T.C. EGE ÜNİVERSİTESİ KULLANILARAK ORTA HAT DOZLARININ BELİRLENMESİ VE HESAPLANAN DOZLARIN DOĞRULANMASI. Yüksek Lisans Tezi

Transkript

1 T.C. EGE ÜNİVERSİTESİ SAĞLIK BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ TÜM VÜCUT IŞINLAMALARINDA FARKLI DOZİMETRİK TEKNİKLER KULLANILARAK ORTA HAT DOZLARININ BELİRLENMESİ VE HESAPLANAN DOZLARIN DOĞRULANMASI Yüksek Lisans Tezi Radyasyon Onkolojisi Anabilim Dalı Tıbbi Radyofizik Programı Özlem ÖZDEMİR I. DANIŞMAN Prof. Dr. Serdar ÖZKÖK II. DANIŞMAN Öğr. Gör. Dr. Nezahat OLACAK İZMİR 2010

2

3 T.C. EGE ÜNİVERSİTESİ SAĞLIK BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ TÜM VÜCUT IŞINLAMALARINDA FARKLI DOZİMETRİK TEKNİKLER KULLANILARAK ORTA HAT DOZLARININ BELİRLENMESİ VE HESAPLANAN DOZLARIN DOĞRULANMASI Yüksek Lisans Tezi Radyasyon Onkolojisi Anabilim Dalı Tıbbi Radyofizik Programı Özlem ÖZDEMİR I. DANIŞMAN Prof. Dr. Serdar ÖZKÖK II. DANIŞMAN Öğr. Gör. Dr. Nezahat OLACAK İZMİR 2010

4 DEĞERLENDİRME KURULU ÜYELERİ (Adı Soyadı) (İmza) Başkan : Prof. Dr. Serdar ÖZKÖK (Danışman) Üye Üye : Prof. Dr. Arif Bülent ARAS : Doç. Dr. Füsun ÇAM Yüksek Lisans Tezi nin kabul edildiği tarih:

5 ÖNSÖZ Tüm vücut ışınlamasında tedavinin doğru olarak uygulanmasını sağlamak için in-vivo dozimetrinin yeri çok önemlidir. Bu çalışmada tüm vücut ışınlamalarında farklı dozimetrik teknikler kullanılarak orta hat dozları belirlenmiş ve elde edilen sonuçlar hesaplanan değerlerle karşılaştırılıp aralarındaki farklar belirlenmiştir. Çalışmada fizik konularının yanı sıra tıbbi uygulamalara yönelik bilgiler de verilmiş, çalışmanın hazırlanmasında konuyla ilgili temel kaynaklar ve bilimsel araştırmalardan yararlanılmış ve çalışmanın her aşaması Ege Üniversitesi Tıp Fakültesi Radyasyon Onkolojisi Anabilim Dalı nda gerçekleştirilmiştir. Bu tezin hazırlanmasında bilgi ve deneyimleriyle bana destek olan, ilgili bölümlerin yazılmasında büyük emeği bulunan değerli hocalarım Prof. Dr. Serdar ÖZKÖK, Öğr. Gör. Dr. Nezahat OLACAK, Fiz Müh. İbrahim OLACAK, Uzm. Fiz. Sinan HOCA, Öğr. Gör. Murat KÖYLÜ, Öğr. Gör. Emin TAVLAYAN ve PAÜ Öğr. Gör. Canan ERTUNÇ a ve aldığım tüm kararlarda yanımda olup beni destekleyen aileme teşekkür ederim. Ağustos 2010, İZMİR Özlem ÖZDEMİR I

6 İÇİNDEKİLER Sayfa No 1. BÖLÜM-I: GİRİŞ VE AMAÇ BÖLÜM-II: GENEL BİLGİLER Tüm Vücut Işınlama Tüm Vücut Işınlama Teknikleri Enerji Seçimi Yüzey Dozu Dozimetri Bilgileri Lineer Hızlandırıcılar İn-vivo Dozimetri Termolüminesans Dozimetri (TLD) TLD Çeşitleri TLD nin Temel Karakteristikleri Işınlamadan Sonra Sinyal Sabitliği Gerçek Duyarlılık Katı Dozimetrilerin Duyarlılıkları Dozla Yanıt Değişimi Biriken Dozun Dozimetre Duyarlılığı Üzerindeki Etkisi Doz Hızının Etkisi Sıcaklığın Etkisi Enerjinin Etkisi TLD Okuyucular..23 II

7 İyon Odası BÖLÜM-III: GEREÇ VE YÖNTEM Araç ve Gereçler Yüksek Enerjili Lineer Hızlandırıcı Antropomorfik Rando Fantom İyon Odası Elektrometre Termolüminesans Dozimetre (TLD) Sistemi LiF Termolüminesans Dozimetre (TLD) TLD Fırını TLD Okuyucu ve Bilgisayar Sistemi Yöntem TVI Yöntemi Lateral Işınlama Ön-arka Işınlama Kalite Kontrol (İn-vivo Dozimetri) Hasta Planlaması TLD Kalibrasyonu TLD ile Hasta Ölçümü Rando Fantom Ölçümleri Doz Ölçümleri Planlamadaki Dozlar ile Ölçülen Dozların Karşılaştırılması BÖLÜM-IV: BULGULAR Rando Fantom Ölçümleri Doz Değerleri Giriş-Çıkış TLD Ölçümleri..44 III

8 Orta Hatta TLD Ölçümleri Hasta Ölçümleri Doz Değerleri TLD Ölçümleri İyon Odası Ölçümleri BÖLÜM-V: TARTIŞMA BÖLÜM-VI: SONUÇLAR BÖLÜM-VII ÖZET.60 ABSTRACT BÖLÜM-VIII YARARLANILAN KAYNAKLAR 62 EKLER..64 IV

9 KISALTMALAR AAPM AP DC D max ECC ICRU NACP PA PID PM RCF SAD SSD TLD TVI The American Association of Physicists in Medicine Anteroposteriyor Doğru akım Maksimum doz Element Düzeltme Katsayısı The International Commission on Radiation Units and Measurements Nordic Association of Clinical Physics Posteroanteriyor Proportional Integral Derivative (Orantılı İntegral Türetme) Fotoçoğaltıcı Okuyucu Kalibrasyon Faktörü Kaynak-eksen mesafesi Kaynak-cilt mesafesi Termolüminesans Dozimetri Tüm Vücut Işınlama V

10 TABLOLAR DİZİNİ Sayfa No 2.1. İn-vivo dozimetride en sık kullanılan dedektörler Yumuşak dokular, akciğerler ve kemiklerde kullanılan farklı TL maddeleri Rando fantomda ölçüm yapılan kesitler Rando fantom için hesaplanan ve ölçülen giriş-çıkış doz değerleri Rando fantom için orta hatta hesaplanan ve ölçülen doz değerleri Hasta için hesaplanan ve ölçülen doz değerleri Hasta için hesaplanan ve ölçülen doz değerleri Hasta için hesaplanan ve ölçülen doz değerleri Hasta için hesaplanan ve ölçülen doz değerleri Hastaların kalın pelvis noktasında iyon odası ile ölçülen doz değerleri ve aynı nokta için hesaplanan doz değerleri...50 VI

11 ŞEKİLLER DİZİNİ Sayfa No 2.1. Tüm vücut ışınlamada kullanılan farklı teknikler Gantrinin iç yapısı Tüm vücut ışınlamasında ölçüm alınan noktalar Termolüminesans için olası mekanizma Işıma eğrisi Absorbe doza bağlı termolüminesans değişimi Farklı TL materyalleri için yanıtın foton enerjisine bağlı değişimi Klasik TLD okuyucunun şematik gösterimi İyon odası şematik gösterimi..26 VII

12 RESİMLER DİZİNİ Sayfa No 3.1. Çalışmada kullanılan lineer hızlandırıcı Alderson Rando Fantom Çalışmada kullanılan iyon odası Scanditronix Wellhöfer marka Dose1elektrometre LiF TLD Protherm Kamara marka PLF110/6 model fırın Harshaw 3500 TLD okuyucu ve bilgisayar sistemi Lateral ışınlama Ön-arka ışınlama İyon odası ile kalın pelvisteki doz ölçümü TLD paketleri Kolları tutturulmuş Rando fantom Orta hat dozunun ölçüldüğü fantom kesitleri 43 VIII

