35 Gy ve üzerinde doz alması durumunda kardiyak riskinde artma gözlenmektedir ( Gagliardi et al. 1999). Omurilik için TD 5/5 değeri, tamamının ışınlanması durumunda 36 Gy ve kısmi (10x10 cm) ışınlanması durumunda 45 Gy dir. TD 50/5 değeri ise tüm omurilik için 55 Gy dir (Dirican 2002) Bu değerler dikkate alınarak radyoterapide meme ve mamaria interna bölgesine 50 Gy doz verilmektedir. Mastektomili olgularda postoperatif tedavide Gy lik doz yeterli iken, konservatif cerrahi uygulanan olgularda elektron veya foton ile Gy boost (ek doz tedavisi) yapılmalıdır. Tümörün çıkarılmadığı durumlarda 50 Gy tüm meme ışınlanmasından sonra, kalan tümör çapına göre ek doz verilmektedir. Internal mamaria ışınlanmasında altta bulunan akciğer, mediasten ve omuriliği korumak için mikst ışın tedavisi kullanılmaktadır. Bu kombine tedavide toplam 50 Gy radyoterapi uygulanmaktadır (Perez et. al. 2004). Internal mamaria ışınlanması metastazın bu bölgeye daha nadir olması nedeniyle tedavinin radyomorbiditesinden dolayı radyasyon onkologları arasında tartışmalıdır ve kişiye özellenerek yapılmalıdır. 10

21 2.4. Teşhiste Kullanılan Cihazlar Bilgisayarlı tomografi (BT) Bilgisayarlı tomografide, X- ışıni tüpü kullanılarak, belirli bir derinlikteki obje görüntülenmektedir. Temelde dar ışın veren X- ışıni tüpü ile hastanın karşısındaki radyasyon detektörü beraber hareket ederek tarama yapmaktadır. BT de yüksek kalitede görüntü elde edilebilmektedir. Hasta, yüksek radyasyon dozu soğurmasına rağmen, yumuşak dokular için görüntü kalitesi düşüktür. Görüntülerdeki düzeltmeler ve matematiksel işlemler, bilgisayar tarafından yapılmaktadır. Soğurma katsayılarına bağlı BT numaraları üretilmektedir. BT numaraları 1000 ile arasındadır. Hounsfield da denilen BT numarası ( H ) : H = µ doku µ su µ su x1000 olarak hesaplanmaktadır. Buradaki µ lineer soğurma katsayısıdır. Housfield numarası suyun soğurma katsayısındaki % 0,1 lik değişimi vermektedir. BT numarası, gri skalaya dönüştürülerek görüntü meydana gelmektedir. BT numarası değiştirilerek, istenilen organ görüntüsü elde edilebilmektedir (Bor 2003). Radyoterapi tedavi planlama sistemlerine, bilgisayarlı tomografi görüntüleri üç şekilde aktarılmaktadır: a. Target hacim tanımlanmakta ve yapılar eksternal kontur şeklinde çizilmektedir. b. BT filmleri, film tarayıcılardan geçirilerek görüntüler bilgisayara aktarılmaktadır. 11

22 c. Veriler BT den direkt planlama sistemine aktarılmaktadır. Dış kontur ve yapılar elle çizilmektedir. Direkt sistemler ile bilgisayarlı tomografi görüntüleri gri skala modunda tedavi planlama sisteminin monitöründe görüntülenmektedir. Dış konturun doğru çizimi, iç yapılar ve target hacim tedavi tekniğinin uygulanması için önemli değildir. Fakat doz dağılımının doğruluğu için gereklidir Ultrason Ultrasonik görüntüleme, hasta konturları ve iç yapılar için geniş görüntüleme olanağı sağlamaktadır. Tedavi planlaması için karşılıklı bilgileri sağlamada tomografik görüntülere yardımcıdır. Ultrasonik görüntü kalitesi ve klinik güvenirliliği bilgisayarlı tomografi kadar iyi olmamasına rağmen bilgisayarlı tomografiden daha ucuzdur ve görüntü iyonlaştırıcı radyasyon kullanılmadan elde edilmektedir. Ultrason alt pelvis, retroperitoneal, üst abdomen, meme ve göğüs duvarında yararlı bilgiler vermektedir (Khan 1994). Ultrason giriş veya yansıma görüntüsü vermektedir. Gönderilen ses dalgaları görüntünün oluşmasını sağlamaktadır. Diagnostik radyolojide ultrason dalgalarının frekansı olarak 1-20 MHz kullanılır (Khan 1994). Klinik uygulamalarda farklı dokuların ara kesitlerinde farklı yansımalar oluşmaktadır. Örneğin hava- doku, doku- kemik ve göğüs duvarı- akciğer ara kesitleri arasında güçlü yansıma sağlanmaktadır. Ultrasonik dalgalar, ultrasonik prob ve transdüserde oluşturulur. Sıklıkla kristal materyal baryum titanat, kurşun zirkonyum titanat ve kurşun metaniobatdır. Transdüser, elektrik enerjisini mekanik enerjiye çeviren düzenektir. Bu etkiye piezoelektrik etki denmektedir. Bu etki çevresinde değişik miktarlarda elektrik alanı bulunan kristallerde oluşan mekanik osilasyon sonucu gerçekleşmektedir ve ses dalgası meydana gelmektedir. Doku ara kesitlerinden piezoelektrik materyale gelen ses dalgalarının oluşturduğu basınç değişimleri ile de kristalin zıt tarafında elektriksel 12

