Transkript

1

2

3

4

5

6

7

8

9

10

11

12

13 1. GİRİŞ 1895 yılında Wilhelm Conrad Röntgen tarafından keşfedilen x-ışınları günlük hayatta, özellikle de tıpta teşhis ve tedavi aracı olarak büyük öneme sahiptir. Gelişen teknoloji ile birlikte çeşitli tanecik hızlandırıcıları ile yüksek enerjili elektronların frenlenmesi sonucu yüksek frekans ve enerjili x-ışınları elde edilip kanser teşhis ve tedavisinde kullanılmaktadır. Radyasyon tedavisi olarak da bilinen radyoterapi, yüksek enerjili xışınlarını, elektron demetlerini veya radyoaktif izotopları, normal dokular için güvenilir doz sınırı içerisinde kanser hücrelerini yok etmek için kullanır. Yüksek dozda verilen radyasyon özellikle hızlı çoğalan hücreleri öldürür ya da hücrelerin bölünerek büyümelerini önler. Radyoterapide amaç, sağlıklı dokuları koruyarak sadece tümör hücrelerini hedeflemek olup daha etkin ve daha az yan etkili tedavi yapabilmektir (Jordan ve Williams, 1994; Hendee ve ark., 2005; Meerleer ve ark., 1997; Güngör, 2007). Radyoterapide en sık kullanılan cihaz lineer hızlandırıcılardır. Bu cihazlarda elektrik enerjisi ile üretilen elektron demetleri yüzeysel tümörlerin tedavisinde, hızlandırılmış elektronların hedef üzerine gönderilmesiyle oluşturulan yüksek enerjili x-ışınları ise derin yerleşimli tümörlerin tedavisinde kullanılmaktadır. Yüksek enerjili x-ışınlarında, maksimum doz ile karşılaştırıldığında düşük yüzey dozu cilt koruyucu etki olarak adlandırılır (Kim ve ark., 1998). Cilt üzerindeki yüzey dozunu, tedavi cihazının kafasında oluşan kontamine elektronlar ve ışınlanan ortamda meydana gelen ikincil elektronlar oluşturur. Yüksek cilt dozlarında eritem ve desküamasyon gibi erken dönem etkiler, telenjiyaktazi, fibroz ve nekroz gibi geç komplikasyonlar meydana gelebilmektedir (Turesson ve Thames, 1989; Vanaken ve ark., 1998; Yu ve Butson, 2003; Meydancı, 2007). Bu sebeple cilt dozunun belirlenmesi önemlidir. Ayrıca, radyoterapi sırasında belirlenen dozun hastaya doğru bir şekilde verilebilmesi ve planlanan doz dağılımının elde edilebilmesi için hastaya uygun pozisyonun verdirilmesi, hasta hareketlerinin en aza indirgenmesi ve hastanın her zaman aynı pozisyonda tedaviye alınması gerekmektedir. Tümör hacminin bir kısmının ya da tamamının eksik doz alması ölüme sebep olabilirken tümöre komşu organın bir 1

14 kısmının veya tümünün tolerans dozunun üzerinde doz alması hastanın hayatını tehdit eden veya yaşam kalitesini bozan ciddi komplikasyonlara neden olabilir. Radyoterapinin başarısı tüm bunlara dikkat edilerek yapılan iyi bir tedavi planlamasının yanı sıra planlanan tedavinin tüm süreç boyunca, her seansta ne ölçüde aynı doğrulukta verildiğine bağlıdır (Kuru ve ark., 2012). Tedavi boyunca hasta pozisyonunun bozulmaması ve her tedavide aynı pozisyonun sağlanması için iyi bir sabitleme yapılmalıdır. Simülasyon işlemi ve tedavi sırasında hastanın hem uygun pozisyonda yatmasını hem de hareket etmesini önleyecek maske, tedavi masası, boyunluk, eğik meme sabitleyicisi destekleri gibi hastaya özgü sabitleme gereçleri kullanılmaktadır. Bununla birlikte, sabitleme gereçlerinin kullanılan ışının kalitesini değiştirmemesi yanında yeterli dayanıklılık ve sertlikte olması istenir. Maksimum radyo geçirgenlik sağlamak için bu gereçlerin yapımında sıklıkla köpük veya karbon fiber/köpük karışımı gibi düşük yoğunluklu malzemeler kullanılmaktadır. Bu malzemelerin doz dağılımına etkisini belirlemek gerekir. Fakat sabitleme gereçlerini tedavi masasına tutturmak ve sertlik sağlamak için katı karbon fiber veya plastik gibi kısımlar da eklenmektedir. Eğer sabitleme gereci yeterince radyo geçirgen değilse, yoğunluğu ve kalınlığı her yerde eşit değilse veya fotonlar sabitleme gerecinin oluşturduğu hava boşluğuyla karşılaştıktan sonra hastaya ulaşıyorsa tedavi planlama sisteminin algoritma hesaplarında yanlışlıklar olabilir. Radyoterapide kullanılan sabitleme gereçleri ve diğer materyaller (kama filtre, blok,..vb.) gibi tedavi masasının da cilt dozuna ve maksimum doz derinliğine etkisinin tedavi planlama sisteminde doz hesaplarına dahil edilmesi doğru tedavi için oldukça önemlidir. Bu çalışmanın amacı, radyoterapide kullanılan Siemens marka Oncor Impression model lineer hızlandırıcı cihazının 6 MV ve 18 MV lik x-ışını enerjileri için karbon fiber masanın açık alan (gantry 0 ) ve karbon fiber masa düzleminin ışın huzmesi içine girdiği durumda (gantry 180 ) cilt dozuna, maksimum doz derinliğine etkisini araştırmaktır. 2

15 2. LİTERATÜR ÖZETİ 2.1. Radyasyonun Tanımı ve Türleri Radyasyon, kararsız atom çekirdeklerinin kararlı hale geçerken yayımladığı boşlukta ve madde içerisinde hareket edebilen enerji olarak tanımlanır. Radyasyonu tanımlamada üç ana parametre kullanılır. Enerjisi Türü Kaynağı Şekil 2.1 Radyasyon ve türleri Yüksek enerjili radyasyon iyonize radyasyon olarak tanımlanır ve etkileştiği atomdan elektron koparabilen yani atomu iyonize edebilen radyasyondur (alfa, beta, nötron, gama ve X-ışınları). Düşük enerjili radyasyon ise iyonize olmayan radyasyon olarak tanımlanır ve kendi düşük enerjisinden dolayı etkileştiği madde içindeki atomları 3

16 iyonize edemez sadece uyarır (mikrodalgalar, görünür ışık, radyo dalgaları, kızıl ötesi ve morötesi ışık) Radyasyon Kaynakları İnsanoğlu var oluşundan bu yana sürekli olarak radyasyonla iç içe yaşamak zorunda kalmıştır. Dünyanın oluşumuyla birlikte yaşadığımız çevrede çok uzun ömürlü radyoaktif elementler normal ve kaçınılmaz olarak kabul edilen doğal bir radyasyon düzeyi oluşturmuşlardır. Geçtiğimiz yüzyılda bu doğal düzey, nükleer denemeler ve bazı teknolojik ürünlerin kullanımı ile birlikte artış göstermiştir. Maruz kalınan doğal radyasyon seviyesinin büyüklüğünü belirleyen birçok neden vardır. Yaşanılan yer, bu yerin toprak yapısı, barınılan binalarda kullanılan malzemeler, mevsimler, kutuplara olan uzaklık ve hava şartları bu nedenlerden bazılarıdır. Yağmur, kar, alçak basınç, yüksek basınç ve rüzgâr yönü gibi etkenler de doğal radyasyon seviyesinin büyüklüğünü belirler (TAEK, 2011). Radyasyon kaynaklarını doğal ve yapay olmak üzere iki sınıfa ayırabiliriz: Doğal radyasyon kaynakları Doğal radyasyonun bir kısmını uzaydan gelen kozmik ışınlar oluşturur. Bu ışınların büyük bir kısmı dünya atmosferinden geçmeye çalışırken tutulurlar. Sadece küçük bir miktarı yerküreye ulaşır. Günlük yaşantımızda, kozmik ışınlar nedeniyle maruz kaldığımız radyasyon dozunun dünya ortalaması 0,39 msv / yıl dır. Fosil yakıtlar doğal ve uzun ömürlü radyoaktif elementler içerirler. Bu tür elementler yakıt içinde iken bir radyasyon tehlikesi yaratmazlar. Ancak fosil yakıtlar yakıldıklarında bu elementler atmosfere yayılır ve daha sonra toprağa dönerek doğal radyasyon düzeyinde az da olsa bir artışa neden olur. Doğada mevcut kısa ömürlü radyoaktif elementlerin yaydığı gama ışınlarının da katkısıyla topraktan maruz kaldığımız radyasyon dozunun dünya ortalaması 0,46 msv / yıl dır (TAEK, 2011). 4