13 1. GİRİŞ VE AMAÇ Tüm Vücut Işınlama (TVI) ve diğer geniş alan ışınlama teknikleri hematopoetik kemik iliği naklinin hazırlık rejiminde önemli rol oynamaktadır. TVI nın üç ana amacı vardır: immünosüpresyonun (lenfatik hücre ölümü) donör kök hücrelerinin hibritleşmesine izin vermek; malign hücreleri (lösemi, lenfoma ve bazı solid tümörler) yok etmek ve genetik bozukluğu olan (Fanconi anemisi, Cooley anemisi) hücre topluluklarını yok etmek. Tüm vücut ışınlama; standart radyoterapiye göre daha geniş alanların ve daha büyük kaynak-cilt mesafelerinin (SSD) kullanıldığı özel bir tedavi yöntemidir. Her klinik tedavi cihazının oda koşullarına göre kendisine en uygun tekniği seçmeli ve dikkatlice uygulamalıdır (8). TVI nın özel bir tedavi yöntemi olması doz hesaplamalarını da daha önemli hale getirmektedir. TVI da fiziksel doz hesaplamaları, seçilen bir referans noktasına göre yapılır. Referans noktası olarak vücudun yaklaşık orta hattında yer alması ve çevre dokularla önemli soğurma farkı olmaması nedeniyle genellikle göbek orta hattı seçilir. Vücudun diğer bölgelerinin alacağı dozları, referans noktasına verilen doz belirler. Vücut konturunun değişken olması ve dokulardaki yoğunluk farklılıkları (hava, kemik, kas) nedeniyle doz homojenitesi bozulmaktadır (2). Tedavi planlamasında vücut içerisinde dozun homojen olarak dağıtılması gerekmektedir. Bu nedenle yapılan hesaplamaların in-vivo dozimetri ile doğrulanması tedavi kalitesi açısından son derece önemlidir.

14 Bu çalışmanın amacı, kliniğimizde yeni uygulanmakta olan TVI tedavisinde iyon odası ve termolüminesans dozimetri (TLD) kullanarak antropomorfik fantomda ve tedavi gören hastalarda, farklı kalınlıktaki bölgelerde ve farklı yoğunluklu organlarda oluşan dozları belirlemek ve bulunan değerlerin doğruluğunu kontrol etmektir. Bu çalışma ile kliniğimizde yeni kullanılmaya başlanan TVI tedavisinde doz dağılımlarının homojenliği ve hesaplama yönteminin doğruluğu araştırılacaktır. 2

15 2. GENEL BİLGİLER 2.1. Tüm Vücut Işınlama Tüm vücut ışınlama lösemi, aplastik anemi, lenfoma, multipl miyelom, otoimmün hastalıklar, doğuştan kaynaklanan metabolizma hataları gibi çeşitli hastalıkların tedavisinde kullanılır. Genellikle kemik iliği nakline hazırlık rejimi olarak, kemoterapi programından sonra uygulanır. TVI nın amacı; hastalıklı kemik iliğini ve tümör hücrelerini yok etmek, sağlıklı kemik iliği naklinin reddini önlemek için hastanın bağışıklığını yeterli derecede baskılamaktır. Yalnızca kemoterapide bir şartlı rejim olarak kullanılabilmesine rağmen, TVI nın da eklenmesi kliniksel şartlar ve belli hastalıklar için daha yararlı olmaktadır Tüm Vücut Işınlama Teknikleri TVI nı uygulamak için çok sayıda teknik kullanılmıştır. Belli bir tekniğin seçimi uygun malzemeye, foton ışını enerjisine, maksimum uygun alan boyutuna, tedavi mesafesine, doz hızına, hastanın boyutlarına ve belli vücut yapılarının korunma gereksinimine bağlıdır. Bir anteroposteriyor (AP/PA) tekniği genellikle dikey vücut ekseni boyunca daha iyi doz homojenliği sağlar ama bunun dışında hastayı dikey olarak konumlandırmak sorunlar yaratabilir. Hasta TVI mesafesinde ayakta dik pozisyonda

16 durarak veya yatar pozisyonda karşılıklı-paralel alanlarla AP/PA olarak ışınlanır. Dikkat edilmesi gereken noktalar, akciğerin uygun dozu alacak şekilde kompanse edilmesi veya dozu sonradan tamamlanmak üzere tamamen korunması ve tedavi süresi boyunca hastaya hareket etmeyeceği rahat bir pozisyon sağlanmasıdır. Bilateral TVI (sol ve sağ yandan tedavi etmek) hasta için eğer bir TVI masasında oturmuş ya da sırt üstü uzanmış ise daha rahat olabilir ama vücut kalınlıklarında ışın yolu boyunca daha büyük değişimlere yol açar. Kollar vücut şekline uymak için yandan ve vücudun orta AP-kalınlık seviyesi ile temas halinde yerleştirilir. Kolların geride kalan omurga yerine, akciğerleri korumasını sağlamak için dikkat edilir (6). Aşağıdaki şekillerde farklı TVI teknikleri gösterilmiştir. a) Çok sayıda kaynak, hasta sedyede (19) b) Çift kaynak, karşılıklı paralel alan, uzun SSD, hasta ayakta (19) 4

17 c) Çift kaynak, karşılıklı paralel alan, kısa SSD, hasta sedyede (5) d) Tek kaynak, kısa SSD, hasta sedyede (5) e) Tek kaynak, uzun SSD, hasta ayakta, AP/PA ışınlama (5) 5

18 f) Tek kaynak, uzun SSD, hasta sedyede, yan ışınlama (5) g) Hareketli ışın demeti, hasta sedyede (5) h) Sabit ışın demeti, hasta sedyesi hareketli (5) 6

19 i) Tek kaynak, uzun SSD, yan ışınlama, hasta oturur pozisyonda (14) j) Tek kaynak, bitişik alanlar, hasta sedyede (14) Şekil 2.1. Tüm vücut ışınlamada kullanılan farklı teknikler 7

20 Enerji Seçimi TVI nı uygulamak için önceleri 5-10 cgy/dak lık düşük doz hızına sahip protokollerde düşük enerjili ışınlar (örneğin, kobalt-60) kullanılmıştır. Fakat radyasyon tedavisinde en sık kullanılan cihaz lineer hızlandırıcı olduğundan TVI teknikleri lineer hızlandırıcılar için düzenlenmiştir. Foton enerji seçimi hastanın kalınlığı ve doz homojenliğinin değerine göre belirlenir. Hastanın ekseni boyunca kalınlık değişimlerine ek olarak ışın enerjisine bağlı olarak hastanın ışın yolu boyunca çapı da doz homojenliğini etkiler. Paralel-karşılıklı alanlar için uygun doz homojenliğini elde etmek için hastanın kalınlığı arttıkça gerekli ışın enerjisi de artar. Eğer orta hat dozunun çevre dozunu 110% dan fazla arttırmadan, ışın merkezi eksenine paralel hastanın maksimum kalınlığı 35 cm den az ve kaynak cilt mesafesi (SSD) en az 300 cm ise paralel-karşılıklı TVI alanları için 6MV lik ışın kullanılabilir (6) Yüzey Dozu Megavoltaj ışınlarda yüzey ya da cilt dozu, maksimum doz (D max ) noktasındaki dozdan (build-up) oldukça azdır. Dozun build-up özellikleri enerji, alan boyutu, SSD ve yüzeye bağlı ışın açısı gibi birçok faktöre bağlıdır. Normal SSD lerde (örneğin 100 cm) elde edilen dozun build-up verileri, daha uzun mesafelerden ve araya giren havadan dolayı TVI mesafelerinde doğru olarak uygulanmamaktadır. Bununla birlikte çoğu TVI protokolü cilt korumasına gerek duymaz. Bunun yerine, yüzey dozunu öngörülen TVI dozunun en az %90 ını alması için bir bolüs ya da bir levha kullanılır. Bu şartları sağlamak için 1-2 cm kalınlığında akrilik veya pleksiglas gibi 8

