RADYOTERAPİDE KULLANILAN LİNEER HIZLANDIRICIDA ELEKTRON SANAL KAYNAK MESAFELERİNİN VE FOTON KAYNAK MESAFELERİNİN TESPİTİ. Fatih Çağlar KAHRAMAN

RADYOTERAPİDE KULLANILAN LİNEER HIZLANDIRICIDA ELEKTRON SANAL KAYNAK MESAFELERİNİN VE FOTON KAYNAK MESAFELERİNİN TESPİTİ Fatih Çağlar KAHRAMAN YÜKSEK LİSANS TEZİ FİZİK GAZİ ÜNİVERSİTESİ FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ EYLÜL 2010 ANKARA

Fatih Çağlar KAHRAMAN tarafından hazırlanan RADYOTERAPİDE KULLANILAN LİNEER HIZLANDIRICIDA ELEKTRON SANAL KAYNAK MESAFELERİNİN VE FOTON KAYNAK MESAFELERİNİN TESPİTİ adlı bu tezin Yüksek Lisans tezi olarak uygun olduğunu onaylarım. Doç. Dr. Eyyup TEL Tez Danışmanı, Fizik Anabilim Dalı. Bu çalışma, jürimiz tarafından oy birliği ile Fizik Anabilim Dalında Yüksek Lisans tezi olarak kabul edilmiştir. Prof. Dr. A. Güneş TANIR Fizik Anabilim Dalı, Gazi Üniversitesi. Doç. Dr. Eyyup TEL Fizik Anabilim Dalı, Gazi Üniversitesi. Doç. Dr. Adem ACIR Makina Eğitimi Anabilim Dalı, Gazi Üniversitesi. Tarih: 30/09/2010 Bu tez ile G.Ü. Fen Bilimleri Enstitüsü Yönetim Kurulu Yüksek Lisans derecesini onamıştır. Prof. Dr. Bilal TOKLU Fen Bilimleri Enstitüsü Müdürü.

TEZ BİLDİRİMİ Tez içindeki bütün bilgilerin etik davranış ve akademik kurallar çerçevesinde elde edilerek sunulduğunu, ayrıca tez yazım kurallarına uygun olarak hazırlanan bu çalışmada bana ait olmayan her türlü ifade ve bilginin kaynağına eksiksiz atıf yapıldığını bildiririm. Fatih Çağlar KAHRAMAN

iv RADYOTERAPİDE KULLANILAN LİNEER HIZLANDIRICIDA ELEKTRON SANAL KAYNAK MESAFELERİNİN VE FOTON KAYNAK MESAFELERİNİN TESPİTİ (Yüksek Lisans Tezi ) Fatih Çağlar KAHRAMAN GAZİ ÜNİVERSİTESİ FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ Eylül 2010 ÖZET Bu çalışmada, Siemens marka, Oncor Impression model lineer hızlandırıcı tedavi cihazının, 6 MV ve 18 MV enerjili fotonlar için etkin SSD leri ve aynı cihazın, 6 MeV, 9 MeV, 12 MeV, 15 MeV, 18 MeV ve 21 MeV enerjili elektronlar için sanal kaynak mesafeleri belirlenmiştir. Fotonlar için farklı SSD lerde, referans alanda çıkış dozları (output) ölçülmüştür. Ölçümlerden faydalanarak etkin SSD değerleri bulunmuştur. Fotonlarda gerçek SSD değeri olan etkin SSD değerleri cihazı kullanımına başlamadan önce tespit edilmelidir. Elektronlarda her bir enerji için farklı SSD lerde, farklı konlarda çıkış dozları (output) ölçülmüştür. Ölçümlerden faydalanarak sanal kaynak mesafeleri bulunmuştur. Kullanılan SSD lerin gerçek SSD değerleri olmamasından dolayı elektronlarda ters kare kanunu yanlış sonuçlar verdiğinden sanal kaynak mesafesinin belirlenmesi çok önemlidir. Daha önce yapılan çalışmalara göre sanal kaynak mesafesinin alana ve enerjiye bağlı olduğu rapor edilmiştir. Çalışma sonuçlarımızdan, sanal kaynak mesafesinin alana ve enerjiye bağlı olduğu gösterilmiş literatüre uyduğu doğrulanmıştır. Bilim Kodu : 202.1.108 Anahtar Kelimeler : Sanal Kaynak Mesafesi, Etkin SSD, Elektron, Foton Sayfa Adedi : 66 Tez Yöneticisi : Doç. Dr. Eyyup TEL