17 Aynı zamanda vücudumuzda bulunan radyoaktif elementlerden (özellikle Potasyum 40) dolayı belli bir radyasyon dozuna maruz kalırız. Bu şekilde maruz kaldığımız iç (dâhili) radyasyon dozunun dünya ortalaması 0,23 msv/yıl dır (TAEK, 2011). Doğal radyasyon düzeyini arttıran en önemli sebeplerden biri yer kabuğunda bulunan radyoaktif radyum elementinin (226Ra) bozunması sırasında salınan radon gazıdır. Radon gazından dolayı dünya genelinde maruz kalınan ortalama doz 1,3 msv / yıl dır. Radon gazı hariç doğal radyasyonun sağlık üzerinde zararlı bir etkisi görülmez Yapay radyasyon kaynakları İnsanoğlu, teknolojik gelişimin gereği olarak bazı radyasyon kaynaklarını yapay yollarla üretme ihtiyacı duymuştur. Bu kaynaklar, birçok işin daha iyi, kolay, çabuk, ucuz ve basit yapılmasına olanak sağlar. Tıbbi, zirai ve endüstriyel amaçla kullanılan X ışınları, yapay radyoaktif maddeler ve nükleer denemeler sonucu meydana gelen nükleer serpintiler ile bazı tüketici ürünlerinde kullanılan radyoaktif maddeler bilinen başlıca yapay radyasyon kaynaklarıdır (TAEK, 2011). Çizelge 2.1 Yapay radyasyon kaynaklarına maruz kalınan küresel radyasyonun oransal değeri Yapay radyasyon kaynakları Radyasyon dozunun oransal değerleri (%) Tıbbi uygulamalar 97 Radyoaktif serpinti 2,25 Tüketici ürünleri 0,16 Mesleki 0,64 Nükleer santraller 0,32 5

18 2.3. Yüklü Parçacıkların Etkileşimi Parçacıkların madde tarafından soğurulmasının ölçülmesiyle yüklü parçacıkların enerjileri belirlenebilir. Yüklü parçacıkları, madde içindeki enerji kaybı ve geliş doğrultularından sapmaları gibi etkileşme özellikleri ile karakterize edebiliriz. Bu özellikler yüklü parçacıkların maddenin atomik elektronları ile inelastik çarpışması ve çekirdek ile elastik saçılmasının sonucudur. Bu reaksiyonlar maddede birim uzunluk başına bir çok defa meydana gelir. Bunların yanı sıra yüklü parçacıkların madde ile etkileşiminde Cherenkov radyasyon yayınlanması, nükleer reaksiyonlar, transfer radyasyonu ve Bremsstahlung gibi etkileşmelerde görülebilir. Yüklü parçacıkların madde ile etkileşimi incelenirken hafif yüklü parçacıklar (e, e+) ve ağır yüklü parçacıklar (muon, pion, proton, alfa ve diğer ağır çekirdekler) olmak üzere ikiye ayrılır (Krane, 2001) Elektronlar Elektronlar (pozitif ve negatif) tıpkı ağır yüklü parçacıklar gibi, atomik elektronlarla Coulomb saçılmasıyla etkileşirler. Ancak bazı önemli farklılıklar bulunmaktadır. Özellikle β bozunumlarında yayınlanan elektronlar göreceli hızlarla hareket ederler. Elektronlar, diğer elektronlarla çarpıştıklarında büyük sapmalara uğrar ve düzensiz yörüngeler çizerler. Böylece, menzil (madde içinde gidilebilen doğrusal uzaklık) elektronların takip ettikleri yol uzunluğundan çok farklı olacaktır. Elektronun bir diğer elektronla kafa kafaya çarpıştığında ilk enerjisinin büyük bir kısmını diğer elektrona aktarılabilir. Elektron hızının doğrultu ve büyüklüğünde hızlı bir değişiklik olabileceğinden büyük bir ivmeye maruz kalabilir ve ivmeli yüklü parçacık elektromanyetik enerji yayınlar. Bu radyasyona Bremsstrahlung (frenleme ışını) denir (Krane, 2001). Bir elektronun enerjisi ve rastladığı çekirdeğin atom sayısı ne kadar büyük ise enerji kaybı o kadar hızlı olur. Örneğin kurşunda Bremsstrahlung yoluyla enerji kaybı 10 MeV luk bir elektron enerjisi için iyonlaşma ile olan kayıba eşit iken halbuki havada 6

19 100 MeV luk bir elektron enerjisine kadar Bremsstrahlung ışıması küçük bir etken olarak kalır (Beiser, 1997) X-Işınlarının Oluşumu ve Özellikleri Cam bir tüpün içine yerleştirilen anot ve katot levhaları arasına çok yüksek elektriksel gerilim ( volt) uygulanır. Cam tüpün basıncıda 10 3 mm Hg ya kadar düşürülmüştür. Hızlı elektronlar kinetik enerji kazanarak katodu terk eder, anot üzerine yerleştirilen erime sıcaklığı yüksek bir metal hedefe çarparak X ışınları oluşur. X ışınlarının enerji ve dalga boyu hedefin atom numarasına ve katot ışını elektronlarının enerji ve hızlarına bağlıdır (UROK, 2002). Şekil 2.2 X-Işını tüpü X- Işınları dalga boyları Å arasında değişen elektromanyetik dalgalardır. Dalga boyları küçük, girginlik dereceleri fazla olan X-ışınına sert X-ışını, dalga boyları büyük, girginlik dereceleri az olan X-ışınına yumuşak X-ışını denir. Kristalografide Å (yumuşak), radyolojide Å (sert) dalga boylarındaki X-ışınları kullanılır. 7

20 X-ışınları hem dalga hem tanecik özelliği gösterirler. Fotoelektrik soğurulma, Compton saçılması (inkoherent saçılma), gaz iyonizasyonu ve sintilasyon tanecik özellikleri; hız, polarizasyon ve Rayleigh saçılması (koherent saçılma) dalga özellikleridir Fotonun Madde ile Etkileşimi Soğurucu bir malzeme tarafından fotonun zayıflatılması beş önemli etkileşmeye sebep olur. Bunlardan biri foton ile çekirdek arasındaki Fotodisintegrasyon olup, bu reaksiyon sadece çok yüksek foton enerjilerinde (>10MeV) önemlidir. Diğer dört süreç, Rayleigh saçılma, fotoelektrik olay, Compton olayı ve çift oluşumdur. Bu süreçlerden her biri zayıflatma katsayıları ile gösterilir. Bu katsayı soğurucu maddenin atom numarası ve foton enerjisi ile birlikte değişir. Toplam zayıflatma katsayısı bu süreçlerin her birinin zayıflatma katsayılarının toplamıdır. μ/ρ = σcoh / ρ + τ / ρ + σc / ρ + π / ρ (2.1) Burada σcoh, τ, σc ve π sırasıyla kohorent saçılma, fotoelektrik olay, compton olayı ve çift oluşum için zayıflatma katsayılarıdır (Khan, 2003) Kohorent saçılma Aynı zamanda Rayleigh saçılması veya klasik saçılma olarak da bilinen kohorent saçılma Şekil 2.3 de gösterilmektedir. Bu süreç elektromanyetik radyasyonun dalga özelliği düşünülerek göz önüne getirilebilir. Bu etkileşme elektronun yanından geçen bir elektromanyetik dalgayı içerir ve elektrona salınım hareketi yaptırır. Salınan elektron elektromanyetik dalga ile aynı frekansta enerji yayar. Bu saçılan x-ışını ile olay ışınla aynı dalga uzunluğuna sahiptir. Böylece enerji elektronik harekete dönüştürülemez ve enerji soğurulmaz. Tek etki küçük açılardaki fotonun saçılmasıdır. Kohorent saçılma 8