23 potansiyel oluşmaktadır. Oluşan voltaj pulsları ile görüntü sağlanmaktadır (Bor 2002) Magnetik rezonans görüntüleme (MRG) MRG, nükleer magnetik rezonanstır. MRG de hasta vücut yönüne paralel bir magnetik alan içerisine konmaktadır. Bu magnetik alanın değeri 1,5 Tesla dır. Magnetik alan içerisindeki magnetik momentler bu alanın yönünü almaktadırlar. Magnetik alan ile çekirdeğin dönme merkezinin etkileşmesiyle magnetik moment osilasyon hareketi ortaya çıkmakta ve çekirdekler Larmor frekansı (Wo= γ Bo ; Wo, Larmor frakansı γ, jiromagnetik oran, Bo dış magnetik alan) ile dönmeye başlamaktadırlar. Çekirdek kendi dönme frekansında bir radyofrekansa karşı çok hassastır. Rezonans frekansta bir frekans ile uyarılan çekirdekler enerji soğurmakta ve uyarılmış duruma geçmektedir. Çekirdek daha sonra bu fazla enerjisini dış magnetik alanın etkisiyle diğer çekirdekler ya da maddenin genel yapısına aktararak durulmaktadır. Doku böylece almış olduğu frekansı geri yaymaktadır. Yayılan radyofrekans dalgaları sinyaldir. Bu sinyaller, kesitler halinde görüntüleri oluşturmaktadırlar. Radyofrekans dalgaları kesildiğinde ise protonlar orijinal yapılarına dönmektedirler. Magnetik rezonans görüntülemede eksensel, sagital, koronal veya oblik tarama ile daha iyi görüntü modaliteleri elde edilmektedir. MRG bilgisayarlı tomografi ile karşılaştırdığında daha düşük ayırma gücü, kemik ve kalsifikasyonlar için uzun tarama zamanı, taşınabilir artefaktların olması gibi dezavantajlarının yanında iyonlaştırıcı radyasyon kullanılmayarak yüksek kontrast ve yumuşak dokuların daha iyi görüntülenmesi gibi avantajları vardır (Bor 2002) Mamografi Mamografi, meme kanseri tanısında en iyi sonuç görüntüleme yöntemlerinden biridir. Taramada, tanıda ve tedavi sonrası takipte önemli bir yeri vardır. Tanıda, kitle dışı semptomu olan hastalarda palpe edilemeyen lezyonların saptanmasında yararlıdır. Palpe edilebilir kitlesi olanlarda ultrason ile birlikte kitlenin değerlendirilmesinde ve palpe 13

24 edilebilen kitleli olup malign olduğu biyopsi ile kesinleşen olgularda, tedavi planlamasında, olgularda daha ayrıntılı bilgi edinebilmek için mamografi kullanılmaktadır. Mamografi, soğurulan dozun çok fazla olması nedeniyle ancak yaş üstü kadınlarda uygulanmalıdır. Mamografide; kitle görünümü, kalsifikasyonlar, parankimde deformiteler, fokal duktal dilatasyon, yeni oluşan densiteler ve meme kanserine ikincil olabilecek değişiklikler (deride duktal kalınlaşma gibi) aranmalıdır (Dirican 2003) Radyoterapi Tedavisinde Kullanılan Cihazlar Lineer hızlandırıcı cihazı Lineer hızlandırıcı, elektronlar gibi yüklü parçacıkların bir tüp boyunca yüksek frekanslı elektromagnetik dalgalar kullanılarak hızlandırıldığı ve yüksek enerjili elektron ve X- ışınlarının elde edildiği bir cihazdır. Yüksek enerjili elektron ışını yüzeyel tümörlerin tedavisinde kullanılmakta ya da targete çarptırılmaktadır. Targete çarptırılması ile oluşan X- ışınları derin yerleşimli tümörlerin tedavisinde kullanılmaktadır. Lineer hızlandırıcıların, hareketli dalga ve duran dalga hızlandırıcıları olmak üzere iki çeşit dizaynı vardır. Fonksiyonel olarak, hareketli dalga yapılarında, yapının sonunda kalan mikrodalga enerjisini soğuracak soğurucu bulunmaktadır. Duran dalga hızlandırıcıda ise dalganın maksimum geri dönüşü sağlanmaktadır. İleri ve geri hareketli dalgaların kombinasyonu ile duran dalga oluşturulmaktadır. Duran dalga dizaynı, hareketli dalga dizaynına göre çok daha etkin olmasına rağmen daha pahalıdır. Duran dalga dizaynında, hızlandırıcı tüpün kaynağına bağlandığı yerde kalan mikrodalga enerjisini soğuran, dalganın geriye yansımasına engel olan sirkülatör (veya izolatör) konulması gerekmektedir. Güç kaynağı modülatöre DC akım, modülatör ise şebekeye pulslu akım sağlamaktadır. Bu akım, modülatör içinde bulunan hidrojen thyratron lambaları aracılığı ile elde edilmektedir. Modülatörden çıkan yüksek pulslu akım magnetron veya klystron tüplerine ve aynı zamanda elektron tabancasına iletilmektedir. Magnetron veya klystron mikrodalga kaynaklarıdır. Magnetron mikrodalga üretmektedir. Fonksiyonel olarak 14

25 yüksek- güç osilatörüdür. Mikrodalgaların frekansı yaklaşık 3000 MHz dir. Klystron ise mikrodalga yükseltecidir. Klystronun düşük güçte bir mikrodalga osilatörü ile sürülmesi gerekmektedir. Magnetron, klystrondan daha ucuzdur, ömrü daha kısadır. Daha düşük enerjili mikrodalga vermektedir ve klystron 20 MeV ya da daha büyük enerjili ışın uygulamalarında tercih edilmektedir. Magnetron veya klystrondan çıkan mikrodalgalar, dalga kılavuzu sistemi yoluyla hızlandırıcı tüpe gelmektedirler. Elektron tabancasında oluşan elektronlar da hızlandırıcı tüpe gönderilmektedirler. Hızlandırıcının yapısı, bakır diskler ve diyaframlarla bölümlere ayrılmış bakır tüplerden oluşmaktadır. Bu tüpe yüksek derecede vakum uygulanmaktadır. Elektronlar 50 KeV ile hızlandırıcı tüpe gelmekte ve burada mikrodalgaların elektromagnetik alanı ile etkileşmektedirler. Elektronlar, enerji kazandırılmak ve hızlandırılmak için mikrodalgaların üzerine bindirilmektedirler. Şekil 2.3. de medikal lineer hızlandırıcının temel ve yardımcı kısımları görülmektedir. elektron tabancası modülatör hızlandırıcı tüp magnetron ya da klystron tedavi kafası ( düz ışın ) Saptırıcı magnet tedavi kafası (saptırılmış ışın) güç kaynağı dalga yönetici sistem Şekil 2.3. Medikal lineer hızlandırıcının temel ve yardımcı kısımları 15

26 Hızlandırma esnasında elektronları bir demet halinde toplamak ve target üzerine ince bir demet halinde göndermek için, tüp boyunca odaklayıcı alanlar elde edilmektedir. Yüksek enerjili elektronlar, hızlandırıcı yapının çıkış penceresinden 3 mm çaplı kalem şeklinde demet olarak çıkmaktadırlar. Düşük enerjili lineer hızlandırıcılarda (6 MV e kadar) nispeten daha kısa hızlandırma tüpü vardır. Yüksek enerjili lineer hızlandırıcılarda yatay olarak yerleşmiş uzun hızlandırıcı tüp bulunmaktadır. Hızlandırılmış elektronlar, hızlandırıcı tüp ile target arasında saptırıcılar ile 90 veya 270 saptırılarak target üzerine ya da doğrudan doğruya hızlandırıcı tüpün dışına gönderilmektedirler. Elektronlar tungsten gibi yüksek atom numaralı bir materyalden oluşmuş targete çarptırılarak X- ışını elde edilmektedir. Target suyla soğutulmaktadır ve gelen elektronların çoğunu soğurması için yeterince kalın olmalıdır. Bremsstrahlug olayında, elektron enerjisi X- ışınının enerji spektrumuna dönüşmektedir, X- ışınının maksimum enerjisi gelen elektronun enerjisine eşittir. Elektron modu tedavide, elektron targete çarptırılmamaktadır. Kalem genişliğindeki elektron ışını, homojen elektron akımını sağlamak için saçıcı tabaka (scattering fail) ile genişletilmektedir. Saçıcı tabaka genellikle kurşundan yapılmış ince metalik bir tabakadır. Bremsstrahlung olmaması ve elektronların çoğunun saçılmaması için tabakaların kalınlığı ayarlanmaktadır. Fakat yine de toplam enerjinin bir kısmı bremsstrahlung enerjisine dönüşmektedir. Bu da elektron ışınına X- ışını kontaminasyonu olarak yansımaktadır. Bazı lineer hızlandırıcılarda elektromagnetik tarama ile elektronların alanı genişletilmektedir. Bu yöntem ile X- ışını kontaminasyonu minimuma indirilmekte fakat elektronların kolimatör duvarına ve kolimasyon sistemindeki diğer yüksek atom numaralı materyallere çarpması ile bir miktar X- ışını oluşmaktadır. Tedavi kafası kurşun, tungsten veya kurşun tungsten karışımından yapılmış kalın koruyucu tabaka içermektedir. Tedavi kafası içinde X- ışını targeti, saçıcı tabaka, düzleştirici filtre (flattening filter), iyon odası (ion chamber), sabit ve hareketli kolimatör ve ışık lokalizasyonu sistemi bulunmaktadır. Kafa kurşun bloklama ile radyasyondan korunma kurallarına uygunluğunu sağlamaktadır. Şekil 2.4. de tedavi kafası görülmektedir. 16

27 Elektronların targete çarpmasından sonra oluşan X- ışınlarının yoğunluğunu homojen hale getirmek için düzleştirici filtre kullanılmaktadır Bu filtre sıklıkla kurşundan yapılmaktadır. Fakat tungsten, çelik, uranyum, alüminyum veya bunların kombinasyonlarından da yapılabilmektedir. Tedavi ışını ilk önce sabit birinci kolimatör (fixed primary collimator) ile kolime edilmektedir. X- ışını modunda, sabit birinci kolimatörden gelen X- ışını, düzleştirici filtreye gelmekte, elektron modundaki tedavide ise bu filtre kalkmaktadır. Şekil 2.4. Tedavi kafası Düzleştirilmiş X- ışını veya elektron ışını, doz kontrol odasına gelmektedir. Doz ölçüm sisteminde, birçok iyon odası veya plakalardan oluşmuş tek bir iyon odası vardır. Genellikle bu iyon odaları geçirgen tipte olmalarına rağmen, bazı lineer hızlandırıcılarda silindirik thimble iyon odaları 17

28 kullanılmaktadır. İyon odasının fonksiyonu, doz miktarını, integral dozu ve alan simetrisini ölçmektir. Doz hızındaki değişiklik, iyon odasındaki iyon birikimini etkilememektedir. Bu iyon odası, ışın kalibrasyonu için kullanılan iyon odalarının tersine dışarıdaki havanın basıncı ve sıcaklığından etkilenmemektedir. Fakat yine de bu iyon odaları periyodik olarak kontrol edilmelidir. X-ışını ya da elektron demeti iyon odasını geçtikten sonra, hareketli X- ışınıkolimatörüne gelmektedir. Bu kolimatör iki çift kurşun ya da tungsten kolimatör çenesinden (jaws) oluşmuştur. Bu, alanın 0 x 0cm² den ve 40 x 40 cm² ye kadar açılmasını sağlamaktadır. X- ışını kaynağı ile eşmerkez (izomerkez) uzaklığı 100 cm dir. Tedavi alanı, ışık lokalizasyon sistemi ile belirlenmektedir. Bu sistemlerde iyon odası ile kolimatör çenesi arasına ayna ve ışık kaynağı kombinasyonu yerleştirilmiştir. X- ışınının odak noktasından verilmesi ile birlikte ışık projeksiyonu oluşmaktadır. Işık projeksiyonunun belirlediği alan, radyasyon alanıdır. Birçok lineer hızlandırıcı sisteminde, radyasyon kaynağı yatay eksende dönme hareketi (rotasyon) yapabilmektedir. Bu gantri rotasyonu sırasında, kolimatör ekseni düşey plana taşınmaktadır. Kolimatör dönme ekseni ile gantri rotasyon ekseninin kesiştiği yere eşmerkez denilmektedir (Khan 1994) Co- 60 teleterapi cihazı Co- 60 kaynağı, kararlı Co- 59 un reaktörde nötronlar ile bombardımanı sonucunda elde edilmektedir. Nükleer reaksiyon 59 Co ( n, γ ) 60 Co şeklinde gösterilmektedir. Co- 60 kaynağı, katı silindir, disk veya palet şeklindedir. Paslanmaz çelik kapsül içine kaynak yapılarak yerleştirilmiştir. Bu kapsül diğer bir başka kapsül içine yine kaynak yapılarak yerleştirilmiştir. Bu çift önlem radyoaktif materyalden sızıntıyı önlemek için gereklidir. 18

29 60 Co kaynağı, β parçacığı ( E max = 0,32 MeV ) ve parçalanma ile enerjileri 1,17 MeV ve 1,32 MeV olan iki adet foton yayarak 60 Ni a dönüşmektedir. γ ışınları tedavide kullanılmakta, β ise kobalt metal ve paslanmaz çelik kapsülde soğurulmaktadır. Bu soğurulma bremssrahlung ve az miktarda karakteristik X- ışınına dönüşmektedir. Fakat bu X- ışınının ortalama enerjisi 0,01 MeV olup hastaya ulaşamamaktadır. Çünkü bunlar kaynak ve kapsül materyallerinde kuvvetlice soğurulmaktadırlar. Tedavi ışınına, primer γ ışınlarının kaynağın kendisinde, kapsülde ve kolimatör sistemi ile etkileşmeleri ile oluşan düşük enerjili, γ ışınları da eklenmektedir. Saçılan bileşenler, toplam ışın yoğunluğunun %10 unu oluşturmaktadır. Bütün bu ikincil etkileşmeler sonucunda heterojen ışınlar oluşmakta ve elektronlar buna eklenmekte ve böylece foton ışını kontaminasyonu meydana gelmektedir. Tedavide kullanılan tipik teleterapi Co- 60 kaynağı silindiriktir ve çapı 1-2 cm arasındadır. Silindir, bittiği yüzü hastaya bakacak şekilde pozisyonlanmaktadır. Gerçekte radyasyon kaynağı nokta kaynak değildir. Bu karmaşık ışın geometrisi geometrik penumbraya neden olmaktadır. Kaynak yuvası, kaynak başlığındadır (source head). Bu bölüm kurşun ile doldurulmuş çelik bir kabuk koruyucu içermekte ve ışın kullanıldığında kaynak kafadaki açıklığa doğru gelmektedir. Kaynak kapalı pozisyondayken primer korumaya ek olarak ağır metal alaşım kolu kullanılmaktadır. Bütün mekanizmalarda güç kesildiğinde kaynak otomatik olarak kapalı pozisyona dönmektedir (Khan 1994). Kolimatör sistemi, ışını istenen boyut ve şekle yani kişiye özel durumlara getirmek için kullanılmaktadır. En basit hali, sürekli hareket eden iki çift ağır metalin oluşturduğu diyaframlardan meydana gelmektedir. Her bir kolimatör çenesi birbirinden bağımsız hareket etmekte ve kare ve dikdörtgen şeklinde alanlar oluşturulabilmektedir. Kolimatör çenelerinin iç yüzeyleri, ışının merkezi eksenine paralel olarak yapılırsa radyasyon bu çenelerin kenarlarından geçerken geçirgenlik (transmission) penumbrası oluşmaktadır. Çenelerin kenarlarında ışının oblikliğinin artması nedeniyle, büyük kolimatör alanlarında penumbranın boyutu da artmaktadır. Bu etki kolimatör bloklarının iç yüzeyi, ışının kenarına paralel olacak şekilde dizayn edilerek azaltılabilmektedir. Bu kolimatörlerde çeneler kolimatörün tepesine dayandırılmakta ve böylece blokların eğiminin ışın açılımına 19

30 uyması sağlanmaktadır. Geçirgenlik penumbrası çeşitli düzeneklerle azaltılabilmekte fakat tamamen yok edilememektedir. Diğer bir penumbra, geometrik penumbradır. P d penumbranın geometrik genişliği, hasta yüzeyinden herhangi bir d derinliğinde ABC ve DEC üçgenlerinin benzerliğinden yararlanılarak belirlenmektedir. (Şekil 2.5.) s A O B SSD SDD M kolimatör C F D E d N P d merkezi eksen Şekil 2.5. Penumbranın hesaplanması Şekil 2.5. den DE AB = CE CA CD = = CB 20 MN MO OF+ FN OM = OM

31 Eğer AB= s kaynak çapı, OM= SDD kaynak- diyafram mesafesi, OF = SSD kaynak- cilt mesafesi olmak üzere, d derinliğindeki penumbra: P d = AB.( OF+ FN OM ) s.( SSD+ d SDD) = OM SDD Cilt yüzeyindeki penumbra d= 0 alınarak hesaplanmaktadır. Yukarıdaki eşitlikten görüldüğü gibi, kaynak çapı, SSD ve derinlik arttıkça penumbra artmakta, SDD nin artması ile azalmaktadır. Geometrik penumbra diyafram tek planda hareket ettiği sürece alan boyutundan bağımsızdır. SDD, penumbra genişliğinin belirlenmesi açısından önemli bir parametredir. Bu mesafe penumbra trimerleri ile arttırılabilmektedir. Bu trimerler ağır metal kalıplardan oluşmaktadır. Trimerler, penumbra alanındaki ışını soğurmakta böylece alan kenarları keskinleşmektedir. Penumbra tamamen yok edilememektedir. Fakat trimerler ile SDD arttırılarak azaltılmaktadır. Yeni SDD, kaynak-trimer mesafesine eşittir. Bir alternatif yol da blokların kullanımıdır. Bu blokların hasta yüzeyine cm mesafeden daha yakına konması durumunda elektron, blokları taşıyan tepsiden hasta cildine ulaşabilmektedir. Geçirgenlik penumbrası ve geometrik penumbranın toplam etkisi ile alan kenarlarında doz değişim alanı oluşmaktadır. Havada, ışın boyunca kaynaktan belirli bir mesafede ışının doz profili ölçümleri, dozimetrik olarak penumbra genişliğini vermektedir. Fakat hastada alan kenarlarındaki doz değişimi, yalnızca geçirgenlik ve geometrik penumbraya bağlı olmayıp aynı zamanda hastada saçılan radyasyona da bağlıdır. Dozimetrik olarak fiziksel penumbra genişliği iki özel izodoz eğrisi arasındaki lateral mesafedir. Penumbra tanımlamak için genellikle %20-%80 izodoz eğrileri arasındaki mesafe alınmaktadır (Dirican 2002 ) 21

32 Simülatör cihazı Tedavi simülatörü, diagnostik X- ışını tüpü kullanılan bir düzenektir. Fakat geometrik, mekanik ve optik özellikler olarak tedavi ünitesinin taklididir. Simülatörlerde, hastaların tedavi koşulları ile aynı koşullarda simülasyonu yapılmaktadır. Tedavi alanlarının ve koşullarının doğruluğu kontrol edilmektedir. Simülatörün ana fonksiyonu, çevre normal dokularla sınırlandırılmış target hacminin olduğu tedavi alanının görüntülenmesidir. İç organların radyografik olarak görüntülenmesi ile alanların pozisyonları doğrulanmakta ve kurşun bloklar eksternal olarak sağlanmaktadır. Bir çok ünitede, dinamik görüntülenmeyi sağlayan floroskopik kapasite mevcuttur. Simülatöre ihtiyacın nedenleri şunlardır : a.radyasyon ışını ve hastanın eksternal ve internal anatomisi arasındaki geometrik ilişkinin basit bir X- ışını tüpü ile sağlanamaması b. Simülatörlerde kullanılan X-ışını enerjisinin tedavi için kullanılan X-ışını enerjilerine göre daha düşük olması nedeniyle radyografik görüntünün daha iyi olması c. Tedavi ünitesi odasının zamansal açıdan işgal edilmemesi. d. Hastanın set- upında ve tedavi tekniğinde beklenmeyen problemlerle zamandan çalınması. Lokalize tedavi hacmi ve set-up alanları ile diğer gerekli veriler simülatörde sağlanabilmektedir. Çünkü simülatörün özellikleri, tedavi ünitesinin özellikleri ile aynıdır. Kontur alınması, kompansatör veya bolus ile ilgili hastanın değişebilir ölçümleri uygun set-up koşulları altında sağlanabilmektedir. Standart ve kişisel koruma blok testleri simülatör ile yapılmaktadır. Modern simülatörlerde, lazer ışığı, kontur çizici ve gölge tepsisi gibi ekipmanlar vardır. Bazı simülatörlerde tomografi düzeneği mevcuttur. Fakat görüntü kalitesi daha zayıftır. Simülatör alanlarındaki ilgi çekici gelişme, simülatör içindeki BT tarayıcılardır (Khan 1994). 22

33 Tedavi planlama sistemi ( TPS ) Tedavi planlama sistemi özel bir monitör, film tarayıcı, ışıklı bir dijitayzır, yazıcı ve çizici gibi donanımlardan oluşan iki ya da üç boyutta planlama yapabilen ve belirli bir program altında çalışabilen yazılımdan oluşan bir sistemdir. Bilgisayar ortamında farklı enerjilerde, farklı kaynak cilt mesafelerinde (SSD), istenilen alan boyutlarında foton ya da elektron demetleri oluşturmak ve bu demetleri farklı tedavi teknikleri kullanarak hastaya yöneltmek ve ışınlanan bölgedeki doz dağılımlarını elde etmek mümkündür. Planlama sistemi içerdiği özel algoritmalar yardımıyla, sisteme önceden girilen ışınlama cihazına ait demet enerjisi, doz verimi, derin doz yüzdesi (%DD), doku-hava oranı (TAR), saçılan-hava oranı (SAR), dokumaksimum oranı (TMR), kolimatör saçılma faktörü (Sc) ve fantom saçılma faktörü (Sp) gibi dozimetrik parametrelerden gerekli olanlarını, sonradan girilen hedefe (yani hastaya), tedavi tekniğine (eksternal, brakiterapi, ark vb.), ışınlamaya (enerji, alan boyutu, SSD vb.) ve kullanılan aksesuarlara (kama filtre, blok tepsisi, koruma bloğu, bolus vb.) ait parametreleri ilişkilendirerek doz hesabı yapmaktadır. Bu hesaplamalar sonunda, radyasyonun hedef içindeki dağılımı, komşu doku ve organlar ile tümörün alacağı doz belirlenebilmektedir. Planlama sistemine tedavide kullanılan cihaza ait dozimetrik parametreler kuruluş aşamasında yüklenmekte ve periyodik olarak kontrol edilmektedir. Hastaya ait bilgiler ise tedavi aşamasında, hastaya ait kontur, bilgisayarlı tomografi, simülasyon filmi, radyografik görüntü vb. kaynaklardan uygun bir biçimde girilmektedir. Hastanın ışınlanacak bölgesinde yer alan kritik organlar, tümör hacmi ve ışınlanması planlanan hedef hacim belirtilmelidir. Daha sonra istenilen özelliklere sahip foton ya da elektron demetleri oluşturularak, hedef bölge üzerine gönderilmektedir. Yazılım, girilen tüm bilgileri göz önünde tutarak istenilen dozimetrik hesaplamaları gerçekleştirmektedir. 23

34 2.6. Diğer Tanımlar Hacım kavramları Radyasyon tedavisinde tümör için en uygun ışını, toplam fraksiyon başına dozu seçmek ve seçilen ışını en uygun teknikle tümör alanına ulaştırmak ve tümörü destrüksiyona (yapısal değişikliğe) uğratırken normal dokuları korumak önemlidir. Radyasyon tedavisinde iyi bir tedavi planlanmasının yapılabilmesi için çeşitli tümör hacım kavramlarının iyi bilinmesi gerekmektedir (Şekil 2.6.). Bu konuda yayınlanan raporlarda tanımlamalar yapılmıştır (ICRU report 50, ICRU report ). Bu hacım kavramları : Gross tümör hacmi (Gross Tumor Volume,GTV ) Klinik hedef hacim (Clinical Target Volume,CTV ) Planlanan hedef hacim (Planning Target Volume,PTV) Tedavi hacmi (Treated Volume ) Işınlanan hacim (Irradiated Volume ) Riskli organ (Organ at Risk ) Planlanan riskli organ hacmi (Planning Organ at Risk Volume,PRV ) Gross Tümör hacmi (GTV ) Gross tümör hacmi (GTV) tanımlanabilir, sınırları belirgin kitlenin bulunduğu ve malign büyümenin gerçekleştiği bölgedir. Genişliği ve miktarı bilgisayarlı tomografi, nükleer magnetik rezonans görüntüleme, radyografi gibi farklı görüntüleme teknikleri aracılığı ile belirlenmektedir Klinik hedef hacim (CTV ) Klinik hedef hacim (CTV), tanımlanabilir tümör hacmı ve/veya yok edilmesi gereken subklinik malign hastalığı içeren doku hacmidir. Radyoterapinin amacına ulaşabilmesi için bu hacmin tamamen tedavi edilmesi zorunludur. 24

35 Planlanan hedef hacim (PTV) Planlanan hedef hacim (PTV), tedavi planlanması için kullanılan geometrik bir kavramdır. Ayrıca bu tanım önceden belirlenen ve hedef hacme verilmek istenen doz için uygun demet alanı ve uygun demet yerleşiminin belirlenmesinde kullanılmaktadır Tedavi hacmi Tedavi hacmi, tümör tedavisinin başarılı olması için belirlenen dozun planlanan hacme verilmesi sırasında radyasyon onkolojisi ekibinin kabul edilebilir komplikasyonlara neden olabilecek doz sınırı içinde değerlendirdiği miktarda doz alan doku hacmidir Işınlanan hacim Işınlanan hacim, normal doku toleransına göre kayda değer miktarda doz alması beklenen doz hacmidir Riskli organ Riskli organ (kritik normal yapı), radyasyon duyarlılığı tedavi planlamasını ve/veya önceden belirlenen dozu etkileyen normal dokular (göz,omurilik vs.) dır. 25

36 Tümör hacmı GTV Subklinik hastalık Klinik hedef hacım CTV İç pay IM İç hedef hacım ITV ( = CTV+ IM) Setup payı SM Planlanan hedef hacım PTV ( = CTV+ IM ve SM ) Riskli organ ( OR ) Risk hacmı içinde Riskli organ hacmı Tedavi planlaması İçin PTV+ PRV Şekil 2.6. Hacim kavramları 26

37 Derin doz yüzdesi ( % DD) Merkezi eksen derin doz dağılımını karakterize etmenin yolu, bir noktadaki dozu belirli bir referans noktasındaki doza normalize etmektir. Bu büyüklük genellikle su fantomunda iyon odası kullanılarak yapılan ölçümlerden çıkarılmaktadır. % DD, herhangi bir d derinliğindeki soğurulan dozun, demetin merkezi ekseni boyunca d 0 derinliğindeki soğurulan doza oranıdır ( Şekil 2.7.). %DD, P ile ifade edilmektedir. D d, d derinliğindeki doz, D do, d 0 derinliğindeki doz değerleri olmak üzere % DD değeri aşağıdaki şekilde formüle edilmektedir: kolimatör d d 0 yüzey fantom Şekil 2.7. %DD un bulunuşu P= D D d d 0 x100 27

38 Ortavoltaj ve düşük enerjili X- ışınları için referans derinlik genelde yüzeydedir (d 0 = 0). Yüksek enerjiler için referans derinliği en yüksek soğurulan doz noktasında (build- up noktası) (d 0 = d max ) alınmaktadır. Merkezi eksen derin doz dağılımını etkileyen bir çok parametre vardır. Bunlar; demet kalitesi veya enerji, derinlik, alan büyüklüğü ve şekli, kaynak- cilt mesafesi ( SSD ) ve demet kolimasyonudur. % DD değerleri demet enerjisiyle artmaktadır. Bu artış verilen bir derinlik için derin doz eğrilerinin eğiminin azalması ve demet giriciliğinin artması demektir. Yani yüksek enerjili ışınlar daha giricidirler ve daha yüksek % DD a sahiptirler. (Şekil 2.8.) Foton enerjilerinde, yüzey dozu enerji artışı ile ters orantılıdır. Elektronlarda ise fotonların aksine enerji seviyesi arttıkça yüzey dozu artmaktadır. Bu durum elektron saçılımı ile açıklanmaktadır. Düşük enerjilerde elektronlar kolaylıkla saçılmakta ve saçılım açısı büyümektedir. Böylece build-up dozu kısa mesafelerde oluşmaktadır. (Şekil 2.9.) Şekil 2.8. Çeşitli enerjilerdeki radyasyon demetleri için % DD eğrileri 28