v IN THE UNIT USED IN RADIOTHERAPY OF LINEAR ACCELERATOR, THE ELECTRON VIRTUAL SOURCE DISTANCE AND PHOTONS RANGE FOR SOURCES DETERMINATION (M. Sc. Thesis) Fatih Çağlar KAHRAMAN GAZI UNIVERSITY INSTITUTE OF SCIENCE AND TECHNOLOGY September 2010 ABSTRACT In this study, the Siemens brand, Oncor Impression model of linear accelerator treatment device, the 6 MV and 18 MV energy photons effective SSDs, and the same device, 6 MeV, 9 MeV, 12 MeV, 15 MeV, 18 MeV and 21 MeV electrons in the virtual source distance was determined. For photons, different SSDs, the reference area, exit doses (output) were measured. Make use of measurements, the effective SSD values were found. At photon actually SSD value, the efective SSD values should be determined before starting to use the device. Electrons in each of energy for different SSDs, different applicators, dose output were measured. Make use of measurements, the virtual source distance was found. Use of the SSD value, true SSD values due to the absence of electrons, the inverse square law is given the wrong results, virtual source distance determination is very important. According to previous studies, virtual source distance to the surface and the energy dependent, was reported. Results of our study, virtual source distance has been shown to be dependent on the surface and energy, has been confirmed to conform to the literature. Science Code : 202.1.108 Keywords : Virtual Source Distance, Effective SSD, Electron, Photon Number of Pages : 66 Thesis Leader : Assoc. Prof. Dr. Eyyup TEL

vi TEŞEKKÜR ÇalıĢmalarım boyunca değerli yardım, katkı ve paylaģımlarıyla beni yönlendiren danıģman sayın hocam Doç. Dr. Eyyup TEL e Gazi Üniversitesi Fizik A.D. sonsuz teģekkür ederim. Bilgilerinden yararlandığım tecrübelerini benimle paylaģan sayın hocam Prof. Dr. A. GüneĢ TANIR a Gazi Üniversitesi Fizik A.D. teģekkür ederim. Bana bu çalıģmada her türlü çalıģma olanağı sağlayan ve değerli bilgileri ile beni hayatımın her döneminde destekleyen, tecrübesiyle yönlendiren abim sayın Medikal Fiz. Müh. Mustafa TUNÇ a Atatürk Göğüs Hastalıkları ve Göğüs Cerrahisi Eğitim ve AraĢtırma Hastanesi özel teģekkür ederim. Tez yazımında, yaģamımın her döneminde beni her konuda destekleyen ve her zaman tecrübesine ve bilgilerine baģvurduğum abim sayın Uzm. Medikal Fiz. Müh. Dinçer YEĞEN e Dr. A. Y. Ankara Onkoloji Eğitim ve AraĢtırma Hastanesi sevgilerimi sunar ve teģekkür ederim. Ayrıca Atatürk Göğüs Hastalıkları ve Göğüs Cerrahisi Eğitim ve AraĢtırma Hastanesi Radyoterapi Bölümü nde çalıģan hekim, tüm fizikçi ve fizik mühendislerine ve tez aģamasında anlayıģ gösteren çalıģma yerim Dr. A. Y. Ankara Onkoloji Eğitim ve AraĢtırma Hastanesi Radyasyon Onkolojisi Kliniği çalıģanlarına teģekkür ederim. En özel teģekkürü ise her zaman beni destekleyen, seven ve onlara layık olmaya çalıģtığım aileme ithaf ediyorum.