21 yüksek atom numaralı malzemelerde ve düşük enerjili fotonlarla olasıdır. Bu süreç sadece radyasyon tedavisi ile ilgilidir (Khan, 2003). Şekil 2.3 Kohorent saçılma diyagramı Fotoelektrik olay Fotoelektrik olay, bir fotonun bir atomla etkileşerek atomdan elektron koparması olayıdır (Şekil 2.4). Bu işlemde, bir fotonun tüm enerjisi ilk olarak atom tarafından soğrulur ve daha sonra atom elektronuna transfer edilir. Çıkan elektronun kinetik enerjisi hv0 -EB e eşittir. Burada EB elektronun bağlanma enerjisidir. Bu etkileşme K, L, M veya N kabuklarındaki elektronlarla gerçekleşebilir. Elektron atomdan koparıldıktan sonra kabukta bir boşluk oluşur ve atom uyarılmış bir durumda kalır. Boşluk karakteristik x-ışını yayılımı ile birlikte daha dış bir yörünge elektronu ile doldurulur. Aynı zamanda atom tarafından karakteristik x-ışınlarının soğurulmasıyla oluşturulan tek enerjili Auger elektronlarının yayılma olasılığı vardır. Yumuşak dokuların K kabuk bağlanma enerjisi yaklaşık 0.5 kev olduğundan dolayı, biyolojik soğurucularda oluşturulan karakteristik fotonların enerjisi çok düşüktür ve lokal olarak soğrulacağı kabul edilebilir. Daha yüksek enerjili fotonlar ve daha yüksek atom numaralı malzemeler için karakteristik fotonlar daha yüksek enerjilidir ve fotoelektron aralığı ile karşılaştırıldığında daha büyük mesafelerde enerji depolayabilir. Böyle durumlarda lokal enerji soğurma, karakteristik radyasyon olarak yayılan enerji ile azalır. 9

22 Şekil 2.4 Fotoelektrik olayı Fotoelektrik soğurma olasılığı Şekil 2.5 de gösterildiği gibi foton enerjisine bağlıdır. Şekil 2.5 de kütle fotoelektrik azaltma katsayısı foton enerjisinin bir fonksiyonu olarak çizilmiştir. Veriler dokuya benzer düşük atom numaralı malzeme olan su ve yüksek atom numaralı kurşun için gösterilmektedir. Logaritmik kağıt üzerinde grafik yaklaşık 3 eğimli düz bir çizgidir (Khan, 2003). Şekil 2.5 Kütle fotoelektrik zayıflatma katsayısı 10

23 Compton olayı Compton olayında fotonun enerjisi 0,5 ile 10 MeV arasındadır. Bu olayda foton, bağ enerjisi en az olan atomun en dış yörüngesindeki elektronlardan biriyle etkileşime girer ve elektronu yörüngesinden fırlatır. Geri kalan enerjisiyle bir başka yönde yoluna devam eder. Fırlayan elektrona Compton elektronu adı verilir. Bu elektron ortamda yoluna devam ederek, diğer atomlarda iyonlaşma olayına yol açar. Bu olay radyasyon tedavisinde iyonize edici radyasyonun soğrulmasının önemli bir kavramıdır. Soğuran maddenin atom numarasına bağlı değildir. Dolayısıyla yumuşak doku ve kemik verilen tüm radyasyonu hemen hemen aynı oranda soğurur. Şekil 2.6 Compton olayı Çift oluşum Eğer fotonun enerjisi 1.02 MeV den daha büyük ise, foton çift oluşum mekanizması sayesinde maddeyle etkileşir. Bu süreçte (Şekil 2.7), foton atom çekirdeğinin elektromanyetik alanı ile güçlü şekilde etkileşir ve negatif bir elektron (e-) ve bir pozitron (e+) içeren çift oluşturma sürecinde tüm enerjisini verir. Elektronun kalan kütle enerjisi 0.51 MeV e eşit olduğundan dolayı bir elektron çifti oluşturmak için

24 MeV lik bir minimum enerji gereklidir. Bu eşik değerini aşan foton enerjisi kinetik enerji olarak parçacıklar arasında paylaşılır. Parçacıklar olay fotonuna göre ileri yönde yayılma eğilimindedirler. Herhangi bir enerji dağılımının mümkün olmasına rağmen, en olası dağılım her parçacık için mevcut kinetik enerjinin yarısını elde etmektir. Örneğin, en uç bir durumda diğer parçacıklar hiçbir enerji almaz iken bir parçacığın enerjinin tümünü alabilmesi mümkündür. Çift oluşum süreci Einstein' ın E = mc2 denklemi ile verilen enerjinin kütleye dönüştüğü olaya bir örnektir. Ters süreç, bir pozitronun iki foton üretmek için bir elektron ile birleştiğinde meydana gelir ve imha radyasyon olarak adlandırılır (Khan, 2003). Şekil 2.7 Çift oluşum olayı 2.7. Radyasyon Birimleri Aktivite birimleri Curie (Ci): Bir gram 226 Ra nun aktivitesi olarak tanımlanır ve saniyede bozunum gösteren radyoaktif madde miktarıdır. A(Ci) = λn / ( ) 12

25 Becquarel (Bq): Aktivitenin SI birimi olup saniyede bir bozunum gösteren radyoaktif madde miktarıdır. 1Bq = Ci Işınlama birimi: Röntgen (R): Normal hava şartlarında havanın 1 kg da C luk elektrik yükü değerinde pozitif ve negatif iyonlar oluşturan x ve gama ışını miktarıdır (TAEK, 2013) Doz birimleri Soğurulan radyasyon dozu (Radiation Absorbed Dose) (RAD): Bir gram madde içinde 100 erg lik enerji soğurulması oluşturan herhangi bir radyasyon dozudur. Röntgen aşağıdaki formülle rad a dönüştürülür. Formüldeki f dönüştürme faktörü olup, Çizelge 2.2 de doku tipleri ve enerjiye göre değerleri verilmiştir. f R = rad (2.2) Çizelge 2.2 Doku tipi ve enerjiye göre f değerleri Enerji (MeV) Dönüştürme Faktör ( f ) Su Kemik Kas Gray (Gy): Birim kütle başına depolanan enerji miktarıdır. SI sistemine göre radyasyon doz birimidir. Radyoterapide tedavi dozları Gy arasındadır 1 Gy = 1 joule / kg 1 Gy = 100 rad 13

26 Efektif doz birimleri Vücutta her bir organ ve dokunun aldığı eşdeğer dozdur. Doku ağırlık faktöründen (WT) doğru orantılı olarak etkilenir. Dünya genelinde doğal radyasyon kaynakları nedeniyle alınan yıllık etkin doz 2.4 msv dir. Tıp alanında çalışan radyasyon görevlilerinin aldıkları dozun yıllık ortalaması 1-5 msv civarındadır. Efektif doz = rad RBE WT (2.3) İnsanda röntgen eşdeğeri (Röntgen Equivalent Man) (REM): Radyasyon korunmasında kullanılan eşdeğer doz birimi olup soğurulan doz ile kalite faktörünün çarpımına eşittir. SI sistemine göre birimi Sievert ( Sv ) dir. Rem = Rad RBE (2.4) 1 Sv = 100 Rem Rölatif biyolojik etkinlik (Relative Biologic Effectiveness) (RBE): Farklı radyasyon tiplerinin benzer etkiyi oluşturma etkinliği belirgin şekilde farklılık gösterir. Bunun için radyasyonun her bir tipi için RBE önemlidir. Kalite faktörü (WF) veya ağırlık faktörü (WR) olarak da adlandırılır. RBE değeri dokuda yaklaşık kev/µm de en üst değere ulaşır. Farklı hücre tiplerinde, aynı etki için RBE değeri radyasyonun bir tipinden diğerine göre değişir. Eğer radyasyon belirgin biçimde farklı enerji düzeylerinde gelişirse, aynı radyasyon tipi ve aynı etki için RBE değeri değişir. Hasar kriteri değişirse RBE değeri değişir. RBE = ışı ı ş İ ı 14 ş (2.5)

27 2.8. Doz Dağılımı ve Saçılma Analizi Radyasyonla tedavi olan hastalarda doz dağılımını doğrudan ölçmek nadiren mümkündür. Doz dağılımı ile ilgili veriler doku eşdeğeri malzemeler olan fantomlardaki ölçümlerden elde edilir. Bu temel veriler gerçek bir hastadaki doz dağılımını tahmin etmek için geliştirilmiş doz hesaplama sistemlerinde kullanılır (Khan, 2003) Fantomlar Temel doz dağılım verileri genellikle kas ve diğer yumuşak dokuların radyasyon soğurma ve saçma özelliklerine yakından benzeyen su fantomunda ölçülür. Fantom malzemesi olarak su seçiminin bir diğer nedeni tekrarlanabilir radyasyon özellikleri ile birlikte evrensel olarak kullanılabilir olmasıdır. Ancak bir su fantomu iyon odası ve sudan etkilenen diğer detektörlerle birlikte kullanıldığında bazı pratik problemleri ortaya çıkarabilir. Bununla birlikte pek çok durumda detektörler su fantomu içine daldırılmadan önce ince bir plastik kol ile (su eşdeğeri) kaplanır. Radyasyon detektörlerini suya koymak her zaman mümkün olmadığı için, su yerine katı fantomlar geliştirilmiştir. İdeal olarak verilen doku veya su eşdeğeri bir malzeme, aynı atom numarası, gram başına elektron sayısı ve kütle yoğunluğuna sahip olmalıdır. Ancak, Compton olayı, megavoltaj mertebesindeki foton ışınları için en baskın etkileşme türü olduğundan dolayı su eşdeğeri için gerekli şart suyunki gibi aynı elektron yoğunluğunun olmasıdır. Bir malzemenin elektron yoğunluğu, malzemenin kütle yoğunluğu ve atom bileşenlerinden hesaplanabilir: burada = =. (2.6).. 15 (2.7)