21 geniş bir levhayı hastanın yüzeyine mümkün olduğu kadar yakın yerleştirmek yeterlidir (6) Dozimetri Bilgileri Tüm vücut ışınlamasında hasta-kaynak mesafesinin fazla oluşu ve buna bağlı olarak tedavi uzaklığındaki alan boyutlarının çok büyük olması, ışın demetinin geliş yönüne göre hasta vücudunun girintili çıkıntılı yapısı ve vücut içerisinde birbirinden çok farklı doku yoğunlukları bulunması gibi etkenler, hesaplamada kullanılan parametrelerin tam saçılma şartlarına göre yeniden düzenlenmesi ve bazı durumlarda ek düzeltme faktörlerinin kullanılmasını gerekli kılar (2). TVI da tedavinin doğru olarak uygulanmasını sağlamak için in-vivo dozimetrinin kullanılması çok önemlidir. Hastaya verilen dozlar tedavi esnasında ölçülmeli ve bu dozlar hesaplanan doz değerleri ile kıyaslanarak kabul edilebilir limitler içerisinde olması sağlanmalıdır (10) Lineer Hızlandırıcılar Lineer hızlandırıcılar, doğrusal bir tüp boyunca elektronlar gibi yüklü parçacıkları yüksek enerjilere hızlandırmak için yüksek frekanslı elektromanyetik dalgalar kullanan cihazlardır. Hızlandırılan yüksek enerjili elektronlar yüzeysel tümörlerin tedavisinde kullanılabilir ya da derine yerleşmiş tümörleri tedavi etmek için bir hedefe çarptırılarak X-ışınları elde edilir. Çalışma prensibi: Modülatör olarak adlandırılan birim, bir doğru akım (DC) güç kaynağı tarafından beslenir ve yüksek voltaj sinyalleri oluşturur. Sinyaller eş 9

22 zamanlı olarak elektron tabancasına da verilir ve burada üretilen (50 kev lik) elektronlar hızlandırıcı tüp içerisine enjekte edilir. Bu sırada magnetron veya klistron denilen dalga üreticileri tarafından oluşturulan 3000MHz frekanslı mikrodalgalar da hızlandırıcı tüp içine gönderilir. Elektronlar, tıpkı bir sörfçüye benzer hızlanma işlemiyle sinüzoidal elektrik alanından enerji kazanırlar. Enerji kazanan yüksek enerji elektronlar, hızlandırıcı yapının çıkış penceresinden çıktıklarında yaklaşık 3mm çaplı bir kalem ışın şeklindedirler. Rölatif olarak kısa hızlandırıcı tüpe sahip düşük enerjili lineer hızlandırıcılarda (6 MV ve daha düşük) elektronların, X ışın üretimi için düz olarak ilerlemesi sağlanır. Yüksek enerjili lineer hızlandırıcılarda ise hızlandırıcı yapı çok uzundur ve yatay bir şekilde veya yatay bir açıyla yerleştirilmiştir. Elektronlar hızlandırıcı yapı ve hedef arasında (genellikle 90 ve 270 ) uygun bir açı boyunca eğilirler. Elektron demetinin tam eğimi; saptırıcı mıknatıslar, odaklama bobinleri ve diğer bileşimlerin bir arada olduğu ışın taşıma sistemi tarafından gerçekleştirilir. İstenilen ışının oluşturulması ve dışarıya ulaştırılması aşamasında magnetron, klistron, tedavi başlığı, hedef düzleştirici filtre, ışın kolimasyonu ve denetimini sağlayan bölümler önemlidir. Işının en son dışarıya çıktığı kısım olan gantri lineer hızlandırıcıların radyasyon kaynağını yatay bir eksende döndürme avantajını sağlayan parçasıdır. Gantri dönerken kolimatör ekseni ışın merkezi ekseniyle uyuşacak şekilde dikey eksende hareket eder. Kolimatör ekseniyle gantri ekseninin kesişim noktası eşmerkez olarak adlandırılır (6). 10

23 Şekil 2.2. Gantrinin iç yapısı ( A: X Işını Tedavisi, B: Elektron Tedavisi ) Kaynak ile cilt arasındaki uzaklığa SSD (Source-Skin Distance) adı verilir. Kaynak ile eksen arasındaki uzaklık ise SAD (Source-Axis Distance) olarak adlandırılır ve kaynaktan tümörün orta noktasına olan uzaklıktır. 11

24 2.3. İn-vivo Dozimetri İyonlaştırıcı radyasyonların hiçbiri insanların sahip oldukları duyu organları ile fark edilmedikleri için varlıkları ve şiddetleri ancak özel cihazlar aracılığıyla ölçülebilir. Birçok radyasyon ölçme metodu, radyasyonun içinden geçtiği ortamda iyonizasyon meydana getirme özelliğine dayanır. İn-vivo dozimetride kullanılmak üzere iyon odaları, kimyasal dozimetri, film dozimetrisi, termolüminesans dozimetri (TLD) ve yarı iletken dedektörler gibi çeşitli ölçüm teknikleri geliştirilmiştir. En sık kullanılan in-vivo dozimetri teknikleri TLD, diyot ve iyon odalarıdır. İn-vivo dozimetride kullanılacak yöntemin güvenli, kolay kullanılabilir ve tekrarlanabilir olması istenir. Bu nedenle dedektörlerin seçimi çok önemlidir (13). İn-vivo dozimetri uygulamalarında diyotların ve TLD lerin başlıca avantajları ve dezavantajları Tablo 2.1. de gösterilmiştir. İyon odasının özellikleri karşılaştırma için gösterilmiştir (18, 19). 12

25 İyon odası Yüksek Sonuç Yanıta bağlılık Kablo voltaj almada Doz Doz Doz Sıcaklık Enerji Açı gecikme birikimi hızı XX XXX X XX X 0 Diyot X XX XX X XXX X 0 0 TLD 0 0 XX 0 veya 0 X * XX 0 bağlılık yok X az derecede bağlı * TL maddesine ve okuyucuya bağlı XX orta derecede bağlı XXX ciddi derecede bağlı X Tablo 2.1. İn-vivo dozimetride en sık kullanılan dedektörler İn-vivo doz ölçümleri; giriş dozu ölçümleri, çıkış dozu ölçümleri ve intrakavite (boşluk içine) doz ölçümleri diye ayrılabilir. Giriş dozu ölçümleri; hasta set-up'ının doğruluğunun yanı sıra tedavi cihazının ışın veimini (out-put) de kontrol etmeye olanak sağlar. Çıkış dozu ölçümleri bunlara ek olarak doz hesaplama algoritmasını kontrol etmeye ve doz hesaplama prosedüründe hasta vücudunun şekil, boyut ve yoğunluk değişimi etkisini belirlemeye olanak sağlar (5). İn-vivo dozimetri; TVI da hastanın farklı noktalarındaki dozunu hesaplamadaki zorluklardan, tedavinin uzun süresi nedeniyle hasta hareket riskinin yüksek olmasından ve tek fraksiyon küründe tedavi bitmeden önce dozu düzeltme gereksiniminden dolayı çok önemlidir. Bu açıdan, in-vivo ölçümleri TVI da sadece kontrol için değil daha çok toplam dozimetrik yaklaşımın bir parçasıdır. 13

26 TVI da in-vivo dozimetrinin üç görevi vardır: referans noktadaki (genellikle orta-pelvis veya orta-abdomende) alınan dozu belirlemek, kraniyokaudal yönde farklı noktalarda orta hat dozunun homojenliğini ölçmek, risk altında olan organların (akciğerler, karaciğer vb.) seviyesindeki dozu gözlemlemek (18). Şekil 2.3. Tüm vücut ışınlamasında ölçüm alınan noktalar 14

27 Termolüminesans Dozimetri (TLD) Termolüminesans dozimetri; kristallerin görünür dalga boyunda elektromanyetik radyasyon formunda ısıtılmasıyla yeniden yayılan iyonize radyasyon enerjisini soğurma ve depolama yeteneğine dayanmaktadır. Yayılan ışık bu durumda bir fotoçoğaltıcı (P.M., photomultiplier) ile tespit edilir ve Termolüminesans (TL) materyali tarafından elde edilen soğurulmuş dozla ilişkilendirilir (18). Şekil 2.4. Termolüminesans için olası mekanizma (18) 15

28 Işınlandığı zaman TL maddesinin içinde serbest elektronlar ve delikler üretilir. Elektronlar kısa bir süre için iletkenlik bandına doğru hareket etmekte özgürdürler. Daha sonra şu üç sonuç ortaya çıkmaktadır: tuzak bölgelerinde yakalanabilirler, değerlik bandına geri çekilebilirler ve ışınımsal ya da ışınımsal olmayan deliklerden ikisi ile birlikte yeniden birleşebilirler ya da ışınlanmanın bir sonucu olarak ortaya çıkan boşlukların etkisiyle lüminesans merkezinde ele geçirilmiş olabilirler ve ışığın yayılmasıyla merkezi etkisiz hale getirirler. Isıtıldığı zaman; kararsız enerji halleri içindeki tuzaklanmış elektronlara, tuzaktan kurtularak serbestçe hareket edebildikleri iletkenlik bandına tekrar geçebilmeleri için yeterli termal enerji verilir. Daha önce de olduğu gibi üç olası sonuç ortaya çıkmaktadır: ya her biri tuzaklarda tekrar yakalanır ya değerlik bandına geri düşürülür ve ışınımsal veya ışınımsal olmayan boşluklarla tekrar birleştirilir ya da lüminesans merkezinde harekete geçirilmiş bir delikte ışınımsal olarak tekrar birleştirilir. Son süreçte meydana gelen ışık yayılımına Termolüminesans (TL) adı verilir. Termolüminesans ışık yayılması (ya da ışıma eğrisi) ısıtma yöntemiyle (lineer ya da izotermal) ve ısıtma sıcaklığıyla değişir. Kristal içinde değişik enerji tuzaklarıyla ilgili ışıma eğrisi farklı pikler sergiler. Düşük kararsız sıcaklık eğrileri ön ısıtma ile ortadan kaldırılır. Yüksek kararlıklı sıcaklık pikleri, IV ve V, C ye kadar olan sıcaklıklara çıkabilen okuyucularla dozimetri için kullanılır (Şekil 2.5.) (11). 16

29 Şekil 2.5. Işıma eğrisi (11) TLD Çeşitleri En çok kullanılan TL detektörleri aktivatörler denen safsızlıklar içeren lityum florür (LiF), lityum borat (Li 2 B 4 O 7 ), kalsiyum sülfat (CaSO 4 ), ve kalsiyum florür (CaF 2 ) gibi katkılı fosforlardan elde edilir: örneğin LiF:Mg-Ti magnezyum ve titanyum katılmış lityum florür, Li 2 B 4 O 7 :Cu bakır katılmış lityum borattır. Tüm TL materyalleri toz veya katı dozimetreler formunda bulunmaktadır. Katı dozimetreler tek kristalden veya polikristal ekstrüzyonlar (çubuk, çip), veya fosfor tozunun homojen bileşimleri ve bazı bağlanma maddeleri gibi tamamen fosfordan yapılabilir. Saf fosforun karakteristik özelliklerinin bileşimlerin karakteristik özelliklerinden önemli ölçüde farklı olabileceğine dikkat edilmelidir. 17

30 Yumuşak dokulara veya kemiklere eşdeğer olan ve radyoterapi de kullanılan uygun TL maddeleri Tablo 2.2. te listelenmiştir. Yumuşak Doku ve Akciğer LiF(Mg, Ti) LiF(Mg, Ti, Na) Li 2 B 4 O 7 :Mn Li 2 B 4 O 7 :Cu Kemik CaSO 4 :Mn CaSO 4 :Dy CaF 2: Mn CaF 2: Dy Tablo 2.2.Yumuşak dokular, akciğerler ve kemiklerde kullanılan farklı TL maddeleri TLD nin Temel Karakteristikleri Işınlamadan Sonra Sinyal Sabitliği TLD de önemli seçim kriteri sinyal sabitliğidir. Işınlama sırasında depolanan yük okumadan önce ısı, ışık ya da diğer faktörlere maruz kalınarak kaybedilmemelidir. Bu ışınlama ve okuma arasındaki gecikmeden dolayı TLD nin yanıtını azaltır. Uygun ön ısıtma önemli termal besleme oluşturan sinyalleri (düşük sıcaklık piklerini) ortadan kaldırır. LiF TLD lerinde %5 10 arasında yıllık üretim ve önceki fırınlamalardan dolayı besleme gözlenir. Dozimetrilerin ışık beslemelerini ortadan 18

31 kaldırmak için, ışıksız ortamda, opak konteynırlarda ya da zarflarda taşınmalıdırlar. İn vivo ışınlamalarında odanın floresan ışığından korunmalıdırlar. Termal besleme her okuyucuda kullanılan TL materyali için değerlendirilmelidir. Her LiF içeren materyal için her ay için bu %1 e yakın ya da daha az olmalıdır. Işınlamadan okumaya kadar gecikme süresi uzadıkça besleme düzeltmesi yapılması gerekebilir Gerçek Duyarlılık Gerçek duyarlılık, verilen okuma sistemi ile verilen TL materyalinin yeniden üretilebilirliğidir. Kullanılan TL materyalinin kalitesine, okuyucu karakteristiklerine, ön ısıtmanın ve okumanın nasıl tanımlandığına, okuma odasında sirküle olan azot gazının saflığına bağlıdır. Rastgele aynı gruptan alınan 10 örnek TL tozu ya da dozimetresinin aynı dozla ışınlanmasıyla değerlendirilebilir. Okuma parametreleri optimize edilirse standart sapma ±2% ya da daha düşük olur. ±2% den daha büyük sapmaya sahip olan TL materyaller düşük kaliteli, doğru kullanılmamış ya da okunmamıştır Katı Dozimetrilerin Duyarlılıkları Aynı TL materyali grubundaki dozimetrelerin duyarlılığımda bazı değişimlerin olması kaçınılmazdır. Bu değişimlerin etkisini sınırlamak için birçok yöntem vardır. En iyi yöntem; tüm dozimetreleri aynı geometrik şartlarda ışınlamak, okumak ve her biri için bir duyarlılık faktörü belirlemektir: 19

32 Ri Si = (2.1) R _ R i : Dozimetreden i kez TL okuması ve R tüm değerlerin ortalamasıdır. Bu duyarlılık faktörü ortalamaya göre yanıt değişimini her bir dozimetre için ifade eder. Diğer bir metotta TLD ler duyarlılıklarına göre gruplandırılırlar. Bir grubun her bir TLD sinin duyarlılığı ayrı ayrı tanımlanmaz Dozla Yanıt Değişimi TL materyali kullanımında hesaba katılmayan, birim başına soğurulan dozun şiddeti şekil 2.6 da tipik eğriyle gösterilmiştir. Göreceli olarak TL materyalinin soğurulan doza yanıtının düşük değerleri lineerdir. B deki düz çizginin orijin kısmı ışınlanmayan fosforun TL sinyalinin background udur. Şekil 2.6. Absorbe doza bağlı termolüminesans değişimi 20

33 Pratikte TL dozimetrelerinin yanıtının alınan dozla orantılı olduğu lineer bölgede kullanılması tavsiye edilir. TL dozimetreler alt lineer bölgenin doygunluğa yakın kısmında kullanılmamalıdır Biriken Dozun Dozimetre Duyarlılığı Üzerindeki Etkisi LiF gibi bazı TL materyalleri, fırınlama denilen termal uygulamalara bağlıdır. Fırınlama ilk ışınlamadan önce ve kullandıktan sonra uygulanır. Eğer bu uygulamalar yapılmazsa TL dozimetrelerinin duyarlılığı ve background u oldukça değiştirilmiş olur. Bundan başka, dozimetrik parametreler sabit kalmaz. Bu termolüminesansın üretilmesi boyunca oluşan bozukluklar arasındaki kümelenme reaksiyonlarına bağlıdır. İlk kullanımdan önce, Li 2 B 4 O 7 için ısıtma işlemi bakır ya da manganez ile 300 C de 15 dakikadan 1 saate kadar dır. Yeniden kullanımdan önce bundan başka fırınlamaya gerek yoktur. Fırınlama LiF in hazırlanmasında daha karmaşıktır ve doğru yapılmazsa TL materyalinin dozimterik özelliklerini değiştirebilir. Bu LiF in üretildiği forma bağlıdır. LiF in kullanılışına bağlı olarak okuyucu literatüre ve üretici firmanın fırınlama prosedürüne uygun olarak ayarlanır. Örneğin Harshaw LiF:Mg,Ti çipleri ya da çubukları her kullanımdan sonra 1 saatten 2 saate kadar 400 C de, ardından da 24 saat boyunca 80 C de fırınlanmalıdır. Bazı üreticiler LiF detektörlerin her kullanımdan sonra fırınlanmasına gerek olmadığını önermişlerdir. 21

34 Doz Hızının Etkisi TL dozimetreler geniş bir doz hızı bağımsızlığına sahiptir. LiF ve Li 2 B 4 O 7 :Mn puls başına 45 Gy ve 10 3 Gy aralığında doz hızından bağımsızdır. Doz hızı için düzeltmeye gerek yoktur Sıcaklığın Etkisi İn vivo dozimetrede sıcaklık düzeltmesi gerekli değildir. Fakat dozimetreleri ısı kaynaklarından uzakta tutmak gerekmektedir Enerjinin Etkisi Yüzeysel ölçümler dışında, TL materyali enerjiye ve geometrik ışınlama koşullarına karşılık gelen uygun build-up ile sarılmalıdır. Eğer build-up doku eşdeğeri materyalden yapılmışsa, teorik olarak TL dozimetredeki soğurulan dozu değerlendirmek mümkün olur. LİF için 1 50 MeV arası enerjilerde %8 den az değişim olur. Pratikte saran materyalin etkisine bağlı olarak TL dozimetrenin boyutu ve şekli küçük yüzdelerle beklenilen sonuçlara ulaşmak için modifiye edilebilir. Isıtma şartları da sonuçları etkiler. Enerjiye yanıt eğrileri aşağıdaki şekilde gösterilmektedir. 22

35 Şekil 2.7. Farklı TL materyalleri için yanıtın foton enerjisine bağlı değişimi TLD Okuyucular Çalışma prensibi Şekil 2.8. de gösterilmiştir. Genellikle ışınlanan dozimetre bir metal destekleyici ile bir okuma odasının içine yerleştirilir. Destekleyici farklı ortalamalarda iki farklı sıcaklıkta ısıtılır: kararsız pikleri temizlemek için kullanılan ön-ısıtma sıcaklığında ve dozimetrik piklerden bilgi toplamak için kullanılan okuma sıcaklığında. Destekleyicinin sıcaklığı genellikle destekleyici ile yakın termal temasta bulunan termal pille ölçülür. Okuma odası sahte olguyu yok etmek ve back groundu azaltmak için sürekli olarak azot gazıyla temizlenmelidir. Sıcak TL maddesi tarafından yayılan ışık bir fotoçoğaltıcı (PM) tüpü tarafından tespit edilmeden önce bir veya daha fazla optik filtrenin içinden geçer. PM den elde edilen 23

36 verim, ışık salımı ile ve bu yüzden de TL dozimetre den elde edilen absorbe doz ile orantılıdır. TL maddesi içeren metal destekleyici; bir elektrik akımıyla, fırınlarla veya bir kaldırma mekanizmasıyla hareket ettirilen sıcak bir parmakla ısıtılabilir. Isınma kinetiği doğrusal veya izotermal olabilir. Doğrusal olduğunda, TL maddesi progresif olarak ön-ısıtmaya ve okuma sıcaklıklarına kadar ısıtılır. İzotermal olduğu zaman, TL maddesi izotermal fırınlar tarafından bu sıcaklıkların her ikisine kadar neredeyse hemen ısıtılır ve okumalar genellikle 10 saniyeden daha az sürer. Herhangi bir durumda TL dozimetresi, destekleyici ve ısıtma sistemleri arasındaki yakın temaslar iyi bir verimlilik elde etmek için gereklidir. Şekil 2.8. Klasik TLD okuyucunun şematik gösterimi 24

37 Sıcak azot gazı veya hava ile ısıtma, bir halojen lambadan elde edilen bir yoğun ışık titreşimi kullanılarak optik kızılötesi ısıtma veya lazer ışını kullanılarak yapılan ısıtma gibi bazı temassız prosedürler de kullanılabilir. Kısa bir sürede çok sayıda dozimetrenin okuması için tasarlanmış olan okuyucuların genellikle izotermal ısıtma kinetiği vardır veya TL dozimetrelerini sıcak gazda ısıtırlar (17) İyon Odası İyon odaları, radyoterapide radyasyon dozunu belirlemek için kullanılmaktadır. Referans ışınlama koşullarında dozun belirlenmesine ışın kalibrasyonu adı da verilir. İyon odaları çeşitli şekil ve boyuttadırlar. Hacimleri 0.1 cm 3-1 cm 3 aralığındadır. İç çapları 7 mm den küçük, iç uzunlukları 25 mm den kısadır. Çoğunlukla silindirik şekildedirler. Şekil 2.9. İyon odası şematik gösterimi 25

38 Genel özellikleri: bir iyon odası, temel olarak dış iletken duvarla çevrelenmiş bir elektrottan ve merkezde bir elektrottan meydana gelmektedir. Ayrıca içi gaz ile doldurulmuş bir boşluğa sahiptir. Duvar ve merkezi elektrot, iyon odasına bir voltaj uygulandığında sızıntı akımı azaltmak için yüksek kalitede bir yalıtkan ile ayrılmıştır. Duvar ve merkezi elektrot genellikle atom numaraları hava ve suya eşdeğer maddeler yapılmaktadır. Merkezi elektrot alüminyum veya silisyumdan, duvar elektrot da grafit veya iletken plastik gibi atom numarası küçük elementlerden yapılmaktadır. Merkezi elektrot pozitif kutba, duvar elektrotu negatif kutba bağlanmaktadır. Koruyucu elektrot, genellikle sızıntıyı daha da azaltmak için iyon odası içinde bulunur. Koruyucu elektrot, sızıntı akımı durdurur ve merkezi elektrodu geçerek topraklanmasına izin verir. Açık hava iyon odalarıyla ölçümler, çevredeki sıcaklık ve basınçla değişen iyon odası içindeki havanın kütlesindeki değişimi hesaplamak için sıcaklık ve basınç düzeltmesi gerektirir. İyon odalarının üzerine elektronik dengeyi sağlamak için build-up başlığı takılır. Bu başlıklar havaya ya da dokuya eşdeğer atom numaralı maddelerden yapılır (5, 14). 26

39 3. GEREÇ VE YÖNTEM Bu çalışma Ekim Ağustos 2010 tarihleri arasında Ege Üniversitesi Tıp Fakültesi Hastanesi Radyasyon Onkolojisi Anabilim Dalı nda gerçekleştirilmiştir Araç ve Gereçler Yüksek Enerjili Lineer Hızlandırıcı Çalışmada Ege Üniversitesi Tıp Fakültesi Hastanesi Radyasyon Onkolojisi Anabilim Dalı nda bulunan Elekta marka, Precise model lineer hızlandırıcı kullanılmıştır (Resim 3.1.). Resim 3.1. Çalışmada kullanılan lineer hızlandırıcı

40 Cihaz; MV luk üç foton (X-ışını) ve MeV luk altı elektron enerjisine sahip bir lineer hızlandırıcıdır. Çalışmada yapılan tüm ölçümler, tüm vücut ışınlaması tedavisine uygun olan 6 MV luk foton enerjisiyle gerçekleştirilmiştir ve ölçümler öncesi cihazın mekanik ve dozimetrik kalibrasyonu yapılmıştır Antropomorfik Rando Fantom Radyoterapide fiziksel olarak insan gövdesi ile aynı şekle sahip antropomorfik fantomlar, klinik dozimetride kullanılan vazgeçilmez araçlardır. Bu fantomlardan en bilineni, 30 yılı aşkın bir süredir kullanılan ve tüm dünyadaki sayıları yaklaşık olarak 2000 olan Alderson Rando Fantomlardır. Bu çalışmada kullanılan Alderson Rando Fantom 475 in (Resim 3.2.) yumuşak doku materyali yoğunluk ve soğurma karakteristikleri bakımından insan dokusu ile birebir uyumludur. Akciğerleri ise, yoğunluğu 0,30 g/cm 3 olan sentetik köpükten oluşmuştur. Fantom, Uluslararası Radyasyon Birimleri ve Ölçümleri Komisyonu nun raporunu ( ICRU Rapor No:44 ) sağlamaktadır. Fantom, kalınlıkları 2,5 cm olan, 35 adet yatay kesite ayrılmıştır. Her bir kesitte içindeki tıpalar çıkarıldığında TLD yerleştirmeye elverişli hale gelen delikler bulunmaktadır. Delikler; yoğunluğu 0,99 g/cm 3 olan katı miks D tıkaç ile doldurulmuştur. Çalışmamızda kullanılan 175 cm uzunluğunda ve 73,5 kg ağırlığındaki fantomun kol ve bacakları bulunmamaktadır. 28

41 Resim 3.2. Alderson Rando Fantom İyon Odası İyon odaları radyoterapide radyasyon dozunun belirlenmesinde kullanılır. Kullanım amacına uygun değişik şekil ve hacimlere sahiptir. Çalışmada Scanditronix Wellhöfer marka FC 65-G/TNC SN-765 model iyon odası kullanılmıştır (Resim 3.3.). İyon odası hacmi 0,6 cc dir (20). 29

42 Resim 3.3. Çalışmada kullanılan iyon odası Elektrometre İyon odasıyla yapılan ölçümleri alabilmek için Scanditronix Wellhöfer marka Dose1 elektrometre kullanılmıştır. Absorbe doz ölçümlerinde kullanılabilen taşınabilir, tek kanallı ve yüksek duyarlıklı (±%0,2) bir elektrometredir (Resim 3.4.) (20). 30

43 Resim 3.4. Scanditronix Wellhöfer marka Dose1elektrometre Termolüminesans Dozimetre (TLD) Sistemi LiF Termolüminesans Dozimetre ( TLD ) Çalışmada kullanılan Termolüminesans dozimetreler; Harshaw TLD 100 (Resim 3.5.) olup, ebatları 1x1x6 mm 3 ve yoğunluğu 2,64 gr/cm 3 tür. Foton etkin atom numarası 8,2 dir. Li ve F elementlerinden oluşur. Ana ışıma piki sıcaklığı ºC arasında değişir. Optik ışıma piki 400 nm dir. Kimyasal olarak kararlıdır. Soğurulan doz aralığı 1 µgy-10 Gy arasında değişir. 31

44 Resim 3.5. LiF TLD TLD Fırını Çalışmada Protherm Kamara marka PLF110/6 model fırın (Resim 3.6.) kullanılmıştır. Fırın, 65 dakikada C maksimum sıcaklığa ulaşabilmektedir. Uygulanan tüm kontrol sistemleri PID nitelikli olup, dijitaldir. PID, yani Proportional Integral Derivative (Orantılı İntegral Türetme) sistemlerde, sisteme giren güç, ayarlanan sıcaklığın altında ve üzerinde cihazdaki ısı kaybına bağlı olarak belli bir oranda sisteme verilir. Kontrol cihazında yer alan yazılım gerçek sıcaklık ve ayarlanan sıcaklık arasındaki farkı ve sistemdeki enerji kaybını sürekli hesaplayarak sıcaklık salınımlarını, sıcaklık sapmalarını en aza indirir veya çoğu zaman tamamen ortadan kaldırmaktadır. 32

45 Resim 3.6. Protherm Kamara marka PLF110/6 model fırın TLD Okuyucu ve Bilgisayar Sistemi Çalışmada TLD lerin okunmasında kullanılan Harshaw 3500 TLD okuyucu (Resim 3.7.) ve TLD ler için özel hazırlanmış bir program olan WinREMS programı kullanılmıştır. WinREMS okuyucudan aldığı sinyallere göre tüm TLD okumalarına ait doz değerlerini ve ışıma eğrilerini oluşturup analiz eden ve hafızaya alabilen bir programdır. 33

46 Resim 3.7. Harshaw 3500 TLD okuyucu ve bilgisayar sistemi 3.2. Yöntem TVI Yöntemi Hastanın tüm vücudunu tek bir alan ile ışınlamak mümkün olmadığından tedavi iki parçaya bölünmüştür. Birinci kısımda oturan bir hasta için karşılıklı iki alan kullanılırken ikinci kısımda boylu boyunca uzanılmış bir pozisyon için çoklu alan uygulanmıştır. Böylece tedavinin birinci kısmı asıl dozu dağıtırken tedavinin ikinci kısmıyla da toplam dozun eşit bir şekilde dağıtılması (homojenizasyon) sağlanmıştır. 34

47 Günde yaklaşık 2 Gy lik ikişer fraksiyondan (en az 6 saat arayla) olmak üzere 3 günde toplam 6 fraksiyonla 12 Gy lik doz uygulanmıştır. Bu 6 fraksiyonun beşi oturan pozisyon için karşılıklı iki yandan (sağ sol), biri de uzanmış pozisyon için (ön-arka) uygulanmıştır. Homojenizasyonun genellikle ara fraksiyon olarak uygulanması önerilmektedir. Dolayısıyla fraksiyon sıralaması 3 fraksiyon karşılıklı iki alan-1 fraksiyon ön/arka-2 fraksiyon karşılıklı iki alan olarak uygulanmaktadır. Böylece total doz 12 Gy olurken, akciğerlerin 10,5 Gy alması sağlanmıştır. Çocuk hastalarda akciğer korumalarından dolayı doz düşüklüğünü engellemek için elektron boost uygulanmıştır. Elektron boost 17 yaşına kadarki çocuklar için kullanılmıştır. Enerji kaburgaların dozun %80 ini alması sağlanacak şekilde seçilmiştir. Yakın yüzeydeki yüksek doz da hesaba katılmıştır Lateral Işınlama Hastanın oturan pozisyonunda iki yandan yapılan ışınlamada SAD 400 cm, gantri 82 0, kolimatör 0 0, alan 40x40 cm 2 ve enerji de 6MV tur. Hasta ışık alanı içinde simetrik bir şekilde ve alan kenarlarına eşit mesafede pozisyonlandırılmıştır. Hastanın kolları akciğerleri koruyacak şekilde ve elleri de göbek hizasında birleşecek şekilde sabitlenmiştir. 35

48 Resim 3.8. Lateral ışınlama Ön-arka Işınlama Ön-arka ışınlamada ise hasta sedyede SAD 200 cm de yatar pozisyonda 6MV enerji ile ışınlanmıştır. Toplam üç kısımdan oluşmaktadır. Birinci segmentte (gantri=0 0 ) doktor tarafından pozisyonlandırılan akciğer blokları hasta üzerine işaretlenmiştir. Ayrıca alanın alt sınırı da işaretlenmiştir. Diğer alanlar için tray kaldırılmıştır. İkinci alan için (gantri=22 0 ) hasta sedye ile kaydırılmış ve yeni alanın üst sınırı ile önceki alanın alt sınırının 1,5-2,0 cm çakışması sağlanmıştır. Üçüncü ve son alanda (gantri=39 0 ) ise kama fitre kullanılmıştır. Kama filtre nin ince kenarı caudal in sonuna denk gelmektedir (kolimatör 90 0 ). Yine bu alan için de hasta sedye ile kaydırılmış ve önceki alanla 1,5-2,0 cm çakışması sağlanmıştır. Alanların 36

49 çakıştırılması ve kama filtre kullanımı ile düşük ve yüksek doz bölgelerinde doz homojenliği sağlanmıştır. Elektron boostlar için enerji bilgisayarlı tomografide belirlenmiştir. Resim 3.9. Ön-arka ışınlama Kalite Kontrol (İn-vivo Dozimetri) Çalışmamızda oturur pozisyonda yapılan ışınlamaların ilk fraksiyonunda invivo dozimetri yapılmıştır. Giriş ve çıkış dozunu ölçmek için pleksiglas tüp içine yerleştirilen iyon odası kullanılmıştır. İyon odası her hasta için ucu pelvik bölgenin en kalın noktasına (referans nokta) denk gelecek şekilde ayarlanmıştır. Ölçülen doz F düzeltme faktörüyle (denklem 3.1.) çarpılmış ve günlük ölçüm katsayıları kullanılarak absorbe doza çevrilmiştir. Böylece hastanın orta noktasındaki doz 37

50 tahmin edilmiştir. Ölçümle elde edilen absorbe doz değeri, planlamadan elde edilen hesaplanmış kalın pelvis noktası dozunun 1 günlük fraksiyon değeri ile kıyaslanmıştır. Fark +%3 ü geçmemelidir. Aradaki farkın % negatif değeri genellikle kabul edilebilir değildir. F= D ORTAHAT ( DGIRIŞ + DÇIKIŞ ) / 2 (3.1.) Resim İyon odası ile kalın pelvisteki doz ölçümü 38

51 Hasta Planlaması Vücut ölçülerine göre bilgisayarda TVI için tasarlanan program ile hesaplama yapılmıştır. Bu program, Almanya Tübingen Üniversitesi nden alınan kod tekrar düzenlenip kodlanarak yazılmıştır. Koltukta SAD 400 cm de farklı kalınlıklarda ölçülen doz değerleri ile yüzde derin doz değerlerinin yanı sıra sedyede 200 cm de farklı derinlikler için dozlar ölçülerek 1 Gy e karşılık gelen tedavi süreleri bulunmuştur. Tray faktörü ve blok geçirgenliği ölçüldükten sonra tüm ölçüm değerleri programa girilmiştir. Akciğer limit dozu 10,5 Gy olarak elde edilene kadar gerekirse 10,5 Gy lik dozdan aşağıya doğru (10,5-10,4-10,3 Gy vs...) doz azaltılarak istenilen değer elde edilene kadar tekrar tekrar planlama yaptırılmıştır TLD Kalibrasyonu TLD kristalleri, yapısal özelliklerinin farklılıklar gösterebilmesinden dolayı aynı verimle çalışmazlar. Bu durumun, hassas radyasyon ölçümlerinde bir soruna yol açmaması için element düzeltme katsayısı (ECC) tanımlanmıştır. Element düzeltme katsayısı; aynı ışınlamaya maruz bırakılmış TLD lerin oluşturdukları ortalama yük değerinin, her bir TLD nin oluşturduğu yük miktarına oranıdır ve her bir TLD den ölçülen yük değerini ortalama yük değerine yaklaştıran karakteristik bir katsayıdır. ECC katsayıları ile çarpılarak düzeltilen okuma değerlerinin, kalibrasyon sırasında kullanılan ışınlama miktarına oranı okuyucu kalibrasyon faktörü (RCF) olarak adlandırılır. Bu faktör, birim ışınlama miktarı başına yük miktarıdır. Çalışmada kullanılmak üzere seçilen, 60 adet LiF Harshaw TLD 100 daha önce hiçbir çalışmada kullanılmadığı için duyarlılığını arttırmak üzere lineer 39

52 hızlandırıcıda ışınlandıktan sonra, TLD fırınında C de 1 saat fırınlanıp soğuması beklenmiş daha sonra C de 2 saat fırınlanmış ve soğutulmuştur. Bu işlem 3 kez tekrarlanmıştır. Duyarlılığı artan TLD ler, ECC ve RCF değerleri belirlenmek üzere kalibre edilmiş ve her TLD için ECC değerleri ile okuyucunun RCF değeri hesaplanmıştır. Her bir TLD için verilen ECC faktörü farklı olduğundan bu aşamadan sonra TLD leri karıştırmamak için TLD ler numaralandırılmıştır ve böylece TLD ler kullanıma hazır hale gelmiştir TLD ile Hasta Ölçümü ECC si belirlenen TLD lerin karışmaması için her biri küçük torbacıklara konulmuş ve numaralandırılmıştır. Yeterli build-up sağlamak için TLD ler üçerli gruplar halinde aşağıdaki resimde görüldüğü gibi 0,5 er cm kalınlığında iki bolüs parçası arasına yerleştirilmiş ve paketlenmiştir. Bu şekilde her bir hasta için 5 paket hazırlanmıştır. Hazırlanan TLD paketleri hastanın başına, boynuna, omzuna, akciğer seviyesine ve kalın pelvis seviyesine yerleştirilmiştir. TLD ölçümleri her hasta için ikişer defa tekrarlanmıştır. 40

53 Resim TLD paketleri Rando Fantom Ölçümleri Bilgisayarda hesaplanan dozların doğrulanması amacıyla Rando fantom ışınlaması yapılmış ve dozlar ölçülmüştür. Rando fantomun kollarının eksikliğinden dolayı iki kol oluşturulmuştur. Bunun için uygun bir kemik parçası etrafına doku eşdeğeri bolüs sarılmıştır. Her kolun kalınlığı 8 cm kadar ayarlanmıştır. Kollar Rando fantoma sabitlenmiştir. 41

54 Resim Kolları tutturulmuş Rando fantom Daha sonra hastalarda da olduğu gibi fantomun planlama için gerekli olan kalınlıkları ölçülmüştür. Fantom da hastaların ışınlandığı pozisyonda oturtulmuştur. Yine TLD paketleri hazırlanmıştır ve fantomun istenilen kesitlerinde hem içine hem de dışına TLD ler yerleştirilip ölçüm yapılmıştır. Bu kesitler aşağıdaki tabloda gösterilmektedir. Fantomun dışına yerleştirilen TLD ler hastalarda olduğu gibi paketler halinde kullanılmıştır. Fantom içindeki deliklere de yine küçük torbacıkların içinde ikişer TLD yerleştirilmiştir. 42

55 Rando Fantomun Kesit Numarası Vücutta Bulunduğu Seviye 4 BAŞ 9 BOYUN 12 OMUZ 17 AKCİĞER 30 KALIN PELVİS Tablo 3.1. Rando fantomda ölçüm yapılan kesitler Resim Orta hat dozunun ölçüldüğü fantom kesitleri 43

56 Doz Ölçümleri TLD lerin soğurduğu dozlar ayrı ayrı hesaplanmıştır. Her bölgenin dozu o bölgeye yerleştirilen TLD lerin ortalaması alınarak belirlenmiştir Planlamadaki Dozlar ile Ölçülen Dozların Karşılaştırılması Bu çalışmada, tüm vücut ışınlama tekniğinde lateral ışınlama için baş, boyun, omuz, akciğer ve kalın pelvis deki giriş-çıkış ve orta hattaki doz dağılımını ölçmek için TLD kullanılmıştır. Ayrıca referans nokta olan kalın pelvis deki orta hat doz dağılımını ölçmek için iyon odası kullanılmıştır. Ölçülüp hesaplanan dozlar planlamadaki dozlarla karşılaştırılmıştır. 44

57 4. BULGULAR 4.1. Rando Fantom Ölçümleri Doz Değerleri Giriş-Çıkış TLD Ölçümleri Rando fantomda belirlenen seviyelerden alınan vücut ölçülerine göre bilgisayarda tedavi dozları hesaplanmıştır. Çeşitli seviyelerdeki kalınlıklara göre hesaplanan ve ölçülen doz değerleri ile bunlar arasındaki yüzdelik farklar aşağıdaki tabloda verilmiştir. Ölçüm Yeri Kalınlık (cm) Hesaplanan Doz (Gy) Ölçülen Doz (Gy) Fark (%) Baş (4. kesit) 14,6 2,53 2,55 0,8 Boyun (9. kesit) 13,2 2,57 2,64 2,7 Omuz (12. kesit) 45,3 1,59 2,01 26,4

58 Akciğer (17. kesit) 45,4 2,02 2,11 4,4 Kalın Pelvis (30. kesit) 30,5 2,01 2,11 4,9 Tablo 4.1. Rando fantom için hesaplanan ve ölçülen giriş-çıkış doz değerleri Orta Hatta TLD Ölçümleri Rando fantomun içine, belirlenen bölgelerdeki kesitlerin ortasına yerleştirilen TLD lerin aldığı dozlar ve hesaplanan doz değerleri ile bunlar arasındaki farklar aşağıdaki tabloda verilmiştir. Ölçüm Yeri Hesaplanan Doz (Gy) Ölçülen Doz (Gy) Fark (%) Baş (4. kesit) 2,53 2,57 1,6 Boyun (9. kesit) 2,57 2,61 1,6 46

59 Omuz (12. kesit) 1,59 1,69 6,3 Akciğer (17. kesit) 2,02 1,99-1,4 Kalın Pelvis (30. kesit) 2,01 2,16 7,4 Tablo 4.2. Rando fantom için orta hatta hesaplanan ve ölçülen doz değerleri 4.2. Hasta Ölçümleri Doz Değerleri TLD Ölçümleri Hastaların vücut kalınlıklarına göre bilgisayarda tedavi dozları hesaplanmıştır. Her hasta için belirlenen seviyelerdeki kalınlıklara göre hesaplanan ve ölçülen doz değerleri ile bunlar arasındaki farklar aşağıda verilen tablolardaki gibidir. 47

60 Ölçüm Yeri Kalınlık (cm) Hesaplanan Doz (Gy) Ölçülen Doz (Gy) Fark (%) Baş 15,4 2,39 2,47 3,3 Boyun 9,7 2,56 2,60 1,6 Omuz 34,4 1,80 2,10 16,6 Akciğer 39,1 2,05 1,95-4,9 Kalın Pelvis 28,9 1,97 2,11 7,1 Tablo Hasta için hesaplanan ve ölçülen doz değerleri Ölçüm Yeri Kalınlık (cm) Hesaplanan Doz (Gy) Ölçülen Doz (Gy) Fark (%) Baş 14,6 2,22 2,26 1,8 Boyun 9,0 2,38 2,43 2,1 Omuz 26,9 1,86 2,04 9,7 Akciğer 29,6 2,07 2,12 2,4 Kalın Pelvis 20,7 2,04 2,12 3,9 Tablo Hasta için hesaplanan ve ölçülen doz değerleri 48

61 Ölçüm Yeri Kalınlık (cm) Hesaplanan Doz (Gy) Ölçülen Doz (Gy) Fark (%) Baş 14,0 2,17 2,18 0,5 Boyun 8,7 2,32 2,34 0,9 Omuz 29,0 1,76 1,85 5,1 Akciğer 27,6 2,05 2,0-2,4 Kalın Pelvis 25,5 1,85 1,94 4,8 Tablo Hasta için hesaplanan ve ölçülen doz değerleri Ölçüm Yeri Kalınlık (cm) Hesaplanan Doz (Gy) Ölçülen Doz (Gy) Fark (%) Baş 14,8 2,38 2,54 6,7 Boyun 10,7 2,51 2,61 3,9 Omuz 35,8 1,75 1,94 10,8 Akciğer 37,3 2,07 2,12 2,4 Kalın Pelvis 29,6 1,92 1,99 3,6 Tablo Hasta için hesaplanan ve ölçülen doz değerleri 49

62 İyon Odası Ölçümleri Hastaların kalın pelvis seviyesinde tedavi esnasında ikinci bir in-vivo dozimetri yöntemi olarak iyon odasıyla yapılan ölçümlerin doz değerleri ve bunların kalın pelvis noktası hesaplama değerleriyle kıyaslanması sonucu oluşan farklar aşağıdaki tabloda verilmiştir. Ölçüm Yeri Hesaplanan Doz Ölçülen Doz Fark Kalın Pelvis (cgy) (cgy) (%) 1. Hasta 196,6 196,9 0,2 2. Hasta 204,2 204,4 0,1 3. Hasta 188,9 185,2 1,9 4. Hasta 192,94 192,36 0,3 5. Hasta 189,2 191,7 1,3 6. Hasta 176,0 178,3 1,3 7. Hasta 178,6 179,5 0,5 Tablo 4.7. Hastaların kalın pelvis noktasında iyon odası ile ölçülen doz değerleri ve aynı nokta için hesaplanan doz değerleri 50

63 5. TARTIŞMA Tüm vücut ışınlamasında vücudun düzensiz şeklini, doku yoğunluk farklılıklarını ve uzun bir ışınlama süresi boyunca hasta hareketlerini hesaba katmak zor olduğundan uluslararası protokoller (AAPM, ICRU, NACP) tarafından in-vivo dozimetri önerilmektedir. İn-vivo dozimetri kullanılarak hastadaki doz homojenliği değerlendirilebilir. Doz homojenliği hedeflenen dozun ±%10 u içinde olmalıdır (4). Su ve arkadaşlarının yaptığı çalışmada TVI tekniğinde in-vivo dozimetri olarak TLD ler kullanılmıştır. Kliniklerinde 6 MV foton ışını ile paralel-karşılıklı lateral alanlara 3 günde 6 fraksiyon ile hastanın orta hattına 12 Gy verilmiştir. TLD ler bolüsle kaplanarak istenilen anatomik bölgelere (baş, omuz, göğüs, umblikus, kalça) yerleştirilmiştir. TVI koşullarında bir antropomorfik fantom tedavi pozisyonunda (SAD 350 cm de) iken TLD lerle ışınlanmıştır. Hedeflenen dozla TLD lerle bulunan dozlarla arasındaki fark baş için %2.1, omuz için %4.1, göğüs için -%0.5, umblikus için %3.3 ve kalça için %4.3 olarak bulunmuştur (15). Duch ve arkadaşları TVI tekniğinde doz dağılımını ölçmek için in-vivo TLD sistemini kurmayı amaçlayan bir çalışma yapmışlardır. Akciğer koruma bloklarından kaynaklanan bazı teknik sorunlar da tartışılmıştır. Kliniklerinde TVI tekniği 18 MV X-ışını ile bir dizi paralel karşılıklı ön-arka alana dayanmaktadır. Kolimatör 40x40 cm 2 alanda 45 0 de ve SSD 405 cm dir. Hiperfraksiyonel teknikle üç gün boyunca günde iki kere 2.25 Gy olmak üzere altı fraksiyonda toplam 13.5 Gy lik doz verilmiştir. İn-vivo tekniğini doğrulamak için antropomorfik fantom TVI

64 koşullarında kullanılmıştır. TLD ler fantom içindeki deliklere yerleştirilmişir. TVI koşullarında elde ettikleri kalibrasyon faktörü ile standart koşullarda elde ettikleri faktör arasında %2.7 lik bir fark bulunmuştur. Herhangi bir d derinliğindeki dozu hesaplamak için bir algoritma kullanılmıştır. Giriş dozu ölçümlerinde standart sapma %1 den az, çıkış dozu ölçümlerinde ise %2 bulunmuştur. Orta hat dozları ile ölçülen ve hesaplanan dozlar arası fark %2 den az bulunmuştur. Bu çalışmada kullanılan TLD sisteminin TVI koşullarında in-vivo dozimetri için uygun olduğu kanıtlanmıştır (3). Ribas ve arkadaşları da Duch ve arkadaşları ile aynı klinikte aynı tekniği kullanarak TVI da orta hat dozunu belirlemek için in-vivo dozimetri kullanımına dayanan bir algoritma geliştirmişlerdir. Orta hat dozu giriş ve çıkış dozlarının aritmetik ortalaması ile hesaplanmıştır. Doz değişimi derinlikle eksponansiyel olduğundan bir düzeltme faktörü (CF) kullanılmıştır. Bu algoritma Noel ve arkadaşları tarafından önerilene benzerdir ve Huyskens ve arkadaşları tarafından önerilen basitleştirilmiş algoritmaya da uymaktadır. Antropomorfik fantom ile yapılan öçlümlerde fantom tedavi sırasında hastaların durduğu şekilde yerleştirilmiştir. Umblikus seviyesi merkezi eksendedir. Bu seviye 22 cm kalınlığındadır ve ekseni boyunca üç TLD girişi vardır (4.5, 10 ve 19 cm derinliklerde). Her girişe TLD ler yerleştirilmiştir. Ayrıca TLD ler akciğerin orta hattına da yerleştirilmiştir. Giriş ve çıkış dozlarının aritmetik ortalaması ve Rizzotti tarafından kullanılan algoritma TLD ler ile ölçülen dozlarla karşılaştırılmıştır. Her iki yöntemle de hesaplanan farklılık antropomorfik fantomda %2 olarak bulunmuştur (14). Ban ve arkadaşları TVI için uyarlanmış bir izleme tekniğinde hastaların doz dağılımını incelemişlerdir. Bu teknikte hastalar 10 mm kalınlığında polimetilmetasirlate (PMMA), 600 mm genişiliğinde, 2000 mm uzunluğunda ve 400 mm yükseliğinde seyyar bir kutu içinde tedavi edilmiştir. Kutunun içinde cilt dozunu 52

65 arttırmak için esnek keselerde doku eşdeğeri boncuklar bulunmaktadır. Ayrıca kutunun kapağına 25 mm kalınlığında bolüs yerleştirilmiştir. Kaynakla kutunun merkezi arasında 2 m mesafe vardır. Hastalar, kutu içinde önceden ayarlanmış sabit bir hızda yatay hareket ettirilerek 10 MV luk enerji ile günde 2 kere 3 gün boyunca 3 kere önden 3 kere arkadan ışınlanmıştır. Bir ön-arka ışınlamada akciğer koruma blokları kullanılmıştır. Antropomorfik fantom ve TLD kullanılarak organlardaki dozlar hesaplanmıştır. TLD ler doku eşdeğeri 1 mm build-up keplerde bayan Alderson Rando fantomunun içine ve üzerine yerleştirilmiştir. Fantom hastalarla aynı pozisyonda ışınlanmıştır. Göz, tiroid, oral kavite, akciğer, mide, umblikus ve ovaryumdaki dozlar ölçülmüştür.günde 2 Gy alan 5 hasta ve günde 2,2 Gy alan 1 hastanın dozları da TLD lerle incelenmiştir.vücut yüzeyine yakın organların dozları hedeflenen doz ile iyi bir uyum içinde bulunmuştur. Vücudun ortasındaki dozlar ise %10 dan fazla bulunmuştur. Çıkış yüzeyinde doz düşüşü ve orta bölgelerde de doz fazlalığı ölçülmüştür. Akciğer dozu hedeflenen dozdan %5 daha az bulunmuştur. Vücut kalınlıklarının değişimlere yol açacağı belirtilmiştir (1). Çalışmamızda 6 MV enerji ile TVI koşullarında (SAD 400 cm), bolüsle kaplanan TLD lerin antropomorfik fantomda baş, boyun, omuz, akciğer ve kalın pelvis bölgelerinde giriş ve çıkışa yerleştirilerek ölçümler alınmıştır. TLD ler ile ölçülen dozlarla bilgisayar programından hesaplanan dozlar uyum içerisinde bulunmuştur. Aralarındaki farklar baş için %0.8, boyun için %2.7, omuz için %26.4, akciğer için %4.4, kalın pelvis için %4.9 olarak bulunmuştur. Antropomorfik fantomda giriş-çıkış ölçümlerinde omuz dozu; omuz bölgesinin geniş olması, koltuğun pleksiglasına ve tedavi odasının duvarına diğer ölçüm noktalarından daha yakın olmasından dolayı geri saçılan radyasyondan daha fazla etkilendiği için yüksek bulunmuştur. TLD sistemleri için üretimden kaynaklanabilecek hassasiyet farklılıkları, okuyucu hataları ve kalibrasyon 53