vii İÇİNDEKİLER Sayfa ÖZET... iv ABSTRACT... v TEġEKKÜR... vi ĠÇĠNDEKĠLER... vii ÇĠZELGELERĠN LĠSTESĠ... x ġekġllerġn LĠSTESĠ... xiii RESĠMLERĠN LĠSTESĠ... xv SĠMGELER VE KISALTMALAR... xvi 1. GĠRĠġ... 1 2. KURAMSAL TEMELLER... 3 2.1. Yüklü Parçacıkların EtkileĢmeleri... 3 2.2. Elektronlar... 3 2.3. X IĢınları... 4 2.4. X IĢınlarının Madde ile EtkileĢmesi... 5 2.5. Lineer Hızlandırıcı Tedavi Cihazı... 5 2.5.1. Lineer hızlandırıcı ıģınlama kafası yapısı... 8 2.5.2. Hedef... 10 2.5.3. DüzleĢtirici filtre... 10 2.5.4. Kolimatör sistemi... 11 2.5.5. Monitör iyon odası... 12 2.5.3. Elektron aplikatörleri... 13 3. MATERYAL VE YÖNTEM... 14

viii Sayfa 3.1. Materyal... 14 3.1.1. Lineer hızlandırıcı... 14 3.1.2. Elektrometre... 15 3.1.3. Ġyon odaları... 16 3.1.4. Katı su fantomu (RW3)... 16 3.2. Yöntem... 17 3.2.1. Elektron sanal kaynak mesafesi... 17 3.2.2. Foton kaynak mesafesi... 20 4. ARAġTIRMA BULGULARI... 22 4.1. Elektron Ġçin Sanal Kaynak Mesafesi Ölçümleri... 23 4.1.1. R= 5 cm kon, 6 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 27 4.1.2. R= 5 cm kon, 9 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 28 4.1.3. R= 5 cm kon, 12 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 29 4.1.4. R= 5 cm kon, 15 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 30 4.1.5. R= 5 cm kon, 18 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 31 4.1.6. R= 5 cm kon, 21 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 32 4.1.7. R= 10cm x 10cm kon, 6 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 33 4.1.8. R= 10cm x 10cm kon, 9 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 34 4.1.9. R= 10cm x 10cm kon, 12 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 35 4.1.10. R= 10cm x 10cm kon, 15 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 36 4.1.11. R= 10cm x 10cm kon, 18 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 37 4.1.12. R= 10cm x 10cm kon, 21 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 38 4.1.13. R= 15cm x 15cm kon, 6 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 39

ix Sayfa 4.1.14. R= 15cm x 15cm kon, 9 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 40 4.1.15. R= 15cm x 15cm kon, 12 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 41 4.1.16. R= 15cm x 15cm kon, 15 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 42 4.1.17. R= 15cm x 15cm kon, 18 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 43 4.1.18. R= 15cm x 15cm kon, 21 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 44 4.1.19. R= 20cm x 20cm kon, 6 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 45 4.1.20. R= 20cm x 20cm kon, 9 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 46 4.1.21. R= 20cm x 20cm kon, 12 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 47 4.1.22. R= 20cm x 20cm kon, 15 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 48 4.1.23. R= 20cm x 20cm kon, 18 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 49 4.1.24. R= 20cm x 20cm kon, 21 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 50 4.1.25. R= 25cm x 25cm kon, 6 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 51 4.1.26. R= 25cm x 25cm kon, 9 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi... 52 4.1.27. R= 25cm x 25cm kon, 12 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 53 4.1.28. R= 25cm x 25cm kon, 15 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 54 4.1.29. R= 25cm x 25cm kon, 18 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 55 4.1.30. R= 25cm x 25cm kon, 21 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi.. 56 4.2. Foton Ġçin Etkin Kaynak Mesafesi Ölçümleri... 57 4.2.1. X6 MV için etkin SSD... 59 4.2.2. X18 MV için etkin SSD... 60 4. TARTIġMA VE SONUÇ... 62 KAYNAKLAR... 64 ÖZGEÇMĠġ... 66