28 Avagadro sayısı olup, atom ağırlığı ve atom numarası olan i. elementin ağırlık fraksiyonudur. Çeşitli dokuların ve vücut sıvılarının elektron yoğunlukları Eşitlik (2.6) e göre Shrimpton (1981) tarafından hesaplanmıştır. Ticari olarak temin edilebilen fantom malzemeler içinde Lusit ve polistiren, dozimetri fantomu olarak daha sık kullanılır. Bu malzemelerin kütle yoğunlukları verilen örneğe bağlı olarak değişebilse de yüksek enerjili foton ve elektron dozimetri kullanımı için gram başına elektron sayısı ve atom bileşimi sabittir. Homojen fantomlara ek olarak klinik dozimetrisinde çoğunlukla insan biçiminde fantomlar kullanılır. Ticari olarak temin edilebilen ( Alderson Rando Phontom ) böyle bir sistem kas, kemik, akciğer ve hava boşlukları gibi çeşitli vücut dokularını taklit edecek malzemeler içerir. White ve ark. (1977) doku yerine kullanılabilecek maddeler için geniş bir yöntem geliştirdiler. Bu yöntem, belirli bir dokuya yakından benzeyen radyasyon özelliklerine sahip bir karışımı oluşturmak için epoksi reçinelerine parçacık halinde dolgu maddeleri eklenmesine dayanmaktadır. Bu konuda en önemli radyasyon özellikleri kütle azaltma katsayısı, kütle enerji soğurma katsayısı, elektron kütle durdurma ve açısal saçılma güç oranlarıdır. Tüm vücut dokuları için doku eşdeğeri malzemelerin ve özelliklerinin ayrıntılı bir listesi International Commision on Radiation Unit and Measurements (1989) tarafından hazırlanan bir rapora dâhil edilmiştir. Önceki yönteme göre, Constantinou ve ark. (1982) su için katı su olarak adlandırılan epoksi reçine esaslı katı bir malzeme tasarlamışlardır. Bu malzeme radyasyon terapi enerji aralığında foton ve elektron ışınları için dozimetrik kalibrasyon fantomu olarak kullanılabilir. Şuan katı su fantomları Radyasyon ölçümlerinden ticari olarak temin edinilebilir (Khan, 2003) Derin doz dağılımı Işın bir hasta üzerine düştüğü için, hastadaki soğrulan doz derinlikle değişir. Bu değişim ışın enerjisi, derinlik, alan boyutu, kaynaktan uzaklık ve ışın ayarlama sistemi gibi pek 16

29 çok duruma bağlıdır. Bu nedenle hastadaki dozun hesaplanması, bahsedilen durumları ve derin doz dağılımını etkileyen faktörlerin belirlenmesinde önemli bir yer tutar. Doz hesaplama sisteminde önemli olan ışının merkez ekseni boyunca derin doz değişimini belirlemektir. Bu amaç için yüzde derin doz (Physicists, 1978), doku hava oranı (Johns ve ark., 1953; Johns, 1958; Cunningham, 1965; Gupta ve Cunningham, 1966), doku-fantom oranı (Karzmark ve ark., 1965; Saunders ve ark., 1968; Holt ve ark., 1970) ve doku-maksimum oranı (Holt ve ark., 1970; Khan ve ark., 1980) gibi pek çok nicelik tanımlanmıştır. Bu nicelikler küçük iyon odaları kullanılarak su fantomunda yapılan ölçümlerden elde edilir. TLD, diod ve film gibi diğer dozimetri sistemleri kullanılsa da, daha küçük enerji bağımlılığı ve daha iyi tahmin etme özelliklerinden dolayı iyon odaları tercih edilir (Khan, 2003) Yüzde doz dağılımı Yüzde derin doz, ışının merkez ekseni boyunca herhangi bir derinlikte (d) soğrulan dozun sabit bir derinlikteki (d0) soğrulan doza bölümü olarak tanımlanabilir (Şekil 2.8). = 100 (2.8) Orta voltaj ve daha düşük enerjili x-ışınları için (yaklaşık 400 KVp e kadar) referans derinlik genellikle yüzeydir ( soğrulan dozun durumu alınır ( = 0). Daha yüksek enerjiler için referans derinlik üst = ). 17

30 Şekil 2.8 Yüzde derin doz ( / ) Klinik uygulamada merkez eksen üzerindeki üst soğrulan doza bazen maksimum doz, doz maksimum, verilen doz veya sadece = denir. Bu sebeple, 100 (2.9) yazılabilir. Merkez eksen derin doz dağılımını birkaç parametre etkiler. Bunlar ışın kalitesi veya enerjisi, derinlik, alan boyutu ve biçimi, kaynak yüzey uzaklığı ve ışın ayarlamayı içerir (Khan, 2003) Yüzey Dozu Hava veya bir boşluk boyunca foton ışın yayılımı ters kare kanunu ile kontrol edilir. Öte yandan bir fantom veya hasta boyunca foton ışın yayılımı sadece ters kare kanunundan etkilenmez aynı zamanda fantom veya hasta içinde foton ışınlarının zayıflamasından ve saçılmasından etkilenir. Bu üç etki bir fantom veya hastada doz çökeltilerinin (tortularının) oluşmasına neden olur ve bu karmaşık bir işlem olup belirlenmesi zordur. Hasta içinde doz dağılımının direk ölçümü aslında imkânsız olsa da yinede hasta ışın 18

31 tedavisinin başarılı bir şekilde sonlanması için ışınlanmış hacim içindeki doz dağılımının tam ve doğru olarak bilinmesi zorunludur. Bu, genellikle bir fantomda referans noktasındaki bilinen doz ile hasta içinde herhangi bir keyfi noktadaki doz ile bağlantılı çeşitli fonksiyonların kullanımı yoluyla elde edilir. Fonksiyonlar genellikle doku eşdeğeri fantomlardaki uygun radyasyon detektörleri ile ölçülür ve su fantomu için referans noktadaki doz veya doz hızı, derinlik, alan boyutu ve kaynak-yüzey mesafesi (SSD) gibi birkaç özel referans durumlara göre için belirlenir (Podgorsak, 2005). Bir hastaya çarpan MV enerjili foton ışınlarının merkez eksen üzerindeki tipik doz dağılımı Şekil 2.9 da gösterilmektedir. Işın yüzey üzerindeki hastaya girer, burada belirli bir yüzey dozu verir. İlk olarak yüzey altında doz hızlı bir şekilde artar ve derinlikte maksimum bir değere ulaşır. Daha sonra hastanın çıkış noktasında doz bir değerine ulaşana kadar hemen hemen eksponansiyel olarak azalır (Podgorsak, 2005). Şekil 2.9 Doz dağılımı 19

32 MV enerjili foton ışınları için yüzey dozu genellikle maksimum dozdan daha düşüktür. Yüzey dozu, kolimatörlerden ve hastadan geri saçılan fotonlardan, hava veya herhangi bir koruyucu yapıdaki foton etkileşmeleri ile oluşturulan yüksek enerjili elektronlardan doza gelen katkıyı gösterir. MV enerjili foton ışınlarında yüzey dozu ışın enerjisine ve alan boyutuna bağlıdır Maksimum doz (Build-up) bölgesi Maksimum doz noktasına build-up noktası denir. MV enerjili foton ışınlarında yüzey ( = 0) ve = derinliği arasındaki doz bölgesi, build-up bölgesi (doz yığılma bölgesi) olarak adlandırılır ve nispeten uzun mesafeli enerjik iki yüklü parçacıktan (elektron ve pozitron) meydana gelir. İlki (elektron) foton etkileşimleri (fotoelektrik olay, Compton olayı ve çift oluşum) ile hastada serbest bırakılır ve daha sonra kinetik enerjileri hastada depolanır (Podgorsak, 2005). Hasta yüzeyinin hemen altındaki bölgede yüklü parçacık denge durumu yoktur ve soğrulan doz çarpışma kinetik enerjisinden daha küçüktür. Ancak, sonunda yüklü parçacık dengesi = derinliği artıkça en a ulaşır. Burada, iki yüklü parçacığın menziline yaklaşık olarak eşittir ve doz, doz çarpışma kinetik enerjisi ile karşılaştırılabilir olmaktadır. den öte hem doz hem de doz çarpışma kinetik enerjisi hastadaki foton zayıflatmadan dolayı azalır (Podgorsak, 2005) Cilt koruyucu etki (Skin Sparing Effect) Maksimum doz ile karşılaştırıldığında düşük yüzey dozu cilt koruyucu etkisi olarak adlandırılır ve derin yerleşimli tümörlerin tedavisinde orta voltaj ve düşük enerjili xışınlarının üzerinde MV enerjili ışınların önemli bir avantajını gösterir (Podgorsak, 2005). Düşük enerjili x-ışınları ve orta voltaj x-ışınlarında birincil (primer) radyasyonun giricilik kabiliyetinin olmaması veya az olması nedeniyle yüzeyin altında birincil radyasyon azdır. İkincil (sekonder) elektronlar bütün yönlerde hareket edebililer, fakat 20

33 enerjileri hemen soğurulur. Bu nedenle yumuşak x-ışınları için maksimum doz, cilt yüzeyinde veya cilde çok yakın derinlikte oluşur. Orta voltaj ve düşük enerjili xışınlarının için maksimum doz cilt yüzeyinde oluştuğundan dolayı bu ışınlar cilt koruyucu etki göstermezler. Hem pozitif hem de negatif kutuplar için, yüzey dozu ince pencereli paralel düzlem iyon odaları ile ölçülür (Podgorsak, 2005; Khan, 2003). Yüksek enerjili ışınlarda ikincil elektronların erişme mesafeleri daha uzundur ve ayrıca birincil elektronlar doğrultusunda açılı olarak saçılırlar. Bu saçılma enerjiye bağlı olarak Compton etkisine göre olur. Bu nedenle yüksek enerjili fotonlar için dokuda maksimum doz daha derinlerde oluşur. Yüksek enerjili ışınların maksimum doz (build-up) etkisi cilt koruyucu etki (skin-sparing effect) olarak bilinir. Co-60 ve Linac lar için yüzey dozu, maksimum doz noktasındaki dozdan düşüktür (Podgorsak, 2005) Paralel Düzlem İyon Odaları Paralel-düzlem iyon odaları değişken elektrot aralıkları için kullanılan ekstrapolasyon odalarına benzerdir. Paralel-düzlem iyon odalarının elektrot aralıkları küçüktür (~2 mm), ama sabittir. İnce bir duvar veya pencereye sahip olmaları (örneğin mm kalınlıklı folyo, mika veya polisitren) önemli bir duvar zayıflatması olmayan bir fantom yüzeyindeki ölçümlerin pratik olmasını sağlar. İyon odası penceresinin üzerine fantom malzeme katmanları ekleyerek derinliğin bir fonksiyonu olarak dozdaki değişim çalışılabilir. Sığ derinliklerde silindirik iyon odaları daha büyük hacme sahip olduklarından dolayı uygun değildir (Khan, 2003). Paralel-düzlem iyon odalarındaki küçük elektrot aralıkları, radyasyon alanındaki boşluk kaygılarını en aza indirir. Bu özellik, özellikle elektron ışın dozimetrisinde önemlidir İyon Odası Polarite Etkileri (Chamber Polarity Effects) İyon odası içerisinde toplanan yükün büyüklüğünün, aynı şartlar altında zıt polarizasyon voltajlarında farklı değerler alabilmesi polarite etkisi olarak bilinir. Toplanan yükün büyüklüğü dozimetrenin (+) ve (-) polarizasyon voltajında toplanan yüklerin ortalaması 21

34 alınarak bulunur (Gerbi ve Khan, 1987; Meydancı, 2007). Belirli şartlar altında çalışan iyon odaları ile birlikte polarite etkilerinin pek çok olası nedeni vardır ve bunlar pek çok araştırmacı tarafından incelendi (Boag, 1969; Gerbi ve Khan, 1987; Mattsson ve ark., 1981). Yüksek enerjili fotonlar tarafından atılan Compton elektronları gibi yüksek enerjili elektronlar Compton akımı olarak adlandırılan bağımsız bir gaz iyon akımı oluşturur. Toplama elektrotunun polaritesine bağlı olarak kolektör akımına eklenebilir veya çıkarılabilir. Ayrıca bu elektrotların bazıları kolektörü durdurabilir, ama tam olarak kolektörden geri gelen elektronların çıkarılması ile dengelenmiş olmayabilir. Merkezi elektrot çok ince yapılarak önceki etkiler minimize edilebilir. Bu nedenlerden dolayı küçük elektrot aralıklı paralel-düzlem iyon odaları için hatalar kayda değer olmaktadır. Ancak bu durumda doğru iyon akımı, iyon odası polaritesinin değiştirilmesiyle elde edilen iki akımın ortalamasının alınması ile belirlenebilir. Genelde, iyon odası polarite etkileri foton ışınlarından ziyade elektron ışınlarındaki ölçümler için daha şiddetlidir ve elektron enerjisinin azalmasıyla birlikte bu etkiler artar. Bu yüzden bir fantomda çeşitli derinliklerde iyon odasının polarite etkilerini belirlemek önemlidir. Polarite etkileri oda tasarımına ve ışınlama şartlarına çok bağlıdır. Farklı iyon odaları için bu etkiler çalışılmıştır (Mattsson ve ark., 1981; Gerbi ve Khan, 1987). Polarite etkisi ve gövde sızıntılarının (stem leakage) çoğu iyon odası ve ilgili devrenin tasarımı ile minimize edilebilir. Aynı zamanda, iyon odası geriliminin uygunluğu diğer polarite etkilerinin birkaçının minimize edilmesinde önemi bir faktördür (Boag, 1969). Son olarak pozitif ve negatif polarize gerilimlerinde ölçülen iyon akımları arasındaki farkın herhangi bir radyasyon ışın kalitesi için % 0.5 den daha az olması gerektiği önerilir. 22

35 2.12. Aşırı Cevap (Over-Response) Düzeltmeleri Maksimum doz bölgesi doz ölçümü oldukça zor ve hasta tedavisinde oldukça önemlidir (Gerbi ve Khan, 1990). Yapılan bazı çalışmalarda (Nilsson ve Montelius, 1986) maksimum doz bölgesindeki dozun doğru ölçülebilmesi için ekstrapolasyon iyon odalarının esas alınması tavsiye edilmektedir. Ekstrapolasyon iyon odaları yerine sabit hacimli paralel düzlem iyon odasının kullanılması yan duvardan gelen elektronların iyon odası sinyaline katkısı nedeniyle doğru doz değerini vermez (Carl ve Vestergaard 2000; Özbek, 2007). Ancak maksimum doz bölgesindeki ölçümler için çoğunlukla sabit hacimli paralel düzlem iyon odaları kullanılmaktadır (Meydancı, 2007). Bununla birlikte ölçümlerde elektrot mesafesi, duvar materyalinin yoğunluğu, duvar çapı ve duvar açısına bağlı olarak ölçümlerde belirsizlikler oluşmaktadır (Nilsson ve Montelius, 1986; Rawlinson ve ark., 1992; Cross, 1992; Mellenberg, 1990). Aynı zamanda Nilsson ve Montelius un (1986) yaptıkları çalışmada, pozitif açılı iyon odası duvarının toplayıcı elektroda ulaşan elektronların durdurulmasına yardımcı olmaktadır. Bu sebeple iyon odası duvarının pozitif açılı olması aşırı cevabı (over-response) azalttığı ve aynı zamanda negatif açılı iyon odası duvarı ölçümlerindeki aşırı cevabın aynı çaptaki dik duvarlı iyon odası ölçümlerindekiyle benzerlik gösterdiği görülmektedir (Meydancı, 2007). Sonuç olarak, fiziksel karakterlerinden dolayı paralel düzlem iyon odaları için doz düzeltmeleri, Velkley ve ark. (1975) tarafından ekstrapolasyon iyon odası ile yapılan ölçümlerden yararlanılarak düzeltilmektedir. Gerbi ve Khan (1990) çalışmalarında Velkley metodunu kollektör kenarı yan duvar mesafesi etkisini içerecek şekilde genişleterek iyon odası düzeltmelerini farklı maksimum doz derinlikleri ve farklı ışın enerjileri için daha kullanışlı bir metot haline getirmişlerdir. Derin doz aşağıdaki bağıntı kullanılarak düzeltilir. P (d, E) = P(d, E) ξ(d, E) ξ(d, E) = ξ(0, E)Ie α( 23 ) (2.10) (2.11)

36 ξ(0, E) = [ 1,666 + (1,982IR)][C 15,8] (2.12) P (d, E) = P(d, E) ξ(0, E)Ie (2.13) α( ) P (d, E): Düzeltilmiş derin doz P(d, E) : Ölçülen derin doz ξ(d, E) : E ışın enerjisi için iyon odası düzeltme faktörü ξ(0, E) : Elektrot mesafesinin 1mm başına aşırı cavap düzeltmesi IR : İyonizasyon oranı (6MV için ve 18MV için 0.770) α : Sabit değer (=5.5) I : Elektrot mesafesi (1mm) C : Yan duvar toplayıcı mesafesi (2mm) Lineer Hızlandırıcılar Lineer hızlandırıcı tedavi cihazları, uzun tüp boyunca yüksek frekanslı elektromanyetik dalgalar kullanarak elektronlar gibi yüklü parçacıkları hızlandırma yoluyla yüksek enerjili elektron ve x-ışını üretmek amacı ile kullanılırlar (Khan, 2003). Güç kaynağı, modülatöre DC (Doğru akım) akım ve modülatör de şebekeye AC (Alternatif akım) akım sağlamaktadır. Bu akım modülatörde bulunan hidrojen thyratron lambaları ile elde edilmektedir. Modülatörden çıkan bu akım elektron tabancasına ve mikrodalga üreten magnetron veya klystron tüplerine iletilmektedir. Magnetron yüksek güç osilatörü gibi çalışır iken klystron mikrodalga yükselticisi olarak çalışır. Lineer hızlandırıcılarda 3000 MHz lik mikrodalgalar kullanılmaktadır. Klystronlar düşük güç osilatörlerine ihtiyaç duyarlar. Magnetron veya klystronda oluşturulan mikrodalgalar, basınçlı gazla doldurulmuş taşıyıcı dalga kılavuzu ile hızlandırıcı tüpe taşınmaktadır. Mikrodalgalarla eş zamanlı olarak, elektron tabancasında tungsten flamanın ısıtılması ile termoiyonik yayınımla elde edilen elektronlar bir potansiyel fark altında hızlandırılarak 50 kev luk enerji ile hızlandırıcı tüpe gönderilir (Khan, 2003). 24

37 Şekil 2.10 Medikal Lineer hızlandırıcıların temel yapısı Şekil 2.11 Modern Lineer hızlandırıcı şeması 25

38 Genelde bakırdan yapılan hızlandırıcı tüpe yüksek oranda vakum uygulanmaktadır. Tüp içerisinde mikrodalgaların elektromanyetik alanı ile etkileşen elektronlar elektrik alandan dolayı enerji kazanırlar (Khan, 2003; Kahraman, 2010). Hızlandırılan elektronları ince bir demet halinde toplamak ve hedef üzerine göndermek için, tüp boyunca manyetik odaklayıcı alanlar kullanılır. Hızlandırıcı tüpün sonunda elektronlar maksimum enerjiye ulaşır. Yüksek enerjili medikal lineer hızlandırıcılarda yatay olarak yerleştirilmiş uzun hızlandırıcı tüp bulunmaktadır. Daha yüksek enerjili ışınlar elde etmek ve daha küçük boyutlara sahip cihazlar üretmek amacı ile hızlandırılmış elektronlar 90 ve 270 saptırıcı magnetler ile saptırılarak hedef üzerine ya da hızlandırıcı tüpün dışına doğrudan gönderilir (Khan, 2003). Hızlandırılmış yüksek enerjili elektronlar doğrudan yüzeysel tümörlerin tedavisinde kullanılabileceği gibi, yüksek erime noktasına sahip ve yüksek atom numaralı metal disk şeklindeki bir hedefe çarptırılarak yüksek enerjili x-ışınları da elde edilebilmektedir. Elektron tedavilerinde elektron demeti bir saçıcı tabakaya çarptırılarak homojen elektron akımı sağlanacak şekilde genişletilmektedir. Hızlandırılmış elektronlar hedefte durdurulduğunda frenleme (Bremsstrahlung) x-ışınları oluşmaktadır. Frenleme ışıması olayında, elektron enerjisi gelen elektronun enerjisine eşit maksimum enerjili x-ışınının spektrumuna dönüşmektedir Bir lineer hızlandırıcıda, lineer hızlandırıcı bileşenlerinin sıcaklığını ayarlamak için soğutma sistemi, hızlandırıcı dalga kılavuzunda vakum oluşturmak için iyon odası pompası, pnömatik (havalı, hava basınçlı) sürücüler için basınç sistemi ve iletici dalga kılavuzunun dielektrik dayanıklılığını arttırmak için gaz sistemi de diğer önemli sistemlerdir. 26

39 Şekil 2.12: Lineer hızlandırıcının genel dizaynı Lineer hızlandırıcı ışınlama kafa yapısı Genel olarak bir lineer hızlandırıcı tedavi cihazı ışınlama kafa yapısının içinde hedef, birincil kolimatörler, düzleştirici filtre, saçıcı filtre, monitör iyon odaları, ikincil kolimatörler ve kolimatörün altında kama filtre ve koruyucu blok tepsisi takılması için özel yerler bulunmaktadır. Lineer hızlandırıcı ışınlama kafası kurşun, tungsten veya kurşun tungsten karışımından yapılmış kalın koruyucu bir tabaka içermektedir. Bununla birlikte radyasyon sızıntısına karşı radyasyondan korunma kurallarına uygun şekilde yeterli kalınlıkta zırhlanır (Khan, 2003). 27

40 Şekil 2.13 Medikal lineer hızlandırıcı kafa yapısı: a) X-ışını ışınlama durumu, b) Elektron ışınlama durumu Tedavi ışını, hedeften sonra ilk olarak sabit birincil kolimatörler tarafından belirli bir doğrultuda yönlendirilir. Daha sonra yönlendirilen x-ışını düzleştirici filtreye gelmektedir. Elektron durumunda ise bu filtre kalkmakta ve saçıcı filtre ile yer değiştirir. Sonra x-ışını veya elektron demeti monitör iyon odasını ve hareketli kolimatörleri geçerek hastaya ulaşır. (Khan, 1994) Hedef Tungsten gibi yüksek atom numaralı maddelerden yapılmış olup metal bir disk şeklindedir. Hızlandırılmış elektron demetlerinin üzerine çarptırılmasıyla yüksek enerjili foton demetleri elde edilir (Kahraman, 2010). 28

41 Düzleştirici filtre Tedavi için üretilen x-ışını demeti uygun hale getirilmek amacıyla ayarlanmalıdır. Bu ayarlama hedef hacmi kaplayan doku tarafından daha çok soğurulan düşük enerjili fotonların uzaklaştırılmasıyla ya da aynı doz profillerini üretmek amacı ile yoğunluk dağılımının değiştirilmesiyle yapılabilir. Bu değişiklikler filtre kullanımı ile gerçekleştirilmektedir. Alan kenarında fantomdan saçılan radyasyonda azalmayı dengelemek amacı ile böyle bir profil, demet merkezi ekseninde maksatlı olarak düşünülmüştür. Bu nedenle, kalın bölümü merkezi eksene gelecek şekilde bir koni biçimindedir. Bu filtreler genellikle kurşundan yapılmakta olup tungsten, uranyum, çelik, alüminyum veya alaşımları da kullanılmaktadır (Khan, 1994). Şekil 2.14 Lineer hızlandırıcıda; a) Düzleştirici filtre kullanılmadığı durum b) Düzleştirici filtre kullanıldığı durum Kolimatör sistemi Kolimatörler tungsten ve kurşun gibi yüksek atom numaralı ve yüksek yoğunluklu maddelerden yapılmış bloklardır. Lineer hızlandırıcı ışınlama kafa yapısında hareketsiz birincil kolimatörler ve hareketli ikincil kolimatörler bulunmaktadır. Birincil sabit 29

42 kolimatör, x-ışınlarının lineer hızlandırıcının dışına çıkmasına izin verir ve kafa sızıntısını engellemeye yardımcı olur. İkinci kolimatörler farklı dikdörtgensel alanlar oluşturabilmek için kullanılır (Madcalse, 2002). Tedavi amaçlı lineer hızlandırıcılarda aynı zamanda çok yapraklı kolimatörlerde (ÇYK) kullanılabilmektedir. Bir ÇYK sistemi her biri tek başına hareket edebilen yaprak çiftlerinden oluşmaktadır. Bu sayede düzensiz ve asimetrik alan şekilleri oluşturulabilmektedir. ÇYK kullanımının basit olması, tedavi odasına girmeye gerek kalmadan kullanılması ve alan şeklinin kolay değiştirilebilir veya düzeltilebilir olması onu kullanışlı kılar. Dezavantajı ise yapraklar arası radyasyon kaçağı, daha geniş yarı gölge ve bazı kompleks alan şekilleri üretme problemleridir (Jeraj ve Robar, 2004; Kahraman, 2010) Monitör iyon odası Foton akısı düzlem iyon odası ile kontrol edilebilmektedir. İyon odaları radyasyon dozuna ek olarak çeşitli ışın parametrelerini kontrol etmek amacıyla da kullanılmaktadırlar. Tüm demeti izlemesi için genellikle düz paralel düzlem iyon odaları kullanılırken, fakat bazı lineer hızlandırıcılarda silindirik iyon odaları da kullanılmaktadır. Medikal lineer hızlandırıcılarda, birbirinden bağımsız ve kontrol amaçlı iki ayrı iyon odası sistemi bulunmaktadır (Khan, 1994). İyon odasının ışınlama kafasındaki pozisyonu önemli bir faktördür. İyonizasyon akımı kolimatörler tarafından arttırılabilmekte ve kolimatör değişimi ile değişebilmektedir. Bu durum, değişen alan boyutu ile monitör unit başına dozda değişikliğe neden olabilmektedir. İyon odasının farklı kısımlarına iletilen geri saçılmalardaki farklılıklar ışın parametrelerinin kontrolünü etkileyebilmektedir. Bu etkileri en aza indirmek için, kolimatör ile iyon odası arasına metal plaka konulmalı ve iyon odası kolimatör mesafesinin maksimum yapılması önerilmektedir (Kahraman, 2010). 30

43 2.14. Radyoterapi Radyoterapi, kanserli dokuların iyonize radyasyon gönderilerek tedavi edilmesidir. Bu radyasyon, radyoaktif kaynaklardan ya da özel cihazlardan (Lineer hızlandırıcı) elde edilir. Elde edilen yüksek enerjili radyasyonlar yüksek dozda istenildiği gibi uygulanabilinirse kanser ve diğer hastalıkların tedavisinde kullanılabilir. Tedavide yüksek enerjili ışınların ya da parçacıkların kullanılmasına radyasyon tedavisi denir. Radyasyon tedavisi, yerine göre radyoterapi (RT), x-ışını tedavisi, kobalt tedavisi, elektron ışını yada ışınlama olarak adlandırılır Radyoterapinin uygulanışı Radyoterapiye başlamadan önce tedavi planlaması yapılır. Planlama için simülasyon denilen işlem uygulanır. Simülasyonda hedef bölge sınırları işaretlenir. Radyasyon ışınlarının vücuda girdiği alan ve bazı referans noktaları, boya ile işaretlenir. Deri üzerine konulan bu işaretler ile radyasyon tedavisi için cihazın uygun pozisyonu belirlenir. Daha sonra bilgisayarlı tomografi yardımıyla hedef alanın sınırları, radyasyonun nereden uygulanacağı ve radyasyon dozu tam olarak belirlenir. Radyasyon tedavi ekibi bu ileri teknolojiler sayesinde vücuda en az zarar verecek şekilde en doğru ışın tedavisinin nasıl verileceğini ayarlar. Böylelikle çevredeki sağlıklı organ ve dokular üzerine olan yan etkiler azaltılmaya çalışılır. Tüm yapılanların amacı, çevredeki sağlıklı doku ve organlara zarar vermeden hedef bölgeyi tedavi etmektir. Simülasyon sonunda ekip bilgisayarlı tomografi bulgularını da değerlendirerek radyasyon tedavisinin nasıl verileceğini planlarlar. Genelde simülasyon sırasında radyasyon tedavisi başlamaz. Radyasyon tedavisinin her zaman aynı bölgeye etkin bir şekilde verilebilmesi için tedavi sırasında hasta veya ışın bölgesinin hiç hareket etmemesi gerekir. Bazen bu amaçla ışın tedavi alanını sabitlemek için bazı özel hareket kısıtlayıcı kalıplar 31

44 kullanılmaktadır. Radyasyon tedavisi genelde günlük verilir. Radyasyon tedavisinin ilk gününde doktor hasta ile tedavi hakkında görüşerek ona bilgi verir. Tedavi süresince haftada en az bir kez olmak üzere rutin doktor kontrolleri yapılır Radyoterapinin hedefleri Karşılaşılan hastalığın durumuna göre radyoterapi, amaçlanan hedefe göre iyileştirici (Küratif) ve şikayetlere yönelik (Palyatif) olmak üzere iki ayrılır. İyileştirici (Küratif) radyoterapi, hastalık hakkındaki bilgiler ışığında hastalığın tamamen yok edilmesinin mümkün olduğu durumlarda, tek başına ya da ameliyat ve/veya kemoterapi ile birlikte uygulanabilir. Şikâyetlere yönelik (Palyatif) radyoterapide ise amaç hastalığın belirtilerini hafifletmek ve yaşam kalitesini arttırmaktır. Bu tip radyoterapi ile verilen doz iyileştirici radyoterapiye oranla daha az ve tedavi süresi daha kısadır Tedavi planlama sistemi Tedavi planlama sistemi özel bir monitör, film tarayıcı, ışıklı bir dijitayzır, yazıcı ve çizici gibi donanımlardan oluşan, iki ya da üç boyutta planlama yapabilen ve belirli bir program altında çalışabilen bir sistemdir. Gelişen teknoloji ile birlikte planlamada gelinen en üst nokta yoğunluk ayarlı radyoterapidir (IMRT). Bu planlamayla kanserli hücrelere maksimum doz verilirken, çevre dokularda yüksek korunma sağlanmaktadır. Bilgisayar ortamında farklı enerjilerde, farklı kaynak cilt mesafelerinde (SSD) ve istenilen alan boyutlarında foton ya da elektron demetleri oluşturulur. Bu demetleri farklı tedavi teknikleri kullanarak hastaya yöneltmek ve ışınlanan bölgedeki doz dağılımlarını belirlemek mümkündür (Yaprak, 2006). Planlama sistemi içerdiği özel algoritmalar yardımıyla, sisteme önceden girilen ışınlama cihazına ait dozimetrik parametrelerden (Demet enerjisi, doz verimi, derin doz yüzdesi (% DD), doku-hava oranı (TAR), saçılan-hava oranı (SAR), doku-maksimum oranı (TMR), kolimatör saçılma faktörü (Sc) ve fantom saçılma faktörü (Sp)) gerekli olanları, 32

45 tedavi tekniğine (eksternal, brakiterapi vb.), ışınlamaya (enerji, alan boyutu, SSD vb.) ve kullanılan aksesuarlara (Tedavi masası, kama filtre, blok tepsisi, koruma blogu, bolus vb.) ait parametreleri ilişkilendirerek doz hesabı yapmaktadır. Bu hesaplamalar sonunda radyasyonun hedef içindeki dağılımı, komşu doku ve organlar ile tümörün alacağı doz belirlenebilir. Daha sonra istenilen özelliklere sahip foton ya da elektron demetleri oluşturularak, hedef bölge üzerine gönderilmektedir. Yazılım, girilen tüm bilgileri göre dozimetrik hesaplamaları yaparak dokulara düşen doz değerlerini belirler. Önerilen dozun oluşması için gerekli ışınlama senaryoları oluşturularak tümörlü bölgeye maksimum dozun, sağlıklı organlara ise minimum dozun verilmesi sağlanır (Yaprak, 2006). Tedavi planlama sisteminde tüm tedavi cihazlarının verilerinin elde edilmesi, bu verilerin tedavi planlama sistemine yüklenmesi ve doğrulanması tüm tedavi cihazlarının kalibrasyonu, kalibrasyonda aletinin kalite kontrollerinin yapılması, tedavi planlama sisteminde hasta doz planlamalarının yapılması, tedavide kullanılan aksesuarların doz etkilerinin ölçülmesi ve ışın kalitesinin kontrolü fizikçilerin kontrolünde yapılmaktadır Radyoterapide karbon fiber masanın kullanımı Karbon fiber, yüzde doksandan fazla karbon atomlarından oluşan yüksek mukavemetli fakat hafif bir yapıya sahip malzemedir. Karbon fiber yapısı kristalit yapıda olup her bir kristalit, çoklu tabakadan oluşmaktadır. Her bir tabaka, grafen tabaka olarak isimlendirilen hegzagonal yapı şeklinde düzenlenmiş karbon atomlarından meydana gelmektedir. Hem elastik hem de güçlü yapılarından ötürü birçok alanda (örneğin arabaların lastikleri ve bazı parçaları, radyoterapide kullanılan bazı araçlar, ev ve ofislerde kullanılan çeşitli araçlar, lityum pillerin kaplanmasında vs.) genelde plastik malzemelerle karıştırılarak kullanılır. Radyoterapide IMRT (yoğunluk ayarlı radyoterapi), VMAT (hacimsel ayarlı radyoterapi) ve IGRT (görüntü kılavuzlu radyoterapi) gibi yeni tekniklerin gelmesi ile birlikte üç boyutlu anatomik verilere dayanarak, hastanın tedavi pozisyonunun 33

46 belirlenmesi ve uygun şekilde sabitlenmesi gereklidir (Bogner ve ark., 2004; Ravikumar ve ark., 2005; Salz ve ark., 2005; Schafer ve ark., 2005; Van Esch ve ark., 2002; Wiezorek ve ark., 2005; Jan ve Kulmala, 2011). Aynı zamanda kullanılan malzeme, tedavinin doğruluğunu azaltan herhangi bir görüntü hatası oluşturmamalıdır. Bu yüzden konformal radyoterapinin doğru ve tekrarlanabilir şekilde yürütülmesinde kullanılan tedavi masası büyük önem taşımaktadır (Myint ve ark., 2006; Higgins ve ark., 2001; Meydancı, 2007). Ancak, IMRT ve VMAT ile birlikte tedavi alan yönelimleri eğiktir ve bu yüzden hastadaki doz dağılımını artırmak için tedavi masasına nüfuz edecek daha fazla ışın gereklidir. Bu sebeple doz doğruluğunu elde etmek için kullanılan masa MV ışınların cilt koruyucu etkisini korumak için minimum zayıflatmaya sahip olmalıdır. Karbon fiber masalar bu tekniklerin dağıtımında önemli bir araçtır (Bratengeier ve ark., 2004; Gillis ve ark., 2005; Meyer ve ark., 2001). Kullanılan karbon fiber masaların en önemli avantajlarından biri gantry yönünde sınırlamaların olmamasıdır. Bu genellikle farklı ilavelerle birlikte çelik yapılara dayalı tedavi masalarında bulunur. Karbon fiber masa sadece güçlü, sert ve hafif bir yapı sağlamaz aynı zamanda radyo geçirgen (radiotranslucent) olup sarkma yapmadan destek sağlar (Bratengeier ve ark., 2004; Gillis ve ark., 2005; Hufton ve Russell, 1986). Ön (arka) ve eğik ışınlama alanlarında yüksek enerjili foton ışınları için masanın minimum zayıflatma sağlaması gereklidir. Eğer bu zayıflatmaya açıklama getirilmezse hedef hacmin az doz almasına neden olabilir (Balosso, 2004; Jan ve Jarmo, 2005). Aynı zamanda masanın ışın soğurması da önemli olabilir, böylece hastanın cilt dozundaki artış cilt toksitesinde artış olarak görülebilir (Bogner ve ark., 2004). Karbon fiber masanın foton ışın azaltma özellikleri birkaç araştırmacı tarafından çalışıldı (Higgins ve ark., 2001; De Ost ve ark., 1997; Gillis ve ark., 2005; McCormack ve ark., 2005; Myint ve ark., 2006; Poppe ve ark., 2007; Spezi ve ark., 2008; Mihaylov ve ark., 2008; Njeh ve ark., 2009). Higgins ve ark. (2001), karbon fiber panelin 10 x 10 cm2 ışına eklendiğinde 8MV enerjili fotonlar ile yüzey dozunda %375 lik bir artış 34

47 ölçtü. McCormack ve ark. (2005), Sinmed BV Posisert karbon fiber masa ile ışın zayıflatmada 0o de % 2-70o de % 8.7 aralığında değişen önemli bir artış ölçmüştür. Bu çalışmaların aksine, Poppe ve ark. (2007), 15cm x 15 cm alanda RM2/4 masa ile 0o de % 2.7 lik bir azalma ölçmüştür. Mihaylov ve ark. (2008) 6MV enerjili fotonlar ve 0o ve 75o li ışın insidansı ile ışın zayıflamanın sırasıyla % 3.2 ve % 8.6 olacağını ölçtüler. Njeh ve arkadaşlarının (2009) aynı masa kullanıldığında elde ettiği değerler % 3.4 ve % 8.3 dür. Daha önceki çalışmalardan, ağırlığın büyük ölçüde masa üzerine olduğu ve çalışmaların çeşitli enerjiler, alan boyutları, gantry açıları ve masa için yapılmış olduğu anlaşılmaktadır. Özellikle oblik, posterior ve çok sayıda ışın kullanılarak yapılan eşmerkezli ışınlamalarda hasta tedavi masası, eşmerkezin doğru tanımlanmasında önemli bir faktör olmaktadır. Bu yüzden tedavide kullanılan masanın ışın parametreleri üzerine etkilerinin de araştırılması gerekir (De Ost ve ark, 1997; Higgins ve ark., 2001; Meydancı, 2007). 35

48 3. MATERYAL VE YÖNTEM 3.1. MATERYAL Lineer hızlandırıcı Bu çalışmada, Atatürk Göğüs Hastalıkları ve Göğüs Cerrahisi Eğitim ve Araştırma Hastanesinde bulunan Siemens marka M5395 seri nolu Oncor Impression model lineer hızlandırıcı (Şekil 3.1) kullanılmıştır. Siemens Oncor Impression lineer hızlandırıcı cihazı 6 MV ve 18 MV enerjili foton demetleri ile 6 MeV, 9 MeV, 12 MeV, 15 MeV, 18 MeV ve 21 MeV enerjili elektron demetleri üretebilme özelliğine sahiptir. Şekil 3.1 Siemens Oncor Impression M5395 cihazı Siemens Oncor Impression lineer hızlandırıcıların tedavi kafa yapısında (Şekil 3.2); tungsten hedef, hareketsiz birincil kolimatörler, tungsten, volfram ve alüminyum alaşımı düzleştirici filtre, saçıcı foil, iki monitör iyon odası, Y üst çeneleri ve X alt çeneleri, 41 liften oluşan çok yapraklı kolimatör sistemi ve ışın alanı ile aynı alanı 36

49 aydınlatmak için kullanılan ışık kaynağı ve ayna sistemi bulunmaktadır. Kullanılan cihazın kaynak eş merkez mesafesi (SSD) diğer lineer hızlandırıcılarda olduğu gibi 100 cm dir. Oluşturduğu maksimum alan cm2 minimum alan 2 2 cm2 dir. Şekil 3.2 Siemens Oncor Impression lineer hızlandırıcının ışınlama kafa yapısı Karbon fiber (550 TXT) tedavi masası 1,8 g/cm3 yoğunluklu olan sert, dayanıklı yapısı ve geniş hareket kabiliyeti ile birlikte karbon fiber tedavi masası önemli bir yere sahiptir. Bu çalışmada kullanılan karbon fiber masa ölçüleri 90 cm 50 cm 7 cm olup maksimum taşıyabileceği kütle 250 kg dır Katı su fantomu (RW3) Katı su fantomu yüksek enerjili fotonların ve elektronların dozimetrisi için geliştirilmiş su eşdeğeri dozimetri fantomudur. Bu çalışmada kullanılan katı su fantomu %2 (± %4) oranında TiO2 içeren polistiren (C8H8) malzemeden olup yoğunluğu 1,045 g/cm3 dür. 37

50 Ölçümlerde kullanılan katı su fantomu (Şekil 3.3) 1mm, 2mm, 5mm ve 10mm kalınlıklarında 30cm 30cm boyutundadır. Şekil 3.3 Katı su fantomu (RW3) Paralel düzlem iyon odası (34045 Tipi Geliştirilmiş Markus) Yapılan çalışmada yüzey dozu ve maksimum doz bölgesi ölçümlerinde paralel düzlem iyon odası kullanılmıştır. Kullanılan iyon odasının sabit elektrot mesafesi ve yan duvar toplayıcı mesafesi sırasıyla 1 mm ve 2 mm dir. Kullanılan elektronların enerjileri 2-45 MeV aralığındadır. İnce giriş penceresi sahip olmaları yüzey dozu ölçümlerine kolaylık sağlamaktadır. Yapılan çalışmada x-ışını enerjileri için paralel düzlem iyon odası kullanılmış olup bu farkın hesaplara etkisi düzeltme ile giderilmiştir. Kullanılan Markus paralel iyon odasının teknik özellikleri Çizelge 3.1 de verilmiştir. 38