T.C. SÜLEYMAN DEMİREL ÜNİVERSİTESİ FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ MAMOGRAFİK TARAMALARDA ABSORBE OLAN DOZ MİKTARLARININ MONTE CARLO METODU İLE İNCELENMESİ

Transkript

1 T.C. SÜLEYMAN DEMİREL ÜNİVERSİTESİ FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ MAMOGRAFİK TARAMALARDA ABSORBE OLAN DOZ MİKTARLARININ MONTE CARLO METODU İLE İNCELENMESİ Tuğba MANİCİ Danışman Dr.Öğr. Üyesi Kadir GÜNOĞLU YÜKSEK LİSANS TEZİ FİZİK ANABİLİM DALI ISPARTA 2018

2 2018 [Tuğba MANİCİ]

3

4

5 İÇİNDEKİLER Sayfa İÇİNDEKİLER... i ÖZET... iii ABSTRACT... iv TEŞEKKÜR... v ŞEKİLLER DİZİNİ... vi ÇİZELGELER DİZİNİ... ix SİMGELER VE KISALTMALAR DİZİNİ... xi 1. GİRİŞ Atom Radyasyon Radyasyon Tarihçesi Radyasyon Kaynakları Doğal Radyasyon Yapay Radyasyon İyonize-İyonize Olmayan Radyasyon Radyoaktif Bozunmalar Alfa Bozunumu Beta Bozunumu Gama Işıması Fotonun Madde ile Etkileşimi Fotoelektrik Olay Rayleigh (Koherent, Klasik) Saçılması Compton Saçılması Çift Oluşumu Radyasyon Nicelikleri ve Birimleri Becquerel (Bq) Işınlama Dozu, Ekspojur (x) (Exposure) Kerma (Kinetic Energy Released in Material) Absorbe/Soğurulan Doz Eşdeğer Doz (HT) Etkin Doz (E) Radyasyonun Biyolojik Etkileri LET (Lineer Enerji Transferi) Radyasyonun Hücre ve DNA ile Etkileşimi Hücre-Yaşam Eğrileri Radyasyonun Deterministik Etkileri Radyasyonun Stokastik Etkileri Radyoloji Alanında Radyasyon Kullanımı X-ışınlarının Oluşumu X-ışını Tüpü Mamografi Meme Yapısı Mamografi Sistemleri KAYNAK ÖZETLERİ MATERYAL-YÖNTEM Monte Carlo Yöntemi i

6 3.2. MCNP Kodu MCNP Input (Girdi) Dosyası Hücre Kartları Yüzey Kartları Data Kartları MCNPX (2.4.0) Monte Carlo Kodu Kullanılarak Oluşturulan Simülasyon ARAŞTIRMA BULGULARI Molibden Anot Molibden Filtre Kombinasyonu İçin Absorbe Doz Değer Tabloları ve Karşılaştırma Grafikleri Rodyum Anot Rodyum Filtre Kombinasyonu İçin Absorbe Doz Değer Tabloları ve Karşılaştırma Grafikleri Molibden Anot Rodyum Filtre Kombinasyonu İçin Absorbe Doz Değer Tabloları ve Karşılaştırılma Grafikleri Wolfram Anot Rodyum Filtre Kombinasyonu için Absorbe Doz Değer Tabloları ve Karşılaştırma Grafikleri Farklı Anot-Filtre Kombinasyonunun Farklı Meme Modelleri İçin Absorbe Doz Miktarlarının Karşılaştırmaları Literatür Çalışmaları ile MCNPX Verilerinin Karşılaştırılması TARTIŞMA VE SONUÇLAR KAYNAKLAR ÖZGEÇMİŞ ii

7 ÖZET Yüksek Lisans Tezi MAMOGRAFİK TARAMALARDA ABSORBE OLAN DOZ MİKTARLARININ MONTE CARLO METODU İLE İNCELENMESİ Tuğba MANİCİ Süleyman Demirel Üniversitesi Fen Bilimleri Enstitüsü Fizik Anabilim Dalı Danışman: Dr.Öğr. Üyesi Kadir GÜNOĞLU Mamografi, meme kanseri teşhisinde kullanılan en etkili görüntüleme yöntemlerinden biridir. Bu tez çalışmasında tüp voltajının, x-ışını tüpünde kullanılan anot/filtre kombinasyonlarının, meme kalınlığının ve memenin glandüler doku oranının memede absorbe olan doz miktarı üzerine etkisi MCNPX Monte Carlo kodu (2.4.0) ile incelenmiştir. Sabit kalınlıkta ve sabit glandüler doku-yağ doku oranındaki meme modelinde tüp voltajı arttıkça memede absorbe olan doz miktarında artma, sabit glandülerdoku yağ doku oranında sabit tüp voltajında meme kalınlığı arttıkça memede absorbe olan doz miktarında azalma, sabit meme kalınlığı sabit tüp voltajında ise glandüler doku oranı arttıkça memede absorbe olan doz miktarında azalma gözlemlenmiştir. Çalışmada anot/filtre materyalleri olarak Molibden/Molibden, Rodyum/Rodyum, Molibden/Rodyum ve Wolfram/Rodyum kombinasyonları kullanılmıştır. Tüp voltaj değeri 26 kev ile 32 kev arasında, meme kalınlığı 2 cm, 4 cm ve 6 cm, glandüler doku-yağ doku oranı %0, %20, %40, %60, %80 ve %100 olarak seçilmiştir. Elde edilen absorbe doz değerleri tablo ve şekillerle verilmiştir. Anot/filtre kombinasyonlarının absorbe doz miktarlarına etkisi birbiri ile karşılaştırıldığında W/Rh anot/filtre kombinasyonunun sıkıştırılmış kalınlığı 2 cm ile 6 cm arasında değişen meme modellerindeki absorbe doz miktarı bakımından daha faydalı olduğu sonucuna varılmıştır. Anahtar Kelimeler: Mamografi, Monte Carlo Simülasyonu, MCNPX, Anot/Filtre, Absorbe doz. 2018, 92 sayfa iii

8 ABSTRACT M.Sc. Thesis INVESTIGATION OF ABSORBED DOSE QUANTITY IN MAMMOGRAPHY BY MONTE CARLO METHOD Tuğba MANİCİ Süleyman Demirel University Graduate School of Natural and Applied Sciences Department of Physics Supervisor: Asst. Prof. Dr. Kadir GÜNOĞLU Mammography is the most effective imaging method for determination of breast cancer. In this thesis study, the effects of tube voltage, anode/filter combinations used in x-ray tube, breast thickness and mammary gland tissue ratio on mammary absorptive dose were investigated with MCNPX Monte Carlo code (2.4.0). It has been observed that absorbed dose in breast, increases while tube voltage increases when breast thickness and gland-to-fat ratios are fixed, absorbed dose in breast, decreases while gland-to-fat ratio increases when tube voltage and breast thickness are fixed and absorbed dose in breast, decreases while breast thickness increase when tube voltage and gland-to-fat ratios are fixed. As a anode/filter materials Molybdenum/Molybdenum, Rhodium/Rhodium, Molybdenum/Rhodium, Wolfram/Rhodium have been simulated. Tube voltages ranged from 26 kev to 32 kev, breast thicknesses have been selected as 2 cm, 4 cm and 6 cm. Glandular tissue-adipose tissue ratios have been selected as %0, %20, %40, %60, %80 and %100. Results shown in tables and graphics. When the effect of the anode / filter combinations on the absorptive dose amounts is compared with each other, it is concluded that the W / Rh anode / filter combination is more beneficial in terms of absorptive dose in the breast models ranging from 2 cm to 6 cm. Keywords: Mammography, Monte Carlo Simulations, MCNPX, Anode/Filter, Absorbed Dose. 2018, 92 pages

9 TEŞEKKÜR Bu araştırma için beni yönlendiren değerli Danışman Hocam Dr. Öğr. Üyesi Kadir GÜNOĞLU na teşekkürlerimi sunarım. Bilgi ve tecrübesiyle bize örnek olan Sayın Prof.Dr. İskender AKKURT a teşekkürlerimi sunarım. Akademik hayatımda ve çalışmalarımda karşılaştığım zorlukları bilgi ve tecrübesi ile aşmamda yardımcı olan, tez konumun belirlenmesinden yazma aşamasına kadar hep yanımda olan, desteğini ve inancını hissettiğim değerli Hocam Doç. Dr. Hüseyin Ozan Tekin e teşekkürlerimi sunarım. Yüksek lisans eğitimim sırasında hayatıma giren ve her zaman desteğiyle benim yanımda olan yakın dostum Elif Ebru ALTUNSOY a ve hayatımın büyük bir bölümünde yer alan iyi günde kötü günde her zaman beraber olduğum isimlerini sayamayacağım çok değerli dostlarıma teşekkür ederim. Hayatımın hiçbir aşamasında beni yalnız bırakmayan babam Lütfü MANİCİ ve annem Dilek MANİCİ ye destekleri sevgileri ve inançları için sonsuz saygılarımı ve sevgilerimi sunarım. 4904_YL2_17 No`lu Proje ile tezimi maddi olarak destekleyen Süleyman Demirel Üniversitesi Bilimsel Araştırma Projeleri Yönetim Birimi Başkanlığı na teşekkür ederim. Tuğba MANİCİ ISPARTA, 2018 v

10 ŞEKİLLER DİZİNİ Sayfa Şekil 1.1. Wolfram (W) atomu için (a) karakteristik radyasyon salınımı (b) Auger elektronu salınımı... 3 Şekil 1.2. Elektromanyetik spektrum... 4 Şekil 1.3. Tarihteki ilk tıbbi röntgen filmi olan W.C.Roentgen in eşi Anna Bertha Röntgen'in eli ve yüzüğü... 6 Şekil 1.4. Radyasyonun kaynakları bakımından yüzdesel dağılım oranları. 7 Şekil 1.5. Doğal Radyasyon Kaynakları Yüzdesel Dağılımı... 8 Şekil 1.6. Yapay Radyasyon Kaynakları Yüzdesel Dağılımı... 9 Şekil 1.7. İyonlaştırma özelliğine göre radyasyon türleri Şekil 1.8. Alfa bozunumu Şekil 1.9. β - bozunumu Şekil β + bozunumu Şekil Gama ışıması Şekil Fotoelektrik etki Şekil Koherent saçılma Şekil Compton saçılması etkileşim şeması Şekil Compton saçılması Şekil Çift oluşumu Şekil Radyasyonun direkt ve indirekt etkisi Şekil Bremsstrahlung radyasyonu oluşumu Şekil Bremstrahlung radyasyonunun farklı enerjilerde oluşumu Şekil Karakteristik x-ışını oluşumu Şekil Karakteristik ve bremsstrahlung radyasyonu spektrumu Şekil X-ışını tüpü Şekil Tüm yaş gruplarındaki kadınlardaki en sık görülen kanserlerin bu grup içerisindeki yüzde dağılımları Şekil Memenin anatomik yapısı Şekil Yoğunluklarına göre 3 farklı mamografi görüntüsü Şekil Mamografi cihazı Şekil Mamografik x ışını kaynağı konumu (a) ile diğer x-ışını ile görüntüleme yapan cihazlardaki kaynak konumunun(b) karşılaştırılması Şekil Mamografide kullanılan Mo/Mo anot/filte kombinasyonun x- ışını spektrumu Şekil 3.1. MCNP input dosyası genel yapısı Şekil 3.2. Yüzeyleri gösterilen küp Şekil 3.3. MCNP4C mamografi simülasyon geometrisi Şekil 4.1. Mo/Mo için %0 glandüler doku - %100 yağ dokusu oranındaki memede kalınlıklara oranla absorbe doz Şekil 4.2. Mo/Mo için %100 glandüler doku-%0 yağ dokusu oranındaki memede kalınlıklara oranla absorbe doz değişimi Şekil 4.3. Mo/Mo için 2 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan dozun meme yoğunluğuna göre değişim grafiği Şekil 4.4. Mo/Mo için 4 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan dozun meme yoğunluğuna göre değişim grafiği vi

11 Şekil 4.5. Mo/Mo için 6 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan dozun meme yoğunluğuna göre değişim grafiği Şekil 4.6. Rh/Rh için %0 glandüler doku - %100 yağ dokusu oranındaki memede kalınlıklara oranla absorbe doz değişimi Şekil 4.7. Rh/Rh için %100 glandüler doku - %0 yağ dokusu oranındaki memede kalınlıklara oranla absorbe doz değişimi Şekil 4.8. Rh/Rh için 2 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan dozun meme yoğunluğuna göre değişim grafiği Şekil 4.9. Rh/Rh için 4 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan dozun meme yoğunluğuna göre değişim grafiği Şekil Rh/Rh için 6 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan dozun meme yoğunluğuna göre değişim grafiği Şekil Mo/Rh için %0 glandüler doku-%100 yağ dokusu oranındaki memede kalınlıklara oranla absorbe doz değişimi Şekil Mo/Rh için %100 glandüler doku-%0 yağ dokusu oranındaki memede kalınlıklara oranla absorbe doz değişimi Şekil Mo/Rh için 2 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan dozun meme yoğunluğuna göre değişim grafiği Şekil Mo/Rh için 4 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan dozun meme yoğunluğuna göre değişim grafiği Şekil Mo/Rh için 6 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan dozun meme yoğunluğuna göre değişim grafiği Şekil W/Rh için %0 glandüler doku - %100 yağ dokusu oranındaki memede kalınlıklara oranla absorbe doz değişimi Şekil W/Rh için %100 glandüler doku - %0 yağ dokusu oranındaki memede kalınlıklara oranla absorbe doz değişimi Şekil W/Rh için 2 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan dozun meme yoğunluğuna göre değişim grafiği Şekil W/Rh için 4 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan dozun meme yoğunluğuna göre değişim grafiği Şekil W/Rh için 6 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan dozun meme yoğunluğuna göre değişim grafiği Şekil (%0-%100) 2 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan doz değerlerinin karşılaştırılması Şekil (%0-%100) 6 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan doz değerlerinin karşılaştırılması Şekil 4.23 (%20-%80) 2 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan doz değerlerinin karşılaştırılması Şekil (%20-%80) 6 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan doz değerlerinin karşılaştırılması Şekil (%40-%60) 2 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan doz değerlerinin karşılaştırılması Şekil (%40-%60) 6 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan doz değerlerinin karşılaştırılması Şekil (%60-%40) 2 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan doz değerlerinin karşılaştırılması Şekil (%60-%40) 6 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan doz değerlerinin karşılaştırılması vii

12 Şekil (%80-%20) 2 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan doz değerlerinin karşılaştırılması i Şekil (%80-%20) 6 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan doz değerlerinin karşılaştırılması Şekil (%100-%0) 2 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan doz değerlerinin karşılaştırılması Şekil (%100-%0) 6 cm kalınlığındaki meme modelinde absorbe olan doz değerlerinin karşılaştırılması Şekil Literatür çalışmaları ile MCNPX değerlerinin karşılaştırılması viii

13 ÇİZELGELER DİZİNİ Sayfa Çizelge 1.1. Radyasyon türlerine göre ağırlık faktörleri tablosu Çizelge 1.2. Organ/dokulara ait ağırlık faktörleri Çizelge 1.3. İyonize radyasyonun tipik LET değerleri Çizelge 1.4. Bazı deterministik değerler için yetişkinlerin eşik doz değerleri Çizelge 3.1. Glandüler doku kütle kesirlerine göre toplam dokuyu oluşturan elementlerin kütle kesirleri ve toplam doku yoğunluğu tablosu Çizelge 4.1. (Mo/Mo) %0 Glandüler doku - %100 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge 4.2. (Mo/Mo) %20 Glandüler doku - %80 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge 4.3. (Mo/Mo) %40 Glandüler doku - %60 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge 4.4. (Mo/Mo) %60 Glandüler doku - %40 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge 4.5. (Mo/Mo) %80 Glandüler doku - %20 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge 4.6. (Mo/Mo) %100 Glandüler doku - %0 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge 4.7. (Rh/Rh) %0 Glandüler doku - %100 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge 4.8. (Rh/Rh) %20 Glandüler doku - %80 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge 4.9. (Rh/Rh) %40 Glandüler doku - %60 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (Rh/Rh) %60 Glandüler doku - %40 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (Rh/Rh) %80 Glandüler doku - %20 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (Rh/Rh) %100 Glandüler doku - %0 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri ix

14 Çizelge (Mo/Rh) %0 Glandüler doku - %100 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (Mo/Rh) %20 Glandüler doku - %80 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (Mo/Rh) %40 Glandüler doku - %60 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (Mo/Rh) %60 Glandüler doku - %40 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (Mo/Rh) %80 Glandüler doku - %20 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (Mo/Rh) %100 Glandüler doku - %0 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (W/Rh) %0 Glandüler doku - %100 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (W/Rh) %20 Glandüler doku - %80 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (W/Rh) %40 Glandüler doku - %60 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (W/Rh) %60 Glandüler doku - %40 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (W/Rh) %80 Glandüler doku - %20 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri Çizelge (W/Rh) %100 Glandüler doku - %0 Yağ doku'dan oluşan meme modeli için farklı enerji ve meme kalınlıklarda absorbe olan doz değerleri x

15 SİMGELER VE KISALTMALAR DİZİNİ A Kütle numarası Ag Gümüş Akb Atomik kütle birimi Al Aluminyum ALARA As Low As Reasonably Archievable A o Angstrom Bq Becquerel c Işık hızı C Coulomb DT.R. Dokuda R ağırlık faktörlü radyasyon tarafından soğurulan doz E Enerji EF.E Fotoelektronun enerjisi EB Bağlanma enerjisi EB(K) K-yörüngesinin bağlanma enerjisi ev Eelektronvolt HT Eşdeğer Doz Hz Hertz KEC Compton Elektronunun Kinetik Enerjisi KeV Kiloelektronvolt LET Lineer enerji transferi MeV Megaelektronvolt Mo Molibden msv Milisievert N Nötron sayısı Rh Rodyum SI System international Sn Kalay W Tungsten/Wolfram WR Ağırlık faktörleri Z Atom numarası α Alfa β Beta θ Saçılma açısı λ Dalga boyu ν Frekans xi

16 1. GİRİŞ İnsanoğlu, yeryüzünde var olduğu günden beri doğal ve yapay yollardan radyasyona maruz kalmasına rağmen radyasyonu keşfetmesi çok uzun zaman almıştır. Elektromanyetik dalga ya da parçacık halindeki enerji yayılımı olarak tanımlanan radyasyon ilk olarak 1895 yılında alman fizikçi Wilhelm Conrad Roentgen tarafından keşfedilmiştir. Roentgen in x-ışınları adını verdiği bu keşfin ardından Henri Becquerel in radyoaktiviteyi ve ardından Marie-Pierre Curie nin bu keşfe katkılarıyla beraber radyasyonun hayatımızdaki varlığı saptanmıştır. Gelişen teknolojinin ardından radyasyon mühendislik, tıp ve endüstri gibi bir çok alanda kullanılmaya başlanmıştır. Roentgen in x-ışınlarını keşfi tıpta hem tanıda hem de tedavide büyük bir gelişme sağlamıştır Atom Bir elementin tüm kimyasal özelliklerini taşıyan en küçük parçasına atom denir. Atom, merkezinde bulunan bir çekirdek ve bu çekirdek etrafında hareket eden elektronlardan oluşmaktadır. Çekirdek içerisinde quarklardan meydana gelen pozitif yüklü protonlar ve yüksüz nötronlar bulunur. Nükleon adı verilen proton ve nötronlar birbirlerine oldukça sıkı bağlıdırlar. Çekirdeğin etrafında temel parçacık (lepton) olan negatif yüklü elektronlar bulunmaktadır ve bu elektronlar çekirdeğe negatif yüklerinden dolayı coulomb kuvveti ile tutunmaktadır. Elektronlar, hem kendi etraflarında hem de çekirdek etrafında hareket etmektedir ve bu hareketleriyle güneş ve etrafındaki gezegenlerin hareketine benzetilmektedir. Çekirdek, bütün bir atoma kıyaslandığında çapı oldukça küçük olmasına rağmen kütlenin büyük bir kısmını oluşturmaktadır. Proton 1,673x10-24 gramdır (1.007 akb ) ve +1 pozitif yüke sahiptir. Nötronlar nötr yani yüksüzdür ve protonlardan biraz daha büyüktür. 1 nötron 1,675x10-24 gramdır (1.008 akb). Elektronlar, protonlarla aynı büyüklükte fakat zıt olan yüke sahiptir. Yükü -1 olan bir elektron 9,1096x10-28 gramdır ( akb). Yüklü olmayan bir atomun elektron ve proton sayıları eşittir demektir ancak yörünge 1

17 elektronlarıyla çekirdekte bulunan protonlar arasında eşitsizlik bulunduğunda atom için genel bir yük dengesizliği oluşur. Bu durumdaki yüklü atomlara iyon adı verilmektedir. Atomun çekirdeği, içinde bulunan protonların arasındaki coulomb etkileşimleri nedeniyle dağılma eğilimde olmasına rağmen, güçlü nükleer kuvvet (gluonlar) tarafından bir arada kalmaktadır. Her atom çekirdeğinde en az 1 proton bulunmak durumundadır, nötronlar ise birden fazla proton içeren atomlarda bulunabilirler. Çekirdekte bulunan proton sayısına o çekirdeğin atom numarası denir ve Z ile gösterilir. Çekirdeğin kütle numarası A, nötron sayısı ise N harfi ile sembolize edilir. Buna göre; çekirdek kütlesi çekirdekte bulunan Z proton sayısı ile N nötron sayısının toplamına eşittir. (1.1) Elektronlar, orbital ya da kabuk olarak adlandırılan yörüngelerde bulunurlar. Atomda bulunan bu yörüngeler Şekil 1.1 de görüldüğü gibi içten dışa doğru K, L, M, N, O, P, Q olarak harflendirilmek üzere tam 7 tanedir ve her bir yörüngenin enerji seviyesi birbirinden farklıdır. Her bir yörünge n kuantum sayısıyla belirtilen bir sıraya sahiptir. Her yörüngenin elektron taşıma kapasitesi (1.2) formülü ile hesaplanmaktadır. (1.2) Bu formüle göre K yörüngesinde en fazla 2, L yörüngesinde ise en fazla 18 elektron bulunabilmektedir. yörüngesinde en fazla 8, M Atomun en dış yörüngesine valance yörüngesi denir ve bu elektronlar valance elektronu olarak adlandırılmaktadır. Atomun çekirdeğinden uzaklaştıkça elektronların bağlanma enerjileri zayıflar ve bu dış yörüngedeki elektronları 2

18 koparmak kolay olduğundan dolayı farklı kimyasal olaylarda bu elektronlar yer almaktadır. Valance yörüngesinde bulunan elektronlar, atomun manyetik ve kimyasal özelliklerini belirlemektedir. Nötr bir atom dış yörüngesi tam dolu değilse ya da tek sayıda elektron barındırıyorsa bu atom kimyasal açıdan aktif olmayan özellik ve manyetik özellik gösterebilir. Soygazlar gibi dış yörüngesi tam dolu olan atomlar kimyasal olarak kararlı bir yapıya sahiptirler. Elektronlar, pozitif yüklü çekirdeğin çekimi sayesinde yörüngelerde durabilmektedir. Bu çekim gücüne elektronların bağlanma enerjisi adı verilir ve EB olarak gösterilir. Elektonları yörüngelerinden sökmek için bağlanma enerjisinden daha büyük bir enerji gerekmektedir. En iç yörüngedeki elektronların bağlanma enerjileri en fazladır. Bağlanma enerjisinin büyüklüğü atomda bulunan proton sayısıyla ilişkilidir. Elektronlar genel olarak atomdaki en düşük enerji seviyesinde bulunma eğilimindedir. Atom yörüngesindeki elektronlara çarpan parçacıkların enerjisi yörüngedeki elektronların bağlanma enerjilerinden yüksek ise elektronları yerinden söker ve bu boşluk Şekil 1.1(a) da görüldüğü gibi üst yörüngelerden gelen başka bir elektron tarafından doldurulur. Enerji seviyeleri arasındaki enerji farklı enerjinin büyüklüğü ile orantılı olarak UV veya karakteristik x-ışını olarak yayımlanır. Oluşan potansiyel enerji farkı aynı zamanda Şekil 1.1 (b) de olduğu gibi dış yörüngelerden elektron atılması için de harcanabilmektedir. (a) (b) Şekil 1.1. Wolfram (W) atomu için (a) karakteristik radyasyon salınımı (b) Auger elektronu salınımı 3

19 1.2. Radyasyon Radyasyon, bir kaynaktan yayımlanan elektromanyetik dalga ya da parçacık biçimindeki enerjidir. Atomun çekirdeğinden yayımlanan belirli bir kütleye ve enerjiye sahip olan alfa (α), beta (β) ve nötron (n) parçacıkları parçacık radyasyonu olarak adlandırılır ve hepsi iyonize edici etki göstermektedir. Elektromanyetik radyasyon sahip olduğu enerjiye veya dalga boyuna göre iyonize radyasyon ve iyonize olmayan radyasyon olarak iki ana sınıfa ayrılmaktadır. Şekil 1.2 de elektromanyetik spektrum gösterilmektedir. Şekil 1.2. Elektromanyetik spektrum Elektromanyetik dalgalar genlik, frekans, hız ve dalga boylarına göre tanımlanmaktadır. Genlik bir dalga tepesi ile bir dalga çukuru arasındaki mesafenin yarısı olarak tanımlanır. Frekans birim zaman (1 sn) başına oluşan dalga sayısıdır ve ''ν'' ile gösterilmektedir. Birimi Hertz (Hz)'dir. (1 Hz= 1 s -1 ). Dalga boyu iki dalga tepesi arasındaki mesafedir ve ''λ'' ile gösterilmektedir. Dalga boyu metre, santimetre, milimetre, mikron, nanometre, angstrom, pikometre gibi çeşitli birimlerle verilebilir. (1 angstrom (A o )= m, 1 nanometre (nm)= 10-9 m). Dalga boyu ile frekans ters orantılıdır dolayısıyla dalga boyu arttıkça frekans azalır. Dalganın hızı, dalganın frekansı ν ile dalga boyu λ'nın çarpılmasıyla hesaplanabilmektedir. Bir dalganın hızı, dalganın bulunduğu ortama ve etkileşime girdiği maddeye bağlıdır ancak vakumlu ortamda tüm elektromanyetik dalgaların hızı ışık hızı olarak da adlandırılan ve ''c'' ile sembolize edilen bir sabite işarettir. 4

20 (1.3) c' nin değeri m/s' dir ancak genellikle yaklaşık değeri olan m/s kullanılmaktadır. Elektromanyetik spektrumda ışık dalgaları sahip oldukları enerji ve dalga boylarına göre sıralanmaktadır. Spektrumun bir ucunu düşük enerji ve yüksek dalga boyuyla radyo dalgaları oluştururken, küçük dalga boylu yüksek enerjili x ışınları ve gama ışınları spektrumun diğer ucunda yer almaktadır. Mikrodalgalar, kızıl ötesi dalgalar, UV-mor ötesi ışınlar spektrumda enerji ve dalga boylarına göre uygun şekilde sıralanmaktadır. Elektromanyetik dalgalar yüksüz ve kütlesiz olan foton adı verilen enerji paketleri şeklinde yayımlanmaktadır. Foton enerjisi; (1.4) ile hesaplanmaktadır. Burada E enerjiyi temsil etmektedir ve birimi elektronvolt (ev)' tur, h ise planck sabitidir ve değeri J/s' dir. Düşük dalga boylu ve yüksek enerjili x-ışınları ve gama ışınları, iyonize radyasyondur. Enerjileri dolayısıyla karşılaştıkları maddelerin atomlarıyla etkileşime girebilmekte ve bu etkileşim gelen ışınların enerjilerine göre etkileşime girdikleri bölgede hasara yol açabilmektedir Radyasyon Tarihçesi 1894 yılında katot ışınlarıyla çalışmaya başlayan W.C. Roentgen, Crookes tüpü adı verilen içi boş bir cam tüp içerisine yerleştirilen katot ve anot olarak adlandırılan iki elektrot bulunduran bir deney düzeneği oluşturarak o yıllarda birçok araştırmacının da çalıştığı gibi bu tüpte oluşan lüminesans olayını incelemekteydi. Bu deney düzeneğinde katotdan kopan elektronlar henüz anoda ulaşmadan cama çarparak floresan adı verilen ışık parlamaları oluşturmaktaydı. 5

21 Bu deneyde bazı değişiklikler yapmak isteyen Roentgen, 8 Kasım 1895 günü tüpü siyah bir karton ile kapladı ve ardından odadaki ışığı da kapatıp ışık geçirgenliğini anlamak adına deneyi tekrarladı. Deney düzeneğinin 2 metre uzakta bir cam kavanoz içerisinde bulunan baryumlu platinsiyanür kristallerinde bir takım parıltılar oluştuğunu gözlemledi. Bunun üzerine deneyi birçok kez tekrarladı ve her defasında aynı parlama olayını gözlemledi. Katot ışınlarının maddeyi delip geçme özelliğinin olmadığını bilen W.C. Roentgen, bu yeni ışınlara henüz tam olarak ne olduklarının bilinmemesinden dolayı xışınları adını verdi (Samueli, 2015 ). Roentgen, x-ışınları adını verdiği bu yeni tür ışınların farklı cisimleri farklı derecelerde geçebildiği gözlemledi. 28 Aralık 1895 günü bu önemli keşfi resmi olarak duyurdu ve 1901 yılında bu çalışmaları nedeniyle ilk kez verilmeye başlayan Nobel Fizik ödülünü aldı. Tarihteki ilk tıbbi röntgen filmi Roentgen in eşi Anna Bertha Roentgen'in elinin ve yüzüğünün görüntüsüdür. (Şekil 1.3). Şekil 1.3. Anna Bertha Röntgen'in eli ve yüzüğü (Maia vd., 2010) W.C.Roentgen in bu çığır açıcı buluşunun hemen ardından 1896 yılında Fransız bilim adamı Henri Becquerel tesadüfen ışığa karşı korunmuş olan fotoğraf plaklarının, uranyum tuzu kristalleri tarafından karardığını gözlemledi. Uranyum tuzu kristallerinin parçacık yayınladığını keşfetmesinin ardından kontrollü olarak pek çok kez tekrarladığı bu gözlemler sırasında yayınlanan bu 6

22 radyasyonun x-ışınından farklı bir tür radyasyon olduğunu tespit etti. Uranyumun kendiliğinden radyasyon yayımlama olayı radyoaktivite olarak adlandırıldı (Serway ve Beichner, 2011). Farklı bilim insanları yapılan benzer deneyler sayesinde daha önce tespit edilenlerden farklı bazı materyallerin de radyoaktif olduklarını keşfettiler. Bu tür araştırmalar arasındaki en önemli araştırma Marie-Pierre Curie tarafından yapıldı. Polonyum ve Radyum olarak adlandırılan daha önce keşfedilmemiş ve radyoaktif özellik gösteren bu iki yeni elementin varlığı Marie-Pierre Curie tarafından rapor edildi. Madam Curie Henri Becquerel ile beraber radyoaktif maddelerle yaptıkları çalışmalardan dolayı 1903 yılında Nobel Fizik ödülünü aldılar (Serway ve Beichner, 2011) Radyasyon Kaynakları Canlılar, var oldukları andan itibaren radyasyona maruz kalmaktadır. Uzaydan gelen kozmik ışınlar, toprakta bulunan radyoaktif izotoplar ve radon gazından alınan doğal radyasyona ek olarak gelişen teknoloji ile birlikle kullanılmaya başlayan yapay radyasyon kaynakları canlıların maruz kaldığı radyasyon dozu miktarlarında artışa neden olmaktadır. Radyasyon Şekil 1.4'te görüldüğü gibi %88'i doğal kaynaklardan %12'si ise yapay kaynaklardan oluşmaktadır. Bu sebeple insanların ilgisini bu yöne çekmiş, çalışmalar bu alanda yoğunlaşmıştır. Yapay Kaynaklar 12% Doğal Kaynaklar 88% Doğal Kaynaklar Yapay Kaynaklar Şekil 1.4. Radyasyonun kaynakları bakımından yüzdesel dağılım oranları 7

23 Doğal Radyasyon Dünyaya gelen yüksek enerjili kozmik ışınlar, toprakta bulunan radyoaktif izotoplar ve radon gazı canlıların maruz kaldığı başlıca doğal radyasyon kaynaklarıdır. Doğal radyasyon kaynakları radyasyon kaynaklarının %88 ini oluşturmaktadır. Bu doğal radyasyonun kaynakları Şelik 1.5 daki gibidir. Gama Işıması Vücut İçi Işıma 10% 19% Kozmik Radyasyon 16% Radon 55% Radon Kozmik Radyasyon Gama Işıması Vücut İçi Işıma Şekil 1.5. Doğal Radyasyon Kaynakları Yüzdesel Dağılımı Kozmik ışınların büyük bir çoğunluğu dünya atmosferi tarafından emilir ve yeryüzüne çok az miktarda ulaşır. Bu nedenle deniz seviyesinde bulunan kozmik ışın radyasyon doz miktarı ile havada bulunan kozmik ışın doz miktarı farklılık göstermedir. Yenilen yiyeceklerde, solunan havada, içilen suda radyoaktiflik bulunabilmektedir. Radyoaktif maddelerin soluma, yeme içme gibi yollarda vücuda girmesi sonrasında birikme meydana gelebilir ve bu birikme sonucu içsel radyasyon meydana getirebilmektedir. Diğer bir doğal radyasyon kaynağı olan radon gazı renksiz, kokusuz, tatsız ve görünmez bir gazdır. Toprakta doğal yollarla gerçekleşecek bir uranyum bozunumunun son ürünü olarak bulunan radonsuda inşaat malzemelerinde toprakta ve evlerin alında bulunan kayalarda bulunabilmektedir. Radyoaktifliği zayıf olduğu için solunum yoluyla dokulara kimyasal olarak bağlanamaz ancak radonun bozunma sonrasında ürünleri toz ve diğer parçacıklara tutunarak radyoaktif aerosoller oluşturup taşınarak solunum yoluyla alınabilmektedir. Radyoaktif bozunma 8

24 sonucunda oluşan ürünler kararlı hale gelene kadar bozunma devam etmektedir ve her bozunma sırasında radyasyon açığa çıkmaktadır (Karakılıç vd., 2009) Yapay Radyasyon Gelişen teknoloji ve insanları tarafından üretilen çeşitli cihazlar ile elde edilen radyasyon, yapay radyasyon olarak adlandırılmaktadır. Günümüzde radyasyon miktarının yaklaşık %12'lik kısmını yapay kaynaklardan meydana gelen radyasyon oluşturmaktadır. Tıbbi ve endüstriyel amaçla kullanılan x-ışınları ve yapay radyoaktif maddeler, nükleer bomba denemeleri sonucunda meydana gelen nükleer serpintiler, bazı tüketici ürünlerinde bulunan radyoaktif maddeler, nükleer güç üretiminde açığa çıkan radyoaktif maddeler, yapay radyasyon kaynakları olarak sıralanabilmektedir (Şekil 1.6). Rad.Serp. 1% Mesleki Işın. 1% Tıbbi Uyg. 96% Tüketici Ürün. 1% Nükleer End. 1% Rad.Serp. Tüketici Ürün. Mesleki Işın. Nükleer End. Tıbbi Uyg. Şekil 1.6. Yapay Radyasyon Kaynakları Yüzdesel Dağılımı Yapay kaynaklarla meydana gelen radyasyonun büyük bir kısmını medikal uygulamalar oluşturmaktadır. Bu uygulamaların en yaygın olanı x-ışınlarının kullanıldığı tanısal radyolojidir İyonize-İyonize Olmayan Radyasyon Bir ortama giren radyasyon karşılaştığı madde ile eğer enerjisi yeterliyse etkileşime girer ve bu etkileşim sonucunda maddenin atomlarından elektron koparır. Bu elektron koparma işlemi sonrasında atom elektronunu kaybetmesi 9

25 sonucu pozitif yüklü iyon haline gelir ve kopan elektron yeni etkileşimler yapabilecek serbest elektron haline dönüşmüş olur. Bu olaya iyonizasyon denir. Elektromanyetik radyasyon ve parçacık radyasyonları bir maddeyi iyonize edebilme yeteneklerine göre iki ana gruba ayrılmaktadır (Şekil 1.7). İYONLAŞTIRICI RADYASYON DALGA TİPİ HIZLI ELEKTRONLAR ALFA PARÇACIKLARI BETA PARÇACIKLARI DOLAYLI İYONLAŞTIRICI NÖTRON PARÇACIKLARI RADYASYON PARÇACIK TİPİ X-IŞINLARI GAMA IŞINLARI İYONLAŞTIRICI OLMAYAN RADYASYON DALGA TİPİ RADYO DALGALARI MİKRODALGALAR KIZILÖTESİ MORÖTESİ GÖRÜLEBİLİR IŞIK Şekil 1.7. İyonlaştırma özelliğine göre radyasyon türleri Radyo dalgaları, mikrodalgalar, kızılötesi ışık, morötesi ışık ve görünebilir ışık düşük enerji ve büyük dalga boyları nedeni ile iyonize olmayan radyasyonlardır. İyonize radyasyon maddeyi direkt olarak ya da dolaylı yoldan iyonize edebilirmektedir. Elektronlar, protonlar, alfa parçacıkları, beta parçacıkları ve ağır iyonlar gibi yüklü parçacıklar maddeyi doğrudan iyonize eden iyonize radyasyondur. Fotonlar ve nötronlar gibi nötral parçacıklar ise dolaylı yoldan iyonize eden parçacıklardır. Doğrudan ve dolaylı yoldan iyonize eden radyasyon, radyoterapi ve radyasyon onkolojisinde hastalıkların tedavisi için, diagnostik radyoloji ve nükleer tıpda ise hastalıkların tanısı için kullanılmaktadır Radyoaktif Bozunmalar Atom, kütlesinin büyük bir kısmını oluşturan nükleon adı verilen proton ve nötronlardan oluşan çekirdek ve çekirdek etrafında bulunan elektronlardan oluşur. Çekirdekte bulunan protonlar ve nötronlar arasındaki dengesizlik çekirdekte kararsızlık yaratır ve bozunmasına yol açar. Atoma herhangi bir dış 10

26 müdehale olmadan bozunarak daha küçük parçalara ayrılması ve bu sırada radyasyon yayması radyoaktiflik, bu tür ışıma yapan atomlar ise radyoaktif atom olarak adlandırılır. Radyoaktiflik çekirdek yapısına bağlı ve yalnızca çekirdekte meydana gelen bir değişmedir. Kimyasal ve fiziksel değişmelere bağlı bir özellik olmadığı için bir radyoaktif elementlerin bileşikleri de bu özelliği taşır. N nötron sayısının P proton sayısına oranı 1,5 dan küçük olan çekirdekler kararlı ya da az kararlı, N nötron sayısının P proton sayısına oranı 1,5 dan büyük olan çekirdekler kararsızdır. Bu kararsız çekirdek yapısına sahip atomlar, kararlı bir yapıya ulaşana kadar bozunmaya uğrar. Radyoaktif bir atom kararlı duruma ulaşmak için alfa bozunması beta bozunması ve gama ışıması olmak üzere 3 tip bozunmaya uğrarlar. Bu 3 tip radyasyonu özel bir düzenek yardımıyla ayırt etmek mümkündür. Bir radyoaktif kaynaktan yayınlanan ışınım, manyetik alan uygulanan bir bölgeye yönlendirilir ve buna karşılık radyasyon demeti 3 kola ayrılır. Buna göre yüksüz ışınlar yani gama ışınları sapmaya uğramaz doğrultusunu korur, pozitif yüke sahip alfa parçacıkları ve pozitron yukarıya doğru sapma gösterir ve negatif yüke sahip elektronlar aşağı yöne doğru sapma gösterir (Serway ve Beichmer, 2011 ) Alfa Bozunumu 1899 yılında Rutherford tarafından keşfedilen alfa bozunumu, alfa parçacığı olarak adlandırılan helyum atomunun çekirdekten fırlatılması olayıdır. Bu ışıma sırasında atom ilk halinden iki nötron ve iki proton kaybeder ve yenir bir element haline gelmiş olur. Alfa parçacığı fırlayan atom kendisinden 2 sıra gerideki atoma dönüşmekte ve atom ağırlığı da 4 birim azalmaktadır. Alfa ışınımı diğer bozunma türlerine göre hem daha ağırdır hem de fırlatılan alfa parçacığındaki protonlardan dolayı +2 elektrik yüküne sahiptir. Bu ışınımı doğada bulunan uranyum, radyum gibi ağır çekirdekli atomlar gerçekleştirmektedir (Şekil 1.8). Bunun yanında nükleer yakıt olarak da 11

27 kullanılan plütonyum çekirdeği gibi bazı yapay çekirdekler de alfa ışınımı yapabilmektedir. Şekil 1.8. Alfa bozunumu Alfa parçacıkların büyük ve ağır parçacıklardır. Büyük ve ağır olmaları nedeniyle nüfuz etme güçleri oldukça zayıftır ve kolaylıkla durdurulabilmektedirler. İnce bir kağıt parçacı ile bile durdurulabilecek olan alfa parçacıkları bu nedenle vücut dışında pek tehlikeli değildir. Yumuşak dokudaki girginliği ise enerjiyle de ilişkili olarak en fazla mikron kadardır. Elektrik yükünün fazla olması sebebiyle madde içerisinden geçerken güçlü bir iyonizasyon meydana getirir bu da enerjilerini çok çabuk kaybetmelerine sebep olur. Alfa ışınımı yapan radyoaktif çekirdekler bir şekilde vücudumuza girecek olursa çok tehlikeli sonuçlarla karşılaşılabilir çünkü alfa parçacıklarının hücrelere çok büyük zararları dokunabilmektedir (Saha, 2010) Beta Bozunumu Alfa gibi bir parçacık radyasyonu olan beta bozunumu, çekirdekten bir eksi yüklü elektron ya da pozitron adı verilen artı yüklü elektron fırlatılma olayıdır. 12

28 Bu bozunma çekirdekte normalden daha fazla nötron veya proton bulunması durumunda meydana gelmektedir. Çekirdekte nötron sayısı fazla ise, çekirdekte bulunan nötronlardan biri proton ve elektron olarak ayrışır. Ayrışan bu elektron çekirdekten dışarı fırlatılırken proton çekirdekte kalır. Çekirdeğin proton sayısı bir arttığı için farklı bir atoma dönüşmüş olur (Şekil 1.9). Bu olaya negatron bozunumu denmektedir. (1.5) Şekil 1.9. β - bozunumu Çekirdekte proton sayısı fazla ise, çekirdekte bulunan protonlardan biri nötron ve artı yüklü elektrona (pozitrona) ayrışır. Pozitron çekirdekten dışarı fırlatılır nötron ise çekirdekte kalır. Böylece çekirdeğin proton sayısı bir azalır ve çekirdek farklı bir atoma dönüşmüş olur (Şekil 1.10). Bu olaya ise pozitron bozunumu denmektedir. (1.6) 13

29 Şekil β + bozunumu Beta parçacıkları, çekirdekten fırlatılan eksi ve artı yüklü elektronlara verilen genel addır. İnsan vücuduna ve suya 1 veya 2 cm kadar nüfuz edebilirler ve birkaç mm kalınlığındaki bir aluminyum plaka ile bile durdurulabilirler. Beta parçacıkları doğada birçok radyoaktif çekirdek tarafından salınmaktadır. Kütleleri ve elektron yükü bulunan beta parçacıkları madde içerisinde ilerlerken iyonizasyona neden olurlar ancak bu iyonizasyon alfa parçacıklarında olduğu kadar çok değildir. Beta ışınımı yapan bir çekirdek, özelliklerini değiştirir ve periyodik tabloda bir alt ya da üst sıradaki atoma dönüşür (Serway ve Beichmer, 2011) Gama Işıması Birçok radyoaktif çekirdek alfa veya beta parçacığı fırlattıktan sonra genellikle uyarılmış enerji seviyesinde kalır. Bu durumda olan çekirdek ikinci bir bozunma ile foton adı verilen enerji paketçiği fırlatarak daha düşük enerji seviyesine belki de taban durumuna geçer. Bu foton fırlatma olayına gama ışıması adı verilmektedir (Şekil 1.11). Gama ışıması yapan atom ışımadan sonra başka bir atoma dönüşmez. 14

30 Şekil Gama ışıması Gama ışınları kütleleri ve elektrik yükleri olmayan, ışık gibi boşlukta dalga şeklinde hareket eden elektromanyetik dalga paketçikleridir. Dalga boyları çok yüksektir ve gözle görülemezler. Hem yüksek enerji yaşıdıkları hem de kütle ve elektrik yükü sahibi olmadıklarından dolayı penetrasyon gücü çok fazladır. Kağıt, tahta, deri gibi birçok maddeye nüfuz edebilen gama ışınları durdurabilmek için kurşun veya kalın beton gibi yüksek yoğunluğa sahip malzemeler kullanılmalıdır (Serway ve Beichmer, 2011 ) Fotonun Madde ile Etkileşimi Fotonlar, sahip oldukları hʋ enerjisine ve karşılaştığı maddenin Z atom numarasına bağlı olarak farklı etkileşim davranışları göstermektedir. Fotonların gösterdiği bu davranışlar penetrasyon, saçılma ve atenuasyon olarak adlandırılmaktadır. Penetrasyon, fotonun bir madde ile karşılaştığında bu maddeden hiç etkilenmeden geçebilmesidir. Saçılma, fotonun karşılaştığı madde tarafından soğurularak enerjisini aktarması ya da yön değiştirmesidir. Atenuasyon ise fotonun madde ile karşılaşması sonucu madde içerisinde soğurulması veya saçılması olayıdır. Atenuasyon, fotonla etkileşime giren maddenin kalınlığına, 15

31 yoğunluğuna ve gelen fotonun enerjisi hʋ'ye bağlıdır. Gelen foton enerjisi ile atenuasyon arasında ters orantı bulunmaktadır yani gelen foton enerjisi arttıkça maddenin atenuasyonu azalmaktadır. Bunun yanı sıra maddenin yoğunluğu ve kalınlığı ile atenuasyon arasında doğru orantı bulunmaktadır yani maddenin kalınlığı ve yoğunluğu arttıkça atenuasyonda da artma gözlenmektedir. Fotonlar, enerjilerine ve karşılaştıkları maddenin Z atom numarasına bağlı olarak atomun yörüngelerinden elektron koparabilirler veya yön değiştirebilirler. Fotonun atom yörüngesinde bulunan elektronlara enerji aktarımı ile beraber elektron koparması sonucunda iyon çifti oluşmaktadır. Kopma sonucu serbest kalan elektronlar başka atomlarla etkileşime girerek iyonizasyona sebep olmaktadırlar. Bu etkileşimler sonucunda birçok iyon çifti oluşmaktadır. Bu olay soğurulma olarak adlandırılmaktadır. Soğurulma olayı radyolojik görüntülemede görüntü kontrasının esasıdır. Soğurulma görüntü kontrasında artış sağlarken hastanın aldığı dozda da artışa neden olmaktadır. Saçılma ise görüntüde kontrası düşürmekte ancak yine de hastanın aldığı dozu arttırmaktadır (Tuncel, 2012). Medikal fizikte fotoelektrik olay koherent saçılma compton saçılması ve çift oluşumu olmak üzere 4 önemli foton-madde etkileşim türü bulunmaktadır. Diagnostik radyolojide en önemli foton-madde etkileşim türleri fotoelektrik olay ve compton saçılmasıdır. Klasik saçılmanın çok önemli bir yeri olmamakla birlikte çift oluşumunun hiç bir önemi bulunmamaktadır ( Podgorsak, 2005) Fotoelektrik Olay Enerjisi hʋ olan bir foton ile karşılaştığı maddenin atomunun iç yörüngelerinde bulunan sıkıca bağlanmış elektronları arasında gerçekleşen etkileşime fotoelektrik olay denir. Şekil 1.12 de gösterilen bu olay sırasında gelen foton tüm enerjisini yörüngeden elektron koparma işlemi sırasında kaybetmektedir. 16

32 Şekil Fotoelektrik etki Fotoelektrik olayın gerçekleşebilmesi için EB bağlanma enerjisinin gelen fotonun enerjisi hʋ 'den küçük olması gerekmektedir. Gelen foton enerjisi hʋ, elektronun bağlanma enerjisi EB ye ne kadar yakın değerde olursa fotoelektrik olayın gerçekleşme olasılığı da o oranda artmaktadır ancak bağlanma enerjinin foton enerjisine eşit olduğu durumda (EB=hʋ) fotoelektrik olayın gerçekleşme olasılığında ani bir düşme gözlenir. Bu durum absorbsiyon eşiği olarak adlandırılmaktadır. Bağlanma enerjisi EB'nin gelen foton enerjisi hv'den büyük olduğu durumlarda ise (EB> hʋ) fotoelektrik olay gözlenmez. Gelen foton enerjisi hʋ, elektronların bağlanma enerjisi EB'yi aştığında fotoelektrik soğurulmada ani bir artış oluşmaktadır. Ancak fotonun enerjisi hʋ değeri daha da artarsa, fotoelektrik soğurulma 1/(hʋ) 3 oranında azalma göstermektedir (Podgorsak, 2005). Gelen foton enerjisi hʋ, K-yörüngesinin bağlanma enerjisi EB (K) dan büyük olduğu durumlarda fotoelektrik etki büyük bir çoğunlukla K-yörüngesinde gerçekleşmektedir. Gerçekleşen tüm fotoelektrik etkilerin %80'den fazlası hʋ EB(K) olduğu durumlarda K-yörüngesinde gerçekleşmektedir. K-yörüngesinin bağlanma enerjisi EB(K)'nın gelen fotonun enerjisi hʋ' ye eşit olduğu durumlarda (EB(K)=hʋ) fotoelektrik soğurma maksimum olmaktadır ve bu enerji K-kenar enerjisi olarak adlandırılmaktadır (Podgorsak, 2005). 17

33 hʋ enerjili fotonun yörüngeden söktüğü elektron fotoelektron olarak adlandırılmaktadır. Fotoelektronun enerjisi gelen fotonun enerjisi ile elektronun bağlanma enerjisi arasındaki farka eşittir; (1.7) Fotoelektron, bu enerjisi ile maddede iyonizasyon yapabilmektedir. Bu da maddedeki radyasyon doz artışına sebep olmaktadır. Yörüngeden elektron sökülmesi sonucunda oluşan boşluk, üst yörüngelerden kayan başka elektronlar ile doldurulmaktadır ve bu doldurma işlemi atom kararlı hale gelene kadar tüm yörüngelerde devam etmektedir. Yörüngeler arasındaki potansiyel fark nedeniyle elektron diğer yörüngeye geçme hareketi sırasında yörüngeler arasındaki fark miktarı kadar bir foton salınımı gerçekleşmektedir ya da bu fark dış yörüngeden bir elektron salınımı ile dengelenmektedir. Bu işlem sırasında salınan foton karakteristik ışıma, son yörüngeden salınan elektron ise Auger elekronu olarak adlandırılmaktadır. Fotoelektrik olayın gerçekleşme ihtimali ile maddenin Z atom numarası arasında (Z 3 /(hʋ) 3 ) şeklinde bir orantı bulunmaktadır. Maddenin atom numarası arttıkça fotoelektrik etkinin görülme olasılığı artmaktadır (Sherer vd., 2018). Fotoelektrik etki kemikte, kontrast maddelerde sintilatörlerde ve 50 kev'in altındaki enerji seviyelerinde yumuşak dokuların görüntülenmelerinde önemli rol oynamaktadır (Tuncel, 2012) Rayleigh (koherent, klasik) Saçılması Rayleigh saçılması, tüm atom ve gelen düşük enerjili foton arasında gerçekleşen saçılma olayıdır. Gelen foton enerjisi hʋ, 10 kev'den az olduğu durumlarda gerçekleşmektedir. Foton ile karşılaştığı elektron arasında net bir enerji aktarımı olmamaktadır ve gelen foton genellikle geliş yönüyle aynı yönde 18

34 saçılmaktadır (Şekil 1.13). Ancak gelen foton enerjisi hʋ'nin değeri azaldıkça gelen fotonun saçılma açısı artmaktadır. Rayleigh saçılmasının radyasyon dozimetrisinde önemi olmamaktadır fakat saçılmaların görüntü kalitesini bozmasından dolayı radyografik görüntülemede göz önünde bulundurulmaktadır (Tuncel, 2012). Şekil Koherent saçılma Compton Saçılması Compton saçılması ya da diğer adıyla compton etkisi, hʋ enerjili bir foton ile bir atomun dış yörünge elektronu arasında gerçekleşen etkileşim olayıdır. Compton olayı dış yörünge elektronunun bağlanma enerjisi EB'nin gelen foton enerjisi hʋ'den çok çok büyük olduğu durumlarda (hʋ>>eb) gerçekleşmektedir. hʋ enerjili foton, karşılaştığı atomun son yörüngesinden bir elektron ile iki bilyenin çarpışmasına benzer şekilde etkileşimde bulunur (Şekil 1.14). Bu etkileşimin ardından gelen foton, enerjisinin bir kısmı ile yörünge elektronunu yerinden söker kalan enerjisi ile sapmaya uğrayarak yoluna devam eder (Şekil 1.15). Sökülen bu elektron compton elektronu ya da recoil elektronu olarak adlandırılmaktadır. Saçılan compton elektronunun kinetik enerjisi KEC ile saçılan fotonun enerjisi hʋ 'nün toplamı gelen fotonun enerjisi hʋ' ye eşittir. 19

35 (1.8) Şekil Compton saçılması etkileşim şeması Şekil Compton saçılması Saçılan foton enerjisi hʋ' ve compton elektronunun kinetik enerjisi KEC arasındaki enerji dağılımı, gelen fotonun enerjisi hʋ ve saçılan fotonun saçılma açısına (θ) bağlı olarak değişmektedir. Gelen foton enerjisi ne kadar büyük olursa saçılma açısı θ da o kadar artmaktadır. Bazı enerji değerlerinde θ saçılma 20

36 açısı 180 olabilmektedir. Bu açıda gerçekleşen olaya geri saçılma denilmektedir. Geri saçılma olaylarında saçılan foton enerjisi hʋ' en düşük değeri, saçılan compton elektronun kinetik enerjisi KEC ise en büyük değeri almaktadır (Podgorsak, 2005). Saçılan foton enerjisine bağlı olarak başka atomlarla tekrar etkileşime girebilmektedir. Bu etkileşimler dolayısıyla iyonizasyon yaparak maddede radyasyon dozu miktarında artışa neden olmaktadır. Diagnostik radyolojide compton olayı sonrasında saçılan fotonlar filme ulaşarak görüntü kalitesinde olumsuz etkiye neden olmaktadır. Benzer şekilde dedeksiyon bölgesinden kaçan fotonlar sistem tarafından soğuruldu olarak algılanmakta ve oluşan görüntünün hatalı yorumlanmasına sebebiyet vermektedir (Tuncel, 2012) Çift Oluşumu Fotonların madde ile yaptıkları bir diğer etkileşim ise çift oluşumudur. Çift oluşumu hʋ enerjili foton ile atomun çekirdeğinin Coulomb etkisi ile arasında gerçekleşmektedir. Gelen foton enerjisi hʋ değerinin 1.02 MeV 'den daha büyük değerde olması gerekmektedir. Atoma gelen foton atom çekirdeğinin etrafında kaybolur ve enerjisi her biri 511 kev olan pozitron-elektron çifti olarak salınır (Şekil 1.16). Çift oluşumu ile beraber açığa çıkan pozitron hızla bir elektron ile birleşerek her biri 511 kev'lik zıt yönlü iki fotona dönüşür. Bu fotonlar yok olma radyasyonu ya da annihilasyon radyasyonu olarak adlandırılmaktadır. Diagnostik radyolojide 1.02 MeV gibi yüksek değerlerde enerjiler kullanılmadığı için çift oluşumun radyolojik görüntülemelerde yeri bulunmamaktadır (Tuncel, 2012). 21

37 Şekil Çift oluşumu 1.5. Radyasyon Nicelikleri ve Birimleri Son yıllarda, metrik sistemin bir versiyonu olan SI (System International) birim sistemi kullanılmaktadır. Radyasyonun madde içerisinde ya da bir ortamda yayılması ölçülebilen nicelikler olan şiddet, enerji ve türü gibi fiziksel özellikler ile bağlantılıdır. Radyasyonun kaynaktan çıktıktan sonra yaptığı etkileşimler sonrasında oluşturacağı etkiler, radyasyonun ortama aktardığı enerji ile hesaplanabilmektedir. Bu sonuçlar ise soğurulan doz, kerma gibi doğrudan ölçülebilen niceliklerle ifade edilmektedir. Bunun yanı sıra radyasyondan korunma için eşdeğer doz, etkin doz gibi doğrudan ölçülemeyen nicelikler kullanılmaktadır ve genellikle radyasyonun vücutta oluşturacağı radyasyon hasarını ya da oluşturabileceği muhtemel riski sayısal olarak temsil etmek için kullanılmaktadır Becquerel (Bq) Maddenin bir saniyede gerçekleştirdiği bozunması sayısı olarak ifade edilen radyoaktite birimidir. Aktivitenin eski birimi Curie dir. 1 Bq=1 parçalanma / saniye dir. 22

38 Işınlama Dozu, Ekspojur (x) (Exposure) Radyasyon miktarının bir ölçüsü olan ışınlama, radyasyonun havayı iyonize etme kapasitesini temsil etmektedir. X-ışınları direk etki olarak hastalarla ya da saçılmalar dolayısıyla çalışan personelle etkileşmeden önce havayla etkileşim yapmaktadır ve bu etkileşim genellikle dokuda oluşturacağı etki ile orantılıdır. Eski birim sisteminde röntgen R olarak ifade edilmektedir. SI birim sisteminde röntgene eş olabilecek bir birim bulunmamaktadır ancak diğer SI birimleri açısından kilogram başına düşen Coulomb'a (C/kg) eşittir. Röntgen, sadece x ışınları ve gama ışınları için geçerli olmaktadır. 1 R=2,58x10-4 C/kg dır (Bor, 2016; IAEA, 2010 ) Kerma (Kinetic Energy Released in Material) Bir malzemenin birim kütlesinde, x-ışınları gama ışınları ya da nötronlarların yaptığı etkileşimler sonucu açığa çıkardıkları bütün yüklü parçacıkların kinetik enerjilerinin toplamını ifade etmektedir. Hava kerma benzer şekilde havaya aktarılan enerji olarak belirtilebilmektedir. Hava kerma ölçülebilir bir niceliktir. Uygun dönüşüm faktörleri ve bilinen ışınlama dozu ile havada herhangi bir konumdaki radyasyon miktarı ölçülebilmektedir. Birimi Gray dir. 1 Gray=J/kg dır (Bor, 2016) Absorbe/Soğurulan Doz Maddenin birim kütlesinde absorbe olan radyasyon enerjisine absorbe doz denir. X ve gama ışınlarının absorbe ettikleri ve ortama yaydıkları enerjileri aynıdır bu nedenle birimi Gy=joule/kilogram dır. Eski sistemde birimi Rad dır. Bir malzemenin ışınlama dozu biliniyorsa, absorbe ettiği doz hesaplanabilmektedir. 1 Gy=100 Rad dır (Bor, 2016; IAEA, 2010). 23

39 Eşdeğer Doz (HT) Eşdeğer doz (HT), bir doku veya organ üzerindeki farklı radyasyon türlerinin biyolojik etkilerini karşılaştırmak için kullanılır. Alfa, beta, gama ve nötronlar gibi farklı radyasyon türlerinin dokular üzerinde göstereceği biyolojik etkiler de farklıdır. Bu nedenle her bir tür için farklı radyasyon ağırlık faktörleri (WR) tanımlanmaktadır. Birimi Sievert tir. Eski birimi Rem dir. 1 Sv=100 Rem dir (IAEA, 2010). (1.9) Burada HT eşdeğer dozu, WR radyasyon ağırlık faktörünü ve DT.R. doku ya da organında R ağırlık faktörlü radyasyon tarafından soğurulan dozu temsil etmektedir. Radyasyon türlerine göre ağırlık faktörleri tablosu Çizelge 1.1'de verilmektedir. Çizelge 1.1. Radyasyon türlerine göre ağırlık faktörleri tablosu (Bor, 2016) Etkin Doz (E) Etkin doz insanlardaki radyasyona bağlı kanser riskini tahmin etmek için kullanılan bir niceliktir. Tüm vücudun eş oranda ışınlanmasının neden olacağı toplam radyasyon dozunun hesaplanmasına kullanılır. Her bir organın eşdeğer 24

40 dozu hesaplandıktan sonra o organa ait olan ağırlık faktörü WT ile çarpılır. Bu işlem tüm hassas organlar için ayrı ayrı uygulandıktan sonra genel toplam alınır. Birimi Sievert tir ve birimlerinin aynı olması dolayısıyla eşdeğer doz ile karıştırılmaktadır (IAEA, 2010; Bor, 2016 ). (1.10) Burada WT dokuya ait ağırlık faktörünü, HT dokunun eşdeğer dozunu E ise etkin dozu temsil etmektedir. Vücudun tek bir bölge ya da organının ışınlamasının ardından oluşacak zararlı etki, tüm vücudun eş olarak ışınlanmasıyla oluşacak zararlı etkiden daha azdır. Örneğin yalnızca akciğere verilecek 80 msv dozun yaratacağı risk ile tüm vücuda homojen olarak verilecek 10 msv dozun yaratacağı risk eşdeğerdir (Bor, 2016). Doku ve organlara ait ağırlık faktörleri tablosu Çizelge 1.2'deki gibidir. Çizelge 1.2. Organ/dokulara ait ağırlık faktörleri (ICRP, 2007) 1.6. Radyasyonun Biyolojik Etkileri Canlılar, sürekli olarak doğal radyasyona maruz kalmaktadır. Radyoaktivite ve x-ışınlarının keşfi sonrasında gelişen teknoloji ile birlikte radyasyon yapay yollardan da üretilmeye başlanmıştır. Canlıların maruz kaldığı radyasyonun %88 unu doğal kaynaklar oluştururken %12 lik kısmını ise medikal uygulamalar, nükleer reaktörler, endüstride kullanılan nükleer teknikler ve nükleer silah denemeleri gibi yapay kaynaklar oluşturmaktadır yılında 25

41 ikinci dünya savaşı sırasında Japonya'ya atılan Hiroşima atom bombası sonucu oluşan ve etkileri günümüzde hala devam etmekte olan radyasyon hasarları, radyasyonun canlılar üzerindeki yıkıcı etkisini gözler önüne sermektedir. Buna ek olarak iyonize radyasyonun radyoterapide kanser hücrelerinin öldürülmesindeki rolü, radyasyonun canlılar üzerindeki etkilerinin anlaşılmasında büyük önem taşımaktadır (Bor, 2016). İyonize radyasyonun canlılar üzerinde oluşturabileceği hasar, radyasyonun türü ve doz miktarına, canlı yapının özelliklerine ve radyasyon duyarlılığına bağlıdır. İyonize olmayan radyasyon atomlarda gerçekleştirdiği titreşim nedeniyle ısıda hafif bir artışa neden olsa da genel olarak zararsız kabul edilmektedir fakat elektromanyetik spektrumda iyonize olmayan radyasyon ile iyonize radyasyon arasında kesin bir sınır bulunmamaktadır. Bazı moleküller çok düşük bir enerji ile iyonize olabilirler. Mor ötesi ışınlar x ve gama ışınlarına benzer davranışlar sergileyebilmektedirler (IAEA, 2010). Canlılarda radyasyon sonucu oluşacak biyolojik etkiler, iyonize radyasyonun canlı doku ile etkileşimi sonrasında dokuya enerji aktarımı ile gerçekleşmektedir. Radyasyonla karşılaşan maddenin Z atom numarası ve gelen radyasyonun enerjisine bağlı olarak gerçekleşecek enerji transferi compton saçılması, fotoelektrik etki ve çift oluşumu olaylarıyla meydana gelmektedir. Yüksek doz radyasyona bağlı olarak canlıda hasar oluşabilmesi için, radyasyon dozunun belirli bir eşik değerin üzerinde olması gerekmektedir. Bu eşik değeri her doku ve organ için radyasyon duyarlılığına bağlı olarak farklılık göstermektedir. Ancak radyasyon dozu düştükçe ortaya çıkacak hasarların kesinliği bulunmamaktadır. Herhangi bir eşik değeri bulunmamasından dolayı radyasyon maruziyetinin sonuçları risk olarak ele alınmaktadır. Bu risk değerleri yüksek doz radyasyon maruziyetinde ortaya çıkan sonuçlardan elde edilmektedir. Radyabiyoloji, radyasyonun biyolojik etkilerinin araştırıldığı bilim dalıdır. Radyasyonun bir canlı dokuda oluşturacağı etkiler Gray olarak ifade edilen doz miktarına bağlıdır ancak radyasyonun canlı dokulardaki hasarının 26

42 incelenmesi için volümsel ele alınması gerektiğinden lineer enerji transferi (LET) değeri daha önemlidir (Yeyin, 2015) LET (Lineer Enerji Transferi) İyonize radyasyon bir maddeden geçerken geçtiği mesafe süresince etkileşim yaparak enerjisini maddeye aktarmaktadır. Belirli bir maddede iyonize radyasyonun enerji kaybı-aktarımı maddenin yoğunluğuna radyasyonun türüne ve enerjisine bağlı olarak değişmektedir. Bir maddedeki enerji birikiminin yoğunluğu radyasyonun Lineer Enerji Transferi (LET) olarak adlandırılmaktadır. Lineer Enerji Transferi'nin birimi kev/µm'dir. Yüklü parçacıkların LET değeri x ve gama ışınlarına göre aldıkları yol boyunca daha çok enerji transferi gerçekleştirdikleri için daha büyüktür. Bazı iyonize radyasyon türlerinin tipik LET değerleri tablosu Çizelge 1.3'de görülmektedir (IAEA, 2010). Çizelge 1.3. İyonize radyasyonun tipik LET değerleri ( IAEA, 2010) Radyasyonun Hücre ve DNA ile Etkileşimi İyonize radyasyonun canlı dokuya üzerindeki etkilerini direkt ve dolaylıindirekt etki olarak ikiye ayırmak mümkündür. α ve β parçacıklarının yüksek doz gama ışınlarının bir atom veya moleküle çarparak iyonizasyon işlemi gerçekleştirmesi direkt etki olarak adlandırılmaktadır. İyonize radyasyonların hem düşük dozda hem de yüksek dozdaki lineer enerji transferleri molekülle ilk etkileşime girdiği noktada molekülü iyonlaştırır ve kimyasal açıdan aktif 27

43 olmayan iki komşu parça oluşturur. Ayrılan bu iki reaktif parça hemen orijinal molekül yapısını oluşturmak üzere bir araya gelir ise hasar oluşmaz ancak DNA gibi makro moleküllerde purin halkalarının açılmasına, fosfo-diester bağlarının kırılmasına, sarmalların kırılmasına neden olabilmektedir. DNA'da gerçekleşen kırık eğer tek sarmal üzerindeyse DNA bu kırığı hızlıca onarabilmektedir ancak kırık çift sarmalda gerçekleşiyor ise hasar giderilemeyebilir ve bunun sonucunda mutasyona uğramış DNA'lar oluşabilir (Şekil 1.17.). Mutasyonlu DNA'ların çoğalması ile hasar tüm canlı dokuya yayılabilmektedir. Şekil Radyasyonun direkt ve indirekt etkisi (IAEA, 2010) İyonize radyasyonun DNA gibi makro moleküllerle etkileşmeyip hücrenin su moleküller ile etkileşim yapabilmektedir. Bu olay indirekt-dolaylı etki olarak adlandırılmaktadır. İyonize radyasyon su molekülleri ile etkileştiğinde su moleküllerini H + ve OH - olarak iyonlarına ayırabilmektedir. Serbest radikaller olarak adlandırılan bu iyonlar daha sonra birleşerek H2O2 (hidrojen peroksit) molekülü oluşturabilirler. H2O2 molekülü toksik etki göstermektedir. İnsan vücudunun büyük bir bölümünün sudan oluştuğu göz önünde bulundurulduğunda indirekt etki oldukça önemli hale gelmektedir (Beyzadeoğlu vd., 2010). Hücreler iyonize radyasyon sonucunda alınan doza ve türüne bağlı olarak zarar görmeyebilirler, hasar görebilirler ancak hemen iyileşebilirler ve hiçbir değişim 28

44 oluşturmayabilir ya da oluşan hasar sonucunda kendini tamir ettikten sonra hücreler anormal hale gelebilirler ve çoğalabilirler. Oluşan anormal hücrelerin çoğalması sonucunda kanser meydana gelebilmektedir. Bunlara ek olarak hücreler hasar görüp onarım yapamayabilirler. Hasarlı hücrelerin onarım görememesi hücrelerin ölmesi ile sonuçlanabilmektedir (IAEA, 2010) Hücre-Yaşam Eğrileri Radyasyonun hücreler üzerindeki etkisi hücre-yaşam eğrileri ile gösterilmektedir. (1.11) Yukarıda ( 1.11 ) ile belirtilen fonksiyon ile tanımlanan eğriler yaşayan hücre sayısının artan radyasyon şiddetine bağlı olarak izlediği yolu göstermektedir. Denklemde yer alan radyasyon maruziyeti sonunda yaşayan hücre sayısını D verilen radyasyon dozunu α ve β katsayıları ise denkleme uygulanan farklı parametreleri belirtmektedir. Radyasyonun oluşturacağı hasar dozun tek seferde alınması ya da belirli zaman aralıkları ile belirli dozlarda alınması, ışınlama hızı gibi etkenlere bağlı olarak farklılık göstermektedir. DNA'da oluşacak çift sarmal kırığının hücrenin ölmesiyle sonuçlanma ihtimali oldukça yüksektir. DNA'nın sarmallarındaki kırığa tek bir radyasyonun sebep olabileceği gibi birbirine hem konum hem de zaman olarak çok yakın olan iki farklı radyasyon da neden olabilmektedir. Denklemde bulunan αd değeri DNA'da gerçekleşen kırılmanın tek radyasyon tarafından meydana geldiğini göstermektedir. αd, radyasyonun doz hızından bağımsızdır ve LET değerinin yüksek olduğu durumlarda daha baskın durumdadır. βd 2 değeri, farklı radyasyonların birlikte oluşturdukları hasarı temsil etmektedir ve düşül LET değerlerinde daha baskın durumdadır (Bor, 2016). 29

45 Radyasyonun Deterministik Etkileri Belirli bir eşik değerine bağlı olarak değerlendirilen etkiler, deterministik etki olarak adlandırılmaktadır. Her doku ve organın radyasyon duyarlılığı değeri farklıdır (Çizelge 1.4). Deterministik etkiler radyasyonun tek seferde alınması ya da belirli zaman aralıklarıyla belirli dozlarda alınması arasında farklılık göstermektedir. Zaman aralıklarıyla belirli dozlarda alınan radyasyon için bulunan eşik değeri tek seferde alınarak radyasyonun eşik değerinden daha yüksek değerdedir. Ani akut doz alımı sonrası oluşacak deterministik etkiler kısa bir süre içinde gözlenebilmektedir ancak bazen uzun yıllar sonra da açığa çıkabilmektedir (Yeyin, 2015; Bor, 2016). Çizelge 1.4. Bazı deterministik değerler için yetişkinlerin eşik doz değerleri (ICRP,1990) Doku ve Etki Tek Işınlamada Toplam Doz(Sv) Zaman Aralıklı 1 Işınlamalarda Toplam Doz Eşdeğeri (Sv) Yıllık Doz Hızı 2 Sv/yıl Etkinin Ortaya Çıkacağı Süre Testisler Sürekli Kısırlık 6,0 3 <6 2,0 3 hafta Geçici Kısırlık 0,13 GD2 0,4 3-9 hafta Overler Kısırlık 3 3 6,0 >0,2 <hafta Göz lensi 4 Katarakt 0,5 3 0,5 3 0,5 3 /yıl >20 yıl Kemik iliği Kan hücre 0,5 GD >0,4 1 2 ay üretiminin azalması Deri Kızarıklık GD 1 4 hafta Deri kaybı GD 1 4 hafta Doku ve Etki Tek Işınlamada Toplam Doz(Sv) Zaman Aralıklı 1 Işınlamalarda Yıllık Doz Hızı 2 Sv/yıl Etkinin Ortaya Çıkacağı Süre Toplam Doz Eşdeğeri (Sv) Geçici saç kaybı 4 GD GD 2 3 hafta Telenjiektazi GD > 1 yıl GD: Geçerli değil. 1 Her bir ışınlamada yaklaşık 2 Gy 2 Işınlamanın bir yıl içerisinde sık aralıklarla ya da yıllara dağılmış olarak yapılması sonucunda eşik dozlar. 3 Yaklaşık olarak 4 Bu değerler ICRP 118 tarafından 0,5 gy olarak yeniden belirlenmiştir. Zamana dağılmış ışınlamalar için de aynı değer verilmektedir. Lens opasitelerine yönelik ayrı değerler önerilmemiştir. Opasitelerin, belirli bir zaman geçmesinin ardından görme sorununa neden olacağı öngörülmüştür. Opasiteler yüksek dozlarda (> 1 Gy) birkaç yıl içerisinde, katarakt ise düşük doz ve doz hızlarına maruz kalınması sonucu yıllar sonra ortaya çıkmaktadır. 30

46 Radyasyonun Stokastik Etkiler Herhangi bir eşik değerinin bulunmadığı düşük doz radyasyon kaynaklı risk olarak değerlendirilen etkilere stokastik etki denilmektedir. Stokastik etki ile alınan doz miktarı arasında lineer bir bağıntı bulunmaktadır. Alınan doz miktarı arttıkça stokastik etki oluşma olasılığı da artmaktadır. Stokastik etkiler sonucu kanser ve genetik hastalıklar oluşabilme ihtimali söz konusudur. Canlıların üreme hücrelerinde gerçekleşecek etkiler gelecek nesillere de aktarılabilmektedir (Yeyin, 2015; Bor, 2016) Radyoloji Alanında Radyasyon Kullanımı Radyolojiinin hastalık tanı ve teşhis etme ile uğraşan bölümüne diagnostik veya tanısal radyoloji, tedavi ile uğraşan bölümüne ise girişimsel radyoloji adı verilmektedir. Tanısal yöntemlerin işlevi vücuda enerji göndererek iç yapılarının bir fotoğraf şeklinde görüntülenmesini sağlamaktır. Bu amaçla x- ışınları, radyo dalgaları ve ses dalgaları olmak üzere üç tip enerji kullanmaktadır. Tanısal radyolojinin röntgen, bilgisayarlı tomografi (BT), Manyetik rezonans (MR), ultrasonografi olmak üzere dört temel yöntemi bulunmaktadır. Bunlara ek olarak birçok ülkede radyonüklid görüntüleme olarak adlandırılan Türkiye de adı nükleer tıp olan ayrı bir uzmanlık alanı bulunmaktadır. Girişimsel radyolojide tanısal radyoloji yöntemleri rehberliğinde hastalıklı bölgeye tedavi amacıyla müdehale edilmektedir. Radyografik görüntülemelerde cihazlarında incelenecek organın boyutlarına, yoğunluğuna, etkin atom ağırlığına ve anatomik yapısına göre uygun bir değerde tüp voltajı mas ve filtre kalınlığı seçilerek istenilen değerde x-ışını üretimi yapılabilmektedir. Görüntüleme sırasında hastanın görüntülenecek bölge ya da organının özelliklerine göre (yoğunluk, kalınlık vb.) kvp değeri seçilmektedir daha sonra mas ayarlaması yapılmaktadır. Hastanın maruz kalacağı gereksiz radyasyon dozunu önlemek amacıyla kullanılan filtrenin kalınlığı yetişkinler için genellikle sabit bir değerde olmaktadır ancak çocuk ve bebek hastalar için ekstra filtre kullanımına gidilebilmektedir (Bor, 2016). 31

47 ma değeri, uzun ışınlama sürelerinde hastaların hareketlerinden kaynaklanacak etkileri en alt seviyese tutmak amacıyla mümkün olduğunca yüksek tutulmaktadır. Buna ek olarak ışınlama süreleri ise mümkün olduğunca kısa olmaktadır. Her hasta için yapılması gereken bu ayarlamaları otomatik olarak gerçekleştiren bir sistem bulunmaktadır. Otomatik Işınlama Kontrolü (OIK) olarak adlandırılan bu sistemler, önceden yapılan kalibrasyonalar sonucunda belirlenen ma ve minimum radyasyon dozunda optimum görüntü kalitesi oluşacak şekilde ayarlanmıştır (Bor, 2016). X-ışını tüpünde hastaya doğru yönelen fotonlar, kolimatörler yardımı ile yalnızca ilgili bölgeye ulaşabilmektedir. x-ışınları organların ve dokuların farklı oranlarda zayıflatma katsayılarına sahip olmaları nedeniyle onları geçtikten sonra dedektöre ulaştıklarında görüntü oluşmasını sağlamaktadırlar. Bilgisayarlı tomografi ve röntgen x-ışınları ile görüntü oluştururken manyetik rezonans radyo dalgaları ile ultrasonografi ise ultrason ile görüntü sağlamaktadır. Röntgende kullanılan enerji x-ışını diğer adıyla röntgen ışınıdır. Röntgende görüntü vücudun farklı kısımlarından farklı miktarlarda geçen x-ışınlarının bir fotoğraf plağı ya da fleurasan ekran üzerine düşürülmesiyle elde edilir. Röntgen radyografi ve radyoskopi olmak üzere iki ana başlık altında incelenebilmektedir. Üretilen x-ışınlarını incelenecek bölgeden geçirdikten sonra film üzerine düşürülerek görüntü elde edilmesi radyografi olarak adlandırılır. Görüntü banyo yaptırıldıktan sonra film üzerinde oluşmaktadır. Radyografi röntgen filmi üzerine kayıt edilmiş statik bir görüntüdür. Radyogram ya da röntgenogram olarak da adlandırılmaktadır. Mamografi, diş röntgeni gibi bazı yöntemler de bu prensiple çalışmaktadır (Bushberg vd., 2002). Rasyoskopi x-ışınlarının hastayı geçtikten sonra film üzerinde statik bir görüntü oluşturmasıdır. Hastayı geçen ışınlar florasan ekran üzerine düşürülerek oluşturdukları parlama ile ya da görüntü kuvvetlendirici aygıtlarla alınarak monitörde canlı bir şekilde izlenebilir. Özellikle kontraslı radyolojik incelemeler 32

48 sırasında kullanılan bu yöntem vücudun ilgilenen kısmını canlı olarak değerlendirir (Bushberg vd., 2002). Bir diğer x-ışını yöntemi olan bilgisayarlı tomografi, röntgendeki süperpozisyonu ortadan kaldırarak vücudu kesitler halinde görüntülemekte ve röntgenden çok daha ayrıntılı görüntü sağlamaktadır. Temeli röntgen cihazına dayanmakla birlikte 1963 yılında Allan Mcleod Cormack ve Godfrey Hounsfield tarafından oluşturulmuş ve radyoloji alanında yeni bir çığır açmış kesitsel görüntüleme yöntemidir. Bir organın ya da bölümün çok sayıda iki boyutlu görüntüsünü alarak bunlardan üç boyutlu görüntü elde edilmesini sağlamaktadır. İlk bilgisayarlı tomografide tek bir kesit için gerekli verilerin toplanması çok uzun zaman aldığı için bilgisayarlı tomografi hemen kullanışlı hale geçememiştir ve yalnızca beyinle sınırlı kalmış batın toraks bölgelerinde solunum süresi nedeniyle sıkıntı yaşanmıştır yılında Allan Mcleod Cormack ve Godfrey Hounsfield x-ışınları temelli bilgisayarlı tomografi hakkındaki çalışmalarından dolayı Nobel Fizyoterapi veya Tıp ödülünü paylaşmışlardır. Bilgisayarlı tomografi tarama bölümü, bilgisayar sistemi ve görüntüleme bölümü olmak üzere 3 ana bölümden oluşmaktadır. Günümüzde gelişen teknolojiyle birlikte bilgisayarlı tomografiler, artık vücudu kesit kesit değil bir blok halinde ve çok hızlı bir şekilde tarayabilmektedir X-Işınlarının Oluşumu 1895 yılında Wilhelm Conrad Roentgen'in Crookes tüpü ile yaptığı çalışmalar sırasında keşfettiği ve ne olduğunu tam olarak bilmemesinden ötürü ''X-ışınları'' olarak adlandırdığı x-ışınları, yüksek kinetik enerjili elektronların yüksek atom numaralı hedeflerle olan etkileşimleri ile meydana gelmektedir (Shapiro, 2002). İyonize radyasyon olan x-ışınları, hedef materyalin atomlarının çekirdekleri ile değil elektronları seviyesinde yaptığı etkileşimler ile oluşmaktadır. Bu etkileşimler sonucunda oluşan x-ışını türlerin biri sürekli bir spektrum oluşturan Bremsstrahlung ışıması diğer bir adıyla frenleme radyasyonu diğeri 33

49 ise karakteristik ışımadır. Bu iki tür x-ışınları medikal fizikte özellikle de radyodiagnostik alanda büyük önem taşımaktadır (Tuncel, 2012). Özel bir hedefe çarptırılan yüksek kinetik enerjiye sahip elektronlar, atom çekirdeği ile yaptığı inelastik Coulomb etkileşimi sırasında ani hız kaybına uğrarlar ve yollarında sapma meydana gelir. Bu ani hız kaybı yani kinetik enerji kaybı sırasında kaybettiği enerjiye eş büyüklükte elektromanyetik ışıma olarak salınır (Şekil 1.18). Bu ışıma Bremsstrahlung ışıması yani frenleme radyasyonu olarak adlandırılır. Gelen yüksek kinetik enerjili elektron hedef atomun çekirdeğine ne kadar yaklaşırsa etkileşim de o kadar büyük olmaktadır ve daha büyük enerjili x-ışınları oluşturmaktadır. Çekirdekle farklı mesafelerde etkileşime giren yüksek kinetik enerjili elektronlar, farklı enerjilerde (farklı dalga boylarında) ışıma yaparlar (Şekil 1.19). Elektronların yaptıkları etkileşilerde çok küçük farklar olduğu için sürekli bir spektrum oluşmasını sağlarlar. Şekil Bremsstrahlung radyasyonu oluşumu Şekil Bremsstrahlung radyasyonunun farklı enerjilerde oluşumu 34

50 Karakteristik x-ışınları ise gelen yüksek hızlı elektron bulutunun hedef materyal atomlarının yörüngelerinde yaptıkları etkileşimler sonucu oluşmaktadır. Hedef atoma gelen elektron sahip olduğu enerjiye bağlı olarak atomun yörüngesindeki elektronu kopararak atom yörüngesinde boşluk oluşmasına neden olur. Bu boşluk atomun dış yörüngesinde bulunan bir elektronun iç yörüngeye kayması ile doldurulur. Bu iç yörüngeye gerçekleşen elektron hareketi sırasında yörüngeler arasındaki enerji farklı kadar bir ışıma meydana gelmektedir (Şekil 1.20). Bu ışıma karakteristik ısıma olarak adlandırılmaktadır (Bushberg, 2000). Şekil Karakteristik x-ışını oluşumu Elektron sökme işleminin gerçekleşebilmesi için gelen hızlı elektronun kinetik enerjisinin yörüngenin EB bağlanma enerjisinden büyük ya da eşit olması gerekmektedir. Atomun K yörüngesinde bir boşluk oluşturulursa, bu boşluk L, M, N yörüngelerinde bulunan elektronlar tarafından doldurulabilmektedir. Eğer K yörüngesinde bulunan boşluk L yörüngesinde bulunan bir elektron tarafından doldurulacak ise Kα, daha dış yörünge elektronları tarafından doldurulacaksa Kβ şeklinde gösterilmektedir. Yörüngeler arasında enerji farklı daha büyük olması dolayısıyla Kβ, Kα 'dan daha yüksek enerjilidir. K yörüngesi dışındaki tüm yörüngelerin farklı enerji seviyelerinde alt yörüngeleri bulunmaktadır. Bu alt yörüngelerde bulunan 35

51 elektronların yer değiştirmesi sebebiyle açığa çıkacak olan radyasyon, enerji seviyeleri de farklı olduğu için Kα1, Kα2, Kβ1, Kβ2 şeklinde gösterilmektedir. Her elementin kendine özgü karakteristik ışıma dalga boyu bulunmaktadır ve karakteristik x-ışınları bremsstrahlung ışıması gibi sürekli bir spektrum oluşturmamaktadır (Şekil 1.21). Şekil Karakteristik ve bremsstrahlung radyasyonu spektrumu Hızlı elektronların atom yörüngesi ile girdiği etkileşim sonucu atomun yörüngesinden sökülen ve serbest hale gelen elektron Auger elektronu olarak adlandırılır X-Işını Tüpü X-ışını tüpünde bulunan katot, elektron kaynağı olan bir flamandır ve negatif yüklüdür. Anot ise yüksek atom numaralı hedef metaldir ve pozitif yüklüdür. X- ışını tüpündeki yüksek voltaj tüpe bağlı olan bir jeneratör ile oluşmaktadır. Katotdaki flamandan çıkan elektron bulutu jenetatörün sağladığı yüksek voltaj ile hızlandırılarak anot metalinin yüzeyine çarparlar. Elektron bulutunun anot metali ile etkileşime girdiği bölge fokal spot olarak adlandırılmaktadır. Yüksek hızlı elektronların fokat spota çarpması sonucu her yönde saçılan x-ışınları oluşmaktadır (Şekil 1.22). 36

52 Şekil X-ışını tüpü X-ışını tüpü içerisinde elektronların hava sürtünmesi sebebi ile hız kaybetmemelerini sağlamak amacıyla vakumlu ortam oluşturulmuştur. Tüp, içerisinde oluşan x-ışınlarının sabit bir bölgeye yönledirilmesi amacıyla pencere dışında kurşun zırh ile kaplanmıştır. Bu zırh tube housing ya da haube adını almaktadır ve x-ışını oluşumu sırasında açığa çıkan ısının soğurulması amacıyla yağ ile doldurulmuştur. Tüpte bulunan anot genellikle dönebilir şekildedir ancak sabit anotlu x-ışını tüpleri de bulunmaktadır. Hedefin dönebilir şekilde tasarlanmasının nedeni hedef metalin kısa zamanda zedelenmesini önlemektir. Buna ek olarak anot metali yüksek erime noktalı ve yüksek atom numarası metallerden seçilmektedir. X-ışını tüplerinde genellikle 74 atom numaralı 3422 O C erime noktalı tungsten kullanılmaktadır. Mamografi tüplerinde anot materyali olarak 42 atom numaralı molibden ve 45 atom numaralı rodyum metalleri yaygın olarak kullanılmaktadır (Tuncel, 2012). Katottan çıkan yüksek hızlı elektron bulutunun anoda çarpması sonucunda gelen elektronların enerjilerinin yalnızca %1 lik kısmı x-ışını olarak salınmaktadır. Geriye kalan %99 luk kısım ise ısı olarak açığa çıkmaktadır. Bu nedenle hem hedef metalin ısıya olan duyarlılığı hem de tüpün etrafında bulunan yağ katmanlı kurşun zırh oldukça önemlidir (Bushberg, 2002). 37

53 Tüpte bulunan anot açılı olacak şekilde dizayn edilmiştir. Kullanım amacına göre 7 ile 20 derece arasında değişen anot açısı genel radyolojik incelemelerde 12 ile 15 derece arasında değişmektedir (Tuncel, 2012). Anota çarpan yüksek hızlı elektronlar ile oluşan ve anot açısı sayesinde tüp penceresine doğru yönelen x ışınları yelpaze şeklinde hedefe doğru ilerlemektedir. Oluşan x-ışınlarının sayısı diğer bir değişle x-ışınlarının şiddeti, hem anota çarpan elektron sayısı hem de katota uygulanan akım ile orantılıdır. Anot ile katot arasında bulunan yüksek voltajın en yüksek yani tepe değeri kvp, elektron ve x-ışınlarının alabileceği en büyük değeri belirlemektedir. Yüksek hızlı elektronların anot metali ile girdği etkileşimler sırasında enerjileri farklı değerlerde kaybetmeleri farklı enerji değerlerinde x-ışınlarının oluşmasına olanak sağlamaktadır. Tüpten çıkacak x-ışınlarının maksimum değerini kvp değeri belirlemektedir ancak hedefe gönderilmek istenen en düşük foton enerjisi değeri tüm dışına yerleştirilecek filtre yardımıyla sağlanmaktadır. X-ışını tüplerinde iki farklı fokal spot yani odak noktası bulunmaktadır. Radyolojik görüntülemelerde odak noktası boyutları genellikle 0.1 ile 1.2 mm arasında farklılık göstermektedir. Görüntüdeki detayların artması amacıyla odak noktası küçük seçilmektedir ancak belirli bir aralıktaki kvp voltaj değerlerinde x-ışını şiddetinin artırılması istendiğinde daha yüksek akımların seçilebilmesi için büyük odak noktası seçilmektedir (Tuncel, 2012). X-ışını tüpündeki anot ve katot arasındaki elektron akımı ma, tüp akımı olarak adlandırılmaktadır. X-ışınlarının şiddetlerinin değiştirilmesi olayında tüp akımı ile ışınlama süresinin çarpımı mas kullanılmaktadır. Tüpten çıkan ve hedefe yönelen x-ışınları, büyük oranda düşük enerjilerde foton içermektedir. Bu fotonlar hastanın görüntülenmesinde katkı sağlamamakla beraber hastanın aldığı radyasyon dozunda artmaya sebep olmaktadır. Bu gereksiz doz maruziyetini ortadan kaldırmak amacıyla tüp dışında filtreler kullanılmaktadır. 38

54 Mamografi Meme kanseri, kadınlar arasında en yaygın olan kanser türü olup başlıca ölüm nedenlerinden biri haline gelmiştir. Günümüzde meme kanserine neyin yol açtığı kesin olarak bilinemediği için oluşumu engellemek adına etkili bir çözüm henüz bulunamamıştır. Uluslararası Kanser Araştırma Ajansı (IARC), 2012 yılında dünyada yaklaşık olarak 1.67 milyon kadına meme kanseri teşhisi konulduğunu bunların 522 bininin ölümle sonuçlandığını rapor etmiştir. Ülkemizde ise Şekil 1.23 de görüldüğü üzere tüm yaş grubundaki kadınlarda görülen kanser oranlarında da meme kanseri yüzde 24.9 luk oran ile baş sırada yer almaktadır (T.C. Sağlık Bakanlığı Türk Halk Sağlığı Kurumu, 2017 ). Şekil Tüm Yaş Gruplarındaki Kadınlardaki En Sık Görülen Kanserlerin Bu Grup İçerisindeki Yüzde Dağılımları (Türkiye Birleşik Veri Tabanı, 2014) Meme kanserinde erken teşhis mastektomiyi önlemek, hastalığın tekrar oluşmasını engellemek ve mortaliteyi düşürmek için en etkili çözümdür. Tüm kanser türleri gibi meme kanseri de belirti vermeden oluşup ileri safhalara kadar teşhis edilemeyebilirmektedir. Erken teşhiste en önemli faktör kişilerin meme kanseri hakkında bilgilendirilmesi ve bilinçlendirilmesidir. Meme kanserinde erken tanı için palpasyon, yılda bir yapılması gereken doktor muayenesi ve mamografi olmak üzere üç ana yöntem bulunmaktadır. 39

55 Meme Yapısı Memeler, toraksın üzerinde sternanın iki yanında ikinci ve altıncı kaburgaların arasında yer alan dışı deri ile kaplı içerisinde süt bezleri süt kanalları destek doku ve yağ doku bulunan biyolojik yapılardır. Memede süt salgısını süt bezleri yapmaktadır.süt bezleri süt kanalları ile memenin ortasında bulunan koyu renkli kısımdan meme başına açılmaktadır. Memenin ortasında bulunan daha pigmentli olan koyu bölgeye aerola denilmektedir (Şekil 1.24) (Sönmez, 2012). Şekil Memenin anatomik yapısı (Kubilay, 2015) Mamografide oluşacak görüntü baz alınarak memenin fibroglandüler doku ve yağ doku olmak üzere iki ana bölümde ele alınması mümkün olmaktadır. Fibroglandüler doku stroma ile glandüler dokunun karışımıdır. Memede bulunan yağ doku x-ışınları ile etkileşimde glandular dokuya nazaran daha geçirgen olması dolayısıyla mamografi filminde daha koyu renkte görüntü vermektedir (Şekil 1.25) (Saarenmaa, 2001). Mamografik yoğunluk, mamografi filminde beyaza yakın görüntü veren glandular doku ile bağıntılıdır. Meme büyüklüğü ve yoğunluğu her birey için aynı değildir. Bireyin sahip olduğu iki meme arasında da büyüklük açısından genellikle fark bulunmaktadır. Bu fark genellikle bir hastalık göstergesi değildir 40

56 ancak yine de bu farkın bir anomaliye bağlı olup olmadığının araştırılması gerekmektedir. Meme hem erkeklerde hem de kadınlarda var olmasına rağmen bazı hormonel sorunlara bağlı durumlar dışında meme bezi en çok kadınlarda gelişmektedir (Teixeira, 2012). Meme yoğunluğu meme kanserinin erken dönemde teşhis edilebilmesi açısından büyük önem taşımaktadır. Yoğun memelerde memede bulunan anormal yapıyının gizlenebilmesine olanak tanıdığından yapının saptanabilmesi oldukça güçtür. Meme yoğunluğunun yaşla birlikte azalma eğilimindedir dolayısıyla belirli zaman aralıkları ile düzenli olarak yapılacak mamografik taramalar sayesinde anormal dokular tespit edilebilmektedir (Teixeira, 2012). 1970'li yıllarda J.N. Wolfe, meme yoğunluğu ile meme kanseri riski arasında bir ilişkilendirme yapmıştır. Yaptığı çalışmalar sonrasında meme yoğunluğu 4 ana grup olmak üzere ayıran bir sınıflandırma sistemi oluşturmuştur. Wolfe un yaptığı bu çalışma uzun yıllar boyunca hem klinik araştırmalarda hem de akademik araştırmalarda kullanılmıştır (Raundahl, 2007). (a) Düşük yoğunluklu (b) orta derece yoğunluklu (c) yüksek yoğunluklu Şekil Yoğunluklarına göre 3 farklı mamografi görüntüsü (Roundahl, 2007) Son yıllarda American college of Radiology tarafından Wolfe un sınıflandırma sisteminin gelişirilmesi ise oluşturulmuş bir sınıflandırma sistemi olan BI-RADS yaygın olarak kullanılmaktadır. 41

57 Yoğunlukla ile radyasyon duyarlılığı arasında bir ilişki bulunmaktadır. Yoğunluk arttıkça radyasyon duyarlılığı da artmaktadır. Dens yani yoğun memelerde temiz ve net bir mamografik görüntü alabilmek amacıyla yüksek enerjilerde ya da uzun sürelerde ışınlama yapılması gerekmektedir Mamografi Sistemleri Mamografi genel yapı ve özellikleri ile diğer x-ışını ile görüntüleme yöntemlerinden farklılık göstermektedir. Mamografi, Şekil 1.26 da gösterildiği gibi x-ışını tüpü, meme sıkıştırma mekanizması, grid ve dedektörden oluşmaktadır. Şekil Mamografi cihazı Mamografide x-ışını tüpü ve dedektör birbirlerine zıt konumlarda yerleştirilmişlerdir. Memenin farklı açılardan görüntüsünün alınabilmesi için mamografi cihazı horizonal hareket edebilir şekilde tasarlanmıştır ve sistem hastanın boyuna uygun olacak şekilde ayarlanabilmesi amacıyla yukarı aşağı hareket edebilmektedir. Modern mamografi sistemlerinde yüksek frekanslı güç kaynağı bulunmaktadır ve pozlamada yani çekim sırasında sabit potansiyele çok yakın bir dalga formunda sağlamaktadır. X-ışnı tüpünde katottan çıkan ve anoda çarpan elektronların normalden daha küçük açılarda çarpmasını sağlamak amacıyla 42

58 döner anot modeli bulunmaktadır. Memenin radyasyon hassasiyeti nedeni ile ve ALARA prensibi gereğince 40 kvp nin altında enerji değerlerinde ışınlama yapılmaktadır. X-ışını tüpünde bulunan anot ile katot arasına uygulanan gerilim 25 kvp ile 35 kvp aralığındadır ve genellikle 1 kvp lik değişimlerle ayarlanabilmektedir. Mamografide görüntüyü belirli sayıda fotonun oluşturabilmesi için fotonların şiddetinde mas ile değişime gidilmektedir ancak yoğun ve kalın memelerde daha uzun ışınlama süresi gerekmektedir. Mamografide tüp akımı, ışınlama süresi ile mas değeri çarpımı aralığındadır. Tüp akımı odak noktası büyüklüğüne göre değişiklik göstermektedir ve değeri büyük odak noktası için 100 mas, küçük odak noktası için ise 50 mas den fazla olmamaktadır (Bor, 2016; Yüksel, 2010). Mamografik tüplerin diğer radyolojik görüntüleme cihazı tüplerinden birçok farkı bulunmaktadır. En önemli farklarından biri x-ışını kaynağının görüntü reseptörünün tam orta hızasında bulunmamasıdır (Şekil 1.27). Şekil Mamografik x ışını kaynağı konumu (a) ile diğer x-ışını ile görüntüleme yapan cihazlardaki kaynak konumunun (b) karşılaştırılması Mamografide kaynak ile dedektör arasındaki mesafe düşük enerjili x-ışınları kullanılması sebebiyle yaklaşık 65 cm uzunluğundadır. Memenin geometrik yapısı nedeniyle homojen bir görüntü alınabilmesi adına katotun meme duvarına yakın hizanlaması gerekmektedir. Topuk (Heel) etkisi yardımıyla katot 43

59 tarafında daha yoğun şiddetle x-ışını göğüs duvarına tarafında oluşmaktadır ve bu sayede tüm memenin homojenk görüntüsü elde edilmektedir. Eğer x-ışını kaynağı Şekil 1.27(a) daki gibi değil de Şekil1.27 (b) deki gibi konumlanmış olsaydı memenin tüm kısımlarının görüntüsünü elde etmek mümkün olmayacaktı (Yüksel, 2010). Modern mamografi sistemlerinde 0.3 mm büyüklüğündeki nominal odak noktası kullanılmaktadır ancak magnifikasyon gereken durumlarda 0.1 mm lik daha küçük odak noktası seçilmektedir (Yaffe ve Maidment, 2014). Mamografik incelemelerde x-ışınlarının meme dokusundaki absorbsiyonu memenin kalınlığı ve dokunun glandular doku-yağ doku oranına ve de varsa anormal doku oluşumlarına bağlı olmaktadır. Memenin bu tip özelliklerine göre farklı enerjilerde x-ışını spektrumlarına ihtiyaç duyulmaktadır. X-ışını spektrumları karakteristik x-ışınları ve frenleme ışımalarından oluşmaktadır. Memenin kalınlığına ve yoğunluğuna bağlı olarak spektrumda belirli bir enerji seviyesinin üzerindeki x-ışınları kullanılmamaktadır. Görüntü kalitesinin en iyi ve memenin ışınlama aldığı dozun minimum tutulması amacıyla istenmeyen x- ışınları uygun K-kenar enerjili materyallerin filtre olarak kullanılması ile durdurulmaktadır. Uygunlukları sebebiyle yaygın olarak Molibden/Molibden (Mo/Mo), Rodyum/Rodyum (Rh/Rh), Molibden/Rodyum (Mo/Rh) ve Wolfram/Rodyum (W/Rh) kullanılmaktadır. Bir mamografi sisteminde genellikle 2 farklı anot/filtre materyali bulunmaktadır (Yüksel, 2010; Bor, 2016). Şekil Mamografide kullanılan Mo/Mo anot/filtre kombinasyonun x-ışını spektrumu (Bor, 2016) 44

60 Kalın ve yoğun olan memelerde sınırlı tüp akımları nedeniyle görüntüleme yapabilmek için ışınlama süresi uzun tutulmaktadır. Uzun süren çekim sürelerinde hasta hareketine bağlı görüntü bozulmasını önlemek için en önemli yöntem memenin sıkıştırılmasıdır. Hasta hareketini engellemesinin yanı sıra sıkıştırma ile birlikte meme daha homojen bir yapıya sahip olmaktadır ve lezyonların üst üste binme olasılıkları da azalmaktadır. Memede görüntü kalitesinin artmasını sağlayan sıkıştırma sistemi aynı zamanda memede absorbe olabilecek dozda %25-%50 oranında bir azalma sağlayabilmektedir (Shapiro, 2002). Otomatik ışınlama kontrolü sistemi memenin yoğunluğuna bağlı olarak görüntüde oluşan piksek değerinin belirli bir optik değere ulaştığında durmasını sağlayan sistemdir. Görüntü çekimi yapılmadan önce memenin çekim parametrelerinin belirlenmesi amacıyla OIC bir ön ışınlama yapmaktadır. Bu ön ışınlama sonrasında memenin yapısına bağlı olarak görüntü parametrelerini oluşturmakta ve ardından görüntülemeyi yapmaktadır (Yüksel, 2010). Genel radyolojide kullanılma amaçlarıyla aynı biçimde mamografide de gridler saçılan dozun azalmasını ve görüntü kalitesinin artmasını sağlamak amacıyla kullanılmaktadır. 45

61 2. KAYNAK ÖZETLERİ Hammerstein vd. (1979), mamografik tekniklerin radyasyon dozunu yüzey maruziyeti, derinlik ve ışın kalitesi fonksiyonları olarak elde etmişlerdir. Termonüminesant dozimetre kullanarak meme dokusundaki göreli maruziyetderinlik ölçümünü gerçekleştirmişlerdir. Çalışmalarında f-faktörünü mastektomideki meme modellerinin elemental bileşimlerinden elde etmişlerdir. Derinliğe göre doz oranının ışın kalitesine, maruziyetine ve dokunun elemental bileşimlerine bağlı olduğunu belirtmişlerdir. Boone (1999), yaptığı çalışmada 1 kev değerinden 120 kev değerine kadar olan enerji aralığında her 1 kev lik farklarla değişen değerlerde monoenerji kaynağı kullanarak yarı dairesel yapıda ve sıkıştırılmış kalınlığı 2 cm den 12 cm e kadar değişen meme modellerinde normalize glandüler dokuda absorbe olan radyasyon dozunu hesaplamıştır. Meme modellerindeki glandüler doku yağ doku oranını %0 ile %100 arasında değişikliklerle ele almıştır. Aynı işlemleri birbirinden farklı anot-filtre kombinasyonları kullanarak çok enerjili kaynaklar için yapmıştır. Bu simülasyonu TART97 Monte Carlo kodu kullanarak gerçekleştirmiştir. Kullanığı meme modelinin deri kalınlığını ise 4-5 mm kalınlığında tasarlanmıştır. Sonuç olarak glandüler doku oranı arttıkça memede absorbe olan dozun arttığını, enerji ile de absorbe olan dozun doğru orantılı şekilde arttığını ancak meme kalınlığı ile ters orantılı olduğunu yani meme kalınlığı arttıkça absorbe olan dozun azaldığını gözlemlemiştir. Dance vd. (2000), mamografide kullanılan farklı anot-filtre kombinasyonlarının ortalama glandüler doz, kontrast ve görüntüleme için sinyal-gürültü oranına göre karşılaştırılmasını çalışmışlardır. Çalışmalarında Molibden/Molibden (Mo/Mo), Molibden/Rodyum (Mo/Rh), Rodyum/Rodyum (Rh/Rh), Rodyum/Aluminyum (Rh/Al) ve Tungsten/Rodyum (W/Rh) olmak üzere 5 farklı anot-filtre kombinasyonu yer almaktadır. Tüm çalışmayı Monte Carlo yöntemi kullanarak gerçekleştiren Dance vd. 28 kev Mo/Mo kombinasyonunun spektrumunun 6 cm kalınlığa kadar olan memelerde fayda sağladığını gözlemlemişlerdir. Dijital mamografide kullanılan Mo/Mo anot-filtre 46

62 kombinasyonunun 2 cm meme için en düşük doz değerini ancak daha kalın memeler için en yüksek doz değerini sağladığını, W/Rh ve Rh/Al anot-filtre kombinasyonlarının ise kalın memelerde en düşük doz değerinisağladığını gözlemlemişlerdir. Verdu vd. (2000), MCNP-4B simülasyon kodu kullanarak yaptıkları çalışmada memede glandüler,yağ ve toplam olmak üzere 3 farklı absorbe doz miktarını hesaplamışlardır. Farklı kalınlıklarda ve farklı yoğunluk değerlerinde oluşturdukları matemariksel meme modellerinde absorbe olan doz miktarlarının kadın yaşı ile oluşturduğu korelasyonu gözlemlemişlerdir. Mowlavi(2005), Monte Carlo kodunun x-ışını spektrumları elde etmede etkili bir yöntem olduğundan bahsetmiş ve MCNP4C Monte Carlo kodunu kullanarak mamografik x-ışını tüplerinde bulunan farklı anot-filtre kombinasyonları için x- ışını spektrumları elde etmiştir. Çalışmasında Molibden/Molibden (Mo/Mo), Molibden/Rodyum (Mo/Rh), Rodyum/Rodyum(Rh/Rh), Tungsten/Rodyum (W/Rh) ve Molibden/Aluminyum(Mo/Al) gibi mamografik x-ışını tüplerinde sıklıkla kullanılan anot-filtre kombinasyonlarını simüle etmiştir. Elde ettiği sonuçların mamografi için uygun x-ışını spektrumu seçilerek kullanılabileceğinden ve de memede absorbe doz hesaplamalarında kullanılabileceğinden bahsetmiştir. Bunlara ek olarak Mo/Mo kombinasyonu için elde ettiği sonuçların daha önce yayınladığı datalar ile de tutarlılık gösterdiğini belirtmiştir. Baldelli vd. (2009), çalışmalarında amorf selenyum düz panel dedektör sistemi kullanarak iki benzer mamografi sistemini görüntü kalitesi ve memede absorbe olan doz açısından karşılaştırmışlardır. Kullandıkları sistem Lorod-Hologic Mamografi dir. Sistemin orjinal versiyonunda Molibden/Molibden (Mo/Mo) ve Molibden/Rodyum (Mo/Rh) anot-filtre kombinasyonları yeni versiyonunda ise Tungsten-Rodyum (W/Rh) ve Tungsten/Gümüş (W/Ag) anot/filtre kombinasyonları yer almaktadır. Sıkıştırılmış halde 4 cm, 5 cm ve 6 cm olmak üzere 3 farklı kalınlık ve 5 farklı glandüler doku oranına sahip meme CIRS fantom modelleri ile farklı spektrumlar altında ölçümler yapmışlardır. Sonuç 47

63 olarak W/Rh kombinasyonunun tüm dedeksiyon çalışmaları için en iyi kombinasyon olduğunu gözlemlemişlerdir. Yeni sistemde kullanılan W filtrenin ise orjinal sistemdeki Mo filtre ile karşılaştırıldığında otomatik ışınlama kontrolü için daha iyi bir optimizasyon sunduğu sonucuna varmışlardır. Nigapruke vd. (2010), mamografi çekimi sırasında memenin glandüler dokusunda absorbe olan ortalama radyasyon dozunu ve meme içerisinde glandüler dokunun dağılımı ile deri kalınlığının absorbe doza olan etkisi EGSnrc ve bağıntılı Monte Carlo kodları ile simüle ederek araştırmışlardır. Bu çalışmada meme modelini glandüler ve yağ dokuyu homojen ya da heterojen bir karışım olarak değil voksel biçiminde simüle etmişlerdir. Molibden/Molibden (Mo/Mo) anot-filtre kombinasyonu spektrumu altında ortalama absorbe doz hesaplaması yapmışlardır. Memenin homojen olarak kabul edilmesiyle alınan sonuçlar, daha önce yapılan deneysel sonuçlar ile uyum göstermiştir. Sonuç olarak ise memedeki glandüler doku-yağ doku modeli ve meme derisi kalınlığının memede absorbe olan doza etki ettiğini gözlemlemişlerdir. Gholamkar vd. (2016), yaptıkları çaışmada mamografi sisteminde kullanılan x- ışını spektrumlarını Monte Carlo yöntemi ile elde etmişlerdir. Bu çalışmada MCNPX ve MCNP5 Monte Carlo kodunu kullanmışlardır. X-ışını spektrumlarını Molibden/Rodyum (Mo/Rh), Molibden/Molibden (Mo/Mo), Tungsten/Kalay (W/Sn), Tungsten/Gümüş (W/Ag), Tungsten/Paladyum (W/Pd), Tungsten /Aluminyum (W/Al), Tungsten/Molibden(W/Mo), Molibden /Aluminyum (Mo/Al), Tungsten/Rodyum (W/Rh), Rodyum/Aluminyum (Rh/Al) ve Rodyum/Rodyum (Rh/Rh) anot/filtre kombinasyonları için tüp voltajı 24 kev ile 32 kev arasında 2 kev lik farklarla değişen enerji değerlerinde elde edilmiştir. Her bir anot/filtre kombinasyonu için ayrı ayrı foton akısı-enerji grafikleri oluşturulmuş ve MCNP5 değerleri ile MCNPX den elde edilen değerler W/Ag ve W/Rh kombinasyonları için karşılaştırılmıştır. Ayrıca Mo/Mo, Mo/Rh ve W/Al kombinasyonlarından elde edilen sonuçlar daha önce yayınlanan MCNP4C datası ve IPEM No:78 datasıyla karşılaştırılmıştır. Sonuç olarak MCNPX sonuçlarının düşün enerjili x-ışınları için (10-35 kev arasında) kabul edilebilir 48

64 veriler sunduğu gözlemlenmiş ayrıca oluşturulan spektrumların daha önce yapılan çalışmalar ile uyum içerisinde olduğunu saptamışlardır. Gholamkar vd. (2016), memenin glandüler dokusunun radyasyon hassasiyetinin bilinmesi ve de bunun kanser riskini artırdığının bilinmesinden dolayı memede absorbe olan dozu hesaplamak adına çalışmayı yapmışlardır. Bu çalışmayı yapmak için MCNPX Monte Carlo simülasyon kodunu kullanmışlardır. Oluşturdukları simülasyonda mamografik x-ışını tüpünün anot-filtre kombinasyonları Tungsten/Gümüş (W/Ag), Tungsten/Rodyum(W/Rh) ve Rodyum/Aluminyum (Rh/Al) olarak alınmıştır ve tüp voltajını 24 kev ile 32 kev arasında 2 kevlik farklarla belirlemişlerdir. Simülasyon için oluşturdukları meme ise 3 cm ile 8 cm arasında kalınlık değerlerine sahiptir ve glandüler doku oranı %10 ile %100 arasında değişmektedir. Tüp voltajı, meme kalınlığı ve memedeki glandüler doku oranına bağlı olarak simülasyondan sonuçlar elde etmişlerdir. Sonuç olarak ise glandüler doku oranı ve tüp voltajı değeri arttıkça memede absorbe olan doz miktarında artış, meme kalınlığı arttıkça ise absorbe olan doz miktarında azalış gözlemlemişlerdir. Elde ettikleri sonuçların ise daha önce Boone vd. (1999) tarafından yapılan çalışma ile tutarlılık sergilediğini gözlemlemişlerdir. Tekin vd. (2017), bu çalışmada HVL değerinin mamografide görüntü kalitesine ve memede absorbe olan doz üzerine etkili olduğundan dolayı MCNPX Monte Carlo kodu kullanarak mamografi sistemi simüle etmişler ve HVL değerlerini hesaplamışlardır. Çalışmalarında Aluminyum (Al) materyalini atenüatör olarak kullanmışlardır. Sonuç olarak tüp voltajı arttıkça HVL değerlerinde de artış gözlemlemişlerdir.elde ettikleri sonuçların daha önce yapılan Monte Carlo simülasyonu sonuçları ve deneysel veriler ile uyum halinde olduğunu gözlemlemişlerdir. 49

65 3. MATERYAL-YÖNTEM Bu tez çalışması için x-ışınları kullanarak görüntü oluşturan ve memeyi en etkili şekilde görüntüleme yöntemi olan mamografi cihazısın iç yapısı ve farklı kalınlıklar ile farklı yoğunluk değerlerine sahip meme yapısı MCNPX Monte Carlo Kodu kullanılarak simüle edilmiştir ve bu yöntem meme modelleri içerisinde absorbe olan doz miktarları elde etmek için kullanılmıştır MONTE CARLO YÖNTEMİ Monte Carlo yöntemi, sonucunun elde edilmesi deneysel olarak mümkün olmayan ya da çözümü basit olmayan problemlerin simüle edilmesinde kullanılan ve bunu rastgele sayılar kullanan istatistiksel bir yöntemdir. Monte Carlo yöntemi zırhlama, nötron fiziği analizi radyasyon taşınımı gibi nükleer uygulamalarda kullanılmaktadır. Monte Carlo, dijital bilgisayar tarafından üretilen çok sayıda parçacığın her birinin geçmişinin bireysel olarak simüle edildiği ve parçacıkların beklenen karakteristik özelliklerinin elde edildiği istatistiksel bir metoddur. Bazı sistemler denklemler ile tanımlanabilmekte ve hem sayısal olarak hem de analitik olarak çözülebilmektedir ancak Monte Carlo yöntemi Boltzmann transfort denkleminin sayısal çözümü gibi deterministik yöntemlerden birçok açıdan daha avantajlı olmaktadır. Deterministik yöntemler, sürekli kesit verileri yerine sayısal tekniklerin çalışması ve çok gruplu yaklaşımların kullanılabilmesi için olabildiğinde basit geometrilere ihtiyaç duymaktadır. Fakat Monte Carlo yöntemi karmaşık geometrileri, sürekli enerji kesit verilerini ve bunlara ek olarak basit geometrilerle çoklu verileri işleyebilmektedir (Brewer, 2009). Monte Carlo yönteminin deterministik yöntemlere göre dezavantajı ise istatistiksel bör yöntem olduğundan ötürü probleme dair kesin bir sonuç sunamamaktadır. Monte Carlo dan elde edilen tüm sonuçlar ilgili belirsizliklerle alakalı tahminleri temsil etmektedir. Deterministik yöntemler problemin yaklaşık versiyonuna rağmen kesin sonuç verisi sağlarken Monte Carlo yöntemi 50

66 birebir problem geometrisi tasarlanabilmesine olanak sağlarken yaklaşık sonuç verileri sunmaktadır (Brewer, 2009) ların başında Monte Carlo adı henüz çıkmadan önce italyan fizikçi Enrica Fermi nötron yavaşlaması üzerine olan çalışmasında istatistiksel yöntemi kullanmış ve hem öğrencisi hem de çalışma arkadaşı olan Emilio Segre ile birlikte yaptıkları deneysel çalışmanın istatistiksel yöntemle yaptığı ve yüksek uyumdaki tahminini sunmuştur. Tüm bu istatistiksel hesapları bilgisayar kullanmadan yapmış ancak hiç sonuçlarını hiç yayınlamamıştır. Bu nedenle Enrico Fermi, Monte Carlo yöntemi söz edilirken genellikle göz ardı edilmektedir (Dunn ve Shultis, 2010 ). Monte Carlo ancak 20.yüzyılın ortalarında dijital bilgisayarların gelişmesiyle birlikte pratik bir analiz tekniği olarak kullanılmaya başlanmıştır. Monte Carlo nun sahte rastgele sayılar üretilebilmesi ve uzun toplamları hesaplayabilmesi nötron ve diğer radyasyon parçacıklarının davranışlarının tespit edilmesinde etkili bir yöntem olduğunu göstermiştir. 20. yüzyılın ortalarında nükleer silahların imal edilmesi için nötronlar üzerine çalışmalar yapılmaktaydı. Bundan ancak 20 yıl sonra uzay araştırmalarına yönlenilmesiyle birlikte Monte Carlo nun materyaller ve hesaplamalar üzerine etkili bir sayısal hesaplama yöntemi olduğu görülebilmiştir (Dunn ve Shultis, 2010). ENIAC (Electronic Numerical Integrator and Computer) ın test edilmesi için 1945 yılında Jon von Neumann Nicolas Metropolis ten bir hesaplamalı model yapmasını istedi. Bunun üzerine hidrojen bombasıyla bağıntılı bir model oluşturuldu ve ENIACda test edildi da çıkan sonuçlar üzerine Stanislaw Ulam ENIAC ın istatistiksel yöntem kullanarak daha genel çalışmalar yapabileceğini örgördü. Bunun üzerine 1947 nin başlarında von Neumann kullandıkları istatistiksel yöntemin nükleer bomba araştırmaları için kullanılabileceğini öngördü. Stanislaw Ulam ın şans oyunlarına olan merakını bildiği için Nicolas Metropolis istatistiksel yöntemin adının Monte Carlo olmasını teklif etti ve Stanislaw Ulam ile birlikte The Monte Carlo Method adlı yayını yaptılar (Dunn ve Shultis, 2010 ). 51

67 Monte Carlo bitleri anlamlı rasyonel sayılara dönüştürmektedir. Simülasyon başarılı (1) ya da başarısız (0) olarak sonuçlar üretmektedir ve bu sistem N kere tekrarlanmaktadır. Burada N parçacık hikayelerininin sayısını temsil etmektedir. Daha sonra S ile temsil edilen başarı ile sonuçlanan denemelerin sayısı, N başarı sayısına bölünmektedir. Eğer N büyük ise S/N sonucu deney simülasyonunun ortalama değere ya da beklenen deney sonucuna iyi bir yaklaşım sunmaktadır. Her parçacık hikayesi 1 ya da 0 şeklinde bit halindedir sonuç ise rasyonel bir sayıdır (Dunn ve Shultis, 2010). Nötron parçacığı bir materyalin içinden geçerken geçtiği materyalin atomları ile etkileşime girmektedir. Materyalin kesitine göre saçılabilmekte ya da absorbe olabilmektedir. Bu olay doğada da istatistiksel olarak gerçekleştiğinden dolayı nötronun yapacağı etkileşimi kesin olarak bilmem mümkün olmamaktadır. Rastgele üretilen sayılar kullanılarak her parçacığa ait hikaye bilgisayar tarafından üretilebilmektedir. Bu şekilde her parçacık tek başına tam olarak absorbe olmadan ya da sistemden sızmadan önce birçok saçılma etkileşimi geçirebilmektedir. Rastgele sayılar (0 ya da 1) parçacığın gelişim süreci boyunca geçirdiği absorbsiyon, fizyon, saçılma gibi tüm etkileşimler için kullanılabilmektedir ayrıca ne kadar enerji kaybettiği, saçılmaya uğruyor ise parçacığın güncel yönünü ya da fizyon sonucu ne kadar nötron oluştuğu gibi sonuçlar elde edilmesini saylamaktadırlar. Bir parçacığın oluşumdan itibaren geçirdiği etkileşimler ile birlikte sönümlenmesi ile son bulan süreç o parçacığın hikayesi olarak adlandırılmaktadır. Monte Carlo yöntemini kullanan birçok kod bulunmaktadır. Bunlardan en bilinenlerinden biri ise MCNP kodudur. 52

68 3.2. MCNP Kodu MCNP kodu özellikle nötron ve gama ışını transportu ile uluslararası bilinilirliğe sahip Los Alamos Ulusal Laboratuvarında geliştirilen Monte Carlo yöntemi ile oluşturulmuş ve geliştirilmiş koddur. Nötron, gama, nötron etkileşimleri sonucunda oluşan ikincil gama ışınları ve gama ışınlarının etkileşimleri sonucunda oluşan hem birincil hem ikincil elektronların transportunun simüle edilmesinde kullanılabilmektedir (Shultis ve Faw, 2004). MCNP kodun çalıştırılması için bir girdi dosyasına ihtiyaç olmaktadır. Bu girdi dosyasının içerisinde simüle edilmesi gereken probleme ait geometri tanımlamaları, bulunan materyallere ait doğru tanımlamalar, kaynağın türü venötron elektron ya da photon kaynağı ise karakteristikleri, dedektör tanımlaması istenilen sonuca uygun şekilde verilmelidir. Ancak bunları yaparken sonucun verimli olması ve simülasyonun düzgün çalışabilmesi adına simülasyona ait tüm geometrinin iyi tasarlanmış olması gerekmektedir. Problem geometrisinde var olabilecek herhangi bir sorun, simülasyon çalıştığı sırada durdurulup düzeltilmelidir çünkü hatalı geometri ile alınan sonuç verisi doğru veriyi yansıtmamaktadır. Simülasyon verilerinin sonuçlarının güvenilirliği ise mutlaka kontrol edilmelidir. Simülasyonda çalıştırılan parçacık sayısı, simülasyon sonucunda elde edilen verinin niteliğini etkilememektedir MCNP Input (Girdi) Dosyası Bir MCNP input dosyası, probleme uygun olarak tasarlanan geometriyi, problem yapısında bulunan materyalleri ve de kaynak tanımlamasını bulundurur. İnput dosyası hücre kartları, yüzey kartları ve data kartları olmak üzere üç ana bölümden meydana gelmektedir (Şekil 3.1). Hücre kartları bölümünden önce tek satırlık başlık alanı bulunmaktadır. MCNPde kart kelimesi, maksimum 80 karakterden oluşabilecek input satırını temsil etmektedir (Reed, 2007). 53

69 Şekil 3.1. MCNP input dosyası genel yapısı Her bölüm, problemin yapısına göre bir ya da birden fazla karttan oluşabilmektedir ve de input dosyasında bulunan başlık kartı dosyada bulunan ilk kart olmakla birlikte maksimum 80 karakter uzunluğunda olabilmektedir. Başlık kartı genellikle problem geometri hakkında bilgi içerir. İnput dosyası içerisindeki üç bölümdeki kartlar herhangi bir düzen göz önüne alınmaksızın istenilen biçimde sıralanabilir. Bu kartları oluşturan alfabetik karakterler ise büyük, küçük ya da karışık biçimde aynı satırda bulunabilir. 3 ana bölüme ait olan kartlar da başlık kartı gibi maksimum 80 karakter uzunluğunda olabilmektedir. Her bölümün üzerine problemi oluşturanlar ve diğer kişilerce anlaşılmasına yardımcı olabilmek adına yorum kartları konumlandırılabilmektedir. Bu kartlar, C ya da c ile ardından gelen boşluk sonrasında istenilen yorumun yazılması ile oluşturulmaktadır. Bunun yanı sıra, bölümleri oluşturan kartların sonuna da yorum eklenebilmektedir. Kartın sonuna yorum eklenmesi, $ ardından istenilen yorumun yazılmasıyla oluşur. Yazılan input kartının 80 karakterden daha fazla olduğunda ise izlenecek yol, 80 sütunu dolduran inputun sonuna & işareti konarak bi alt satır geçilmesi, kalındığı yerden input yazımına devam edilmesi şeklindedir (Shultis ve Faw, 2004; Reed, 2007). MCNP, 3-boyutlu (X, Y, Z) Kartezyen koordinat sistemini kullanır ve her boyut santimetre (cm) cinsinden ifade edilir. Her hücre, tek ya da çoklu yüzeyler tarafından sınırlandırılır. Her x, y, z noktası ya bir hücreye ait olmalıdır ya da hücreye ait bir yüzey üzerinde bulunmalıdır. Geometride hiç bir boşluk 54

70 bulunmamalıdır bunun için de ne bir hücre ne de bir yüzeye ait olmayan tek bir nokta bile olmamalıdır. Örneğin, bir küp 6 adet düzlem ile sınırlandırılmaktadır Hücre Kartları Şekil 3.2. Yüzeyleri gösterilen küp Geometrik yapının ve kullanılan materyallerin tanımlanmasının yer aldığı hücre kartları, başlık kartından sonra gelen ilk bölümdür. Hücre kartlarından önce boşluk bulunmamaktadır. Hücre kartlarının genel yapısı; J m d geom param şeklindedir. Burada J hücre numarası, m materyal numarasıdır ancak hücre içinde materyal bulunmuyorsa 0 yazılır. d hücrede bulunan materyalin yoğunluğudur ancak hücre içinde materyal bulunmuyorsa bu sutüna hiç bir giriş yapılmaz ve eğer atom yoğunluğu cinsinden (atoms/b-cm) girilecekse pozitif olarak, kütle yoğunluğu cinsinden (gram/cm 3 ) girilecekse negatif olarak yazılmaktadır (Brewer, 2009). Geom işaretlenmiş tüm yüzey numaralarını ve hücreyi tanımlayan Boolean operatörlerini bulundurmakta ve param hücre parametrelerinin tanımlanmasında kullanılmaktadır (Shultis ve Faw, 2004). Hücre numarası ve materyal numarası 1 den 9999 a kadar olan herhangi bir tamsayı ile belirtilebilir. Materyal numarası, hücrede hangi materyalin bulunduğunu belirtmede kullanılır ancak materyalin asıl açıklaması ve tanımlanması data kartları bölümünde yapılmaktadır. Geom olarak belirtilen geometri tanımlaması, bölgelerin Boolean operatörleri ve işaretli yüzeyler tarafından nasıl oluştuğunu belirtir. Yüzeyler, modellenen problem yapısının 55

71 sınırlarını belirlemede kullanılan geometrik şekillerdir. Param olarak belirtilen opsiyonel parametre özelliği, hücre parametrelerinin data kartı bölümü yerine veri kartı bölümünde de bulunabilmesine olanak sağlamaktadır. Buna göre, önem kartı imp isteğe bağlı olarak data kartı bölümünde ya da hücre kartı satırlarında yüzey tanımlamalarının sonunda bulunabilir. Hücre kartına örnek olarak; C hücre kartı imp:p 1 $küre Yukarıda hücre kartına verilen örnekte birinci satır isteğe bağlı yorum kartıdır. Yorum kartının ilk sütunu c harfi ile başlar ve ardından bir boşluk ile devamında yorumun kendisi yer alır. İkinci satırda 2 rakamı ile belirtilen ilk sütun hücrenin numarasını, ardından gelen 1 rakamı malzemenin numarasını ve ise kullanılan malzemenin yoğunluğunu belirtmektedir. Burada örnek olarak kurşun (Pb) kullanıldığı için malzeme yoğunluğu olarak verilmiştir ve bu değerin negatif olarak gösterilmesi, gram/cm 3 cinsinden verilmesinden dolayıdır. -5, hücrenin yalnızca 5 ile belirtilen yüzey ile sınırlandığını göstermektedir. Yüzey numarası 5in önünde bulunan negatif işaret, hücrenin yüzey 5 e göre negatif tarafta yani iç kısmında bulunduğunu göstermektedir Yüzey Kartları Yüzeyler, problemi tanımlamada kullanılan geometrik şekillerdir ve her yüzey kartezyen koordinat sist emine uymaktadır. Bir yüzey, fonksiyonel olarak f(x,y,z)=0 olarak belirlenmektedir. Örneğin, orjine yerleştirilmiş R yarıçaplı bir küre için fonksiyon; ( ) (3.1) ile gösterilir. 56

72 Yüzey kartları bölümün yapısı aşağıdaki gibidir; J a list Burada J 1 den 9999 a kadar olan tamsayılar ile temsil edebilen yüzey numarası, a problem geometrisinin yüzey, silindir, küre vb. olduğunu belirten yüzey belirticisidir. List ise kullanılan yüzeylerin cm cinsinden uzunlukları, yönleri ve yarıçaplarının yer aldığı bölümdür. Yüzey kartına örnek olarak; C yüzey kartı 4 sz -5 1 $küre Örnekte 4 rakamı ile verilen yüzey kartı, z düzlemi üzerinde -5 noktasında bulunan ve yarıçapı 1 cm olan bir küreyi temsil etmektedir. Her yüzey kartının bir pozitif bir de negatif tarafı bulunmaktadır. f(x, y, z)>0 olan herhangi bir nokta pozitif (+) kısımda, benzer şekilde f(x, y, z)<0 olan herhangi bir nokta ise negatif (-) kısımdadır. Örneğin; küresel yüzey içerisinde bulunan bir hücre, yüzeye göre negatiftir,küresel yüzeyin dışarısındaki bölge ise pozitiftir (Shultis ve Faw, 2004) Data Kartları İnput dosyasının son ana bloğu data kartları bloğudur. Data kartlarında problemde geçen parçacığın türü, kullanılan materyallerin tanımlamaları, radyasyon kaynağı, kaynağın türü ve enerjisi gibi birçok temel tanımlama yer almaktadır. Data kartları bloğu geometri dışındaki hemen her tanımlamanın tanımlamanın yapıldığı ana bölümdür. Materyal tanımlaması yaparken öncelikle her materyale özel bir tanımlama numarası verilir ve bu numara hücre kartları bloğunda bulunan materyal numarasıdır. Birinci blokta kullanılan materyalin elemental tanımlanması data kartlarında m1 olarak yapılmaktadır. Materyal numarasından sonra kullanılan elemental bileşim tanımlanmalıdır. materyalin yoğunluğu bu kısımda değil, 57

73 daha önce de belirtildiği gibi hücre kartları bloğunda yer almaktadır. Materyal tanımlaması yaparken gerekli olanlar kullanılan elementin atom numarasıdır. Eğer kullanılan malzeme element değilde bileşik ve ya karışım ise hem bulundurdukları elementlerin atom numaraları hem de kütle kesirlerinin bilinmesi gerekmektedir. Örnek olarak, gama transferi için su tanımlaması; M $hidrojen $oksijen şeklindedir. Ancak α, β ve nötron parçacıkları transferi için farklı parametrelerin de dahil olması gerekmektedir. MCNP de kaynak tanımlanması SDEF komutu ile yapılmaktadır. SDEF komutunun birçok farklı parametresi bulunmaktadır. MCNP nin en karmaşık komutlarından biri olan SDEF, çok çeşitli kaynaklar tanımlayabilme yetisine sahiptir. Kaynağın konumu, enerjisi, kaynaktan çıkan parçacık, parçacıkların yayılma yönü ve açısı gibi tüm özellikler SDEF komutunda yer almaktadır. Sayım tanımlamaları da kaynak ve materyal tanımlaması gibi data kartları bloğunda bulunmaktadır. Çok çeşitli sayım türleri vardır. En sık kullanılan sayım türlerinden olan F1 bir yüzeyden geçen akıyı, F2 bir yüzeyden geçen ortalama akıyı, F4 bir hücre içerisinde bulunan ortalama akıyı, F5 ise bir noktadan geçen akıyı temsil etmektedir (Shultis ve Faw, 2004) MCNPX (2.4.0) Monte Carlo Kodu Kullanılarak Oluşturulan Simulasyon Bu çalışmada literatür verilerine uygun biçimde tasarlanmış meme ve mamografik x-ışını tüpünde yer alan anot/filtre materyalleri ile bu materyallerin farklı boyut ve yoğunluk yapılarına sahip meme modellerinde absorbe olan doz miktarına etkileri araştırılmıştır. Meme modeli, sıkıştırılmış kalınlığı 2 cm, 4 cm ve 6 cm olacak şekilde 3 farklı kalınlık değerinde, çapı 58

74 ortalama meme modeli çapı olarak 16 cm, deri kalınlığı ise 5 mm olarak tasarlanmıştır. Tüp ile meme modeli arasındaki uzaklık mamografi sistemine uygun biçimde 65 cm olaracak şekilde hizalandırılmıştır. Meme geometrisi deri ve glandüler doku ile yağ dokunun homojen bir karışımı olan iç doku şeklinde tasarlanmış deri altına fazladan bir yağ tabakası bu simülasyon geometrisi için tasarlanmamıştır. Meme yoğunluğu, içindeki glandüler doku ile yağ dokunun oranına bağlı olarak değişmektedir bu nedenle bu çalışmada Boone un (1999), elemental bileşenlerini ve yüzdesel oranlarını bulundurduğu çizelge kullanılarak %0, %20, %40, %60, %80 ve %100 glandüler doku yoğunluğuna sahip meme modelleri oluşturulmuştur (Çizelge 3.1). Farklı glandüler doku-yağ doku oranına sahip farklı boyutlardaki meme modellerinde absorbe olan doz miktarının hesaplanmasında Şekil 3.2 deki geometri kullanılmıştır. Bu görüntüdeki boyutlar simülasyon geometrisinin belli olması adına değişikliğe uğramıştır. Şekil 3.2. MCNP4C mamografi simülasyon geometrisi 59