x ÇİZELGELERİN LİSTESİ Çizelge Sayfa Çizelge 4.1. Uzaklık 0 cm de elektronlar için sanal kaynak mesafesi ölçümleri... 23 Çizelge 4.2. Uzaklık 5 cm de elektronlar için sanal kaynak mesafesi ölçümleri... 24 Çizelge 4.3. Uzaklık 10 cm de elektronlar için sanal kaynak mesafesi ölçümleri... 25 Çizelge 4.4. Uzaklık 15 cm de elektronlar için sanal kaynak mesafesi ölçümleri... 26 Çizelge 4.5. R= 5 cm kon ve 6 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 27 Çizelge 4.6. R= 5 cm kon ve 9 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 28 Çizelge 4.7. R= 5 cm kon ve 12 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 29 Çizelge 4.8. R= 5 cm kon ve 15 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 30 Çizelge 4.9. R= 5 cm kon ve 18 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 31 Çizelge 4.10. R= 5 cm kon ve 21 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 32 Çizelge 4.11. R= 10cm x 10cm kon ve 6 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 33 Çizelge 4.12. R= 10cm x 10cm kon ve 9 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 34 Çizelge 4.13. R= 10cm x 10cm kon ve 12 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 35 Çizelge 4.14. R= 10cm x 10cm kon ve 15 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 36 Çizelge 4.15. R= 10cm x 10cm kon ve 18 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 37 Çizelge 4.16. R= 10cm x 10cm kon ve 21 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 38 Çizelge 4.17. R= 15cm x 15cm kon ve 6 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 39

xi Çizelge Sayfa Çizelge 4.18. R= 15cm x 15cm kon ve 9 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 40 Çizelge 4.19. R= 15cm x 15cm kon ve 12 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 41 Çizelge 4.20. R= 15cm x 15cm kon ve 15 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 42 Çizelge 4.21. R= 15cm x 15cm kon ve 18 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 43 Çizelge 4.22. R= 15cm x 15cm kon ve 21 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 44 Çizelge 4.23. R= 20cm x 20cm kon ve 6 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 45 Çizelge 4.24. R= 20cm x 20cm kon ve 9 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 46 Çizelge 4.25. R= 20cm x 20cm kon ve 12 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 47 Çizelge 4.26. R= 20cm x 20cm kon ve 15 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 48 Çizelge 4.27. R= 20cm x 20cm kon ve 18 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 49 Çizelge 4.28. R= 20cm x 20cm kon ve 21 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 50 Çizelge 4.29. R= 25cm x 25cm kon ve 6 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 51 Çizelge 4.30. R= 25cm x 25cm kon ve 9 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 52 Çizelge 4.31. R= 25cm x 25cm kon ve 12 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 53 Çizelge 4.32. R= 25cm x 25cm kon ve 15 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 54

xii Çizelge Sayfa Çizelge 4.33. R= 25cm x 25cm kon ve 18 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 55 Çizelge 4.34. R= 25cm x 25cm kon ve 21 MeV için okuma ve hesaplama değerleri... 56 Çizelge 4.35. Elektronlar için hesaplanan sanal kaynak mesafeleri... 57 Çizelge 4.36. Foton etkin kaynak mesafesi ölçümleri... 58 Çizelge 4.37. X6 MV için okuma ve hesaplama değerleri... 59 Çizelge 4.38. X18 MV için okuma ve hesaplamaları değerleri... 60

xiii ŞEKİLLERİN LİSTESİ Şekil Sayfa ġekil 2.1. X ıģını tüpü... 4 ġekil 2.2. Medikal lineer hızlandırıcı temel yapısı... 6 ġekil 2.3. Modern bir lineer hızlandırıcı Ģeması... 7 ġekil 2.4. Bir lineer hızlandırıcının genel görünümü... 7 ġekil 2.5. Medikal lineer hızlandırıcı ıģınlama kafası (a) Hedefin olduğu zamanki durum (b) Hedefin olmadığı zamanki durum... 9 ġekil 2.6. (a) Lineer hızlandırıcılarda düzleģtirici filtre kullanılmadığı zaman (b) DüzleĢtirici filtre kullanıldığı zaman... 10 ġekil 2.7. ÇYK ve standart kolimatör sistemi... 12 ġekil 3.1. Siemens Oncor Impression ıģınlama kafası yapısı... 15 ġekil 3.2. Elektron sanal kaynak noktası... 17 ġekil 3.3. Sanal kaynak mesafesi grafiği... 18 ġekil 4.1. R= 5 cm kon ve 6 MeV için eğim grafiği... 27 ġekil 4.2. R= 5 cm kon ve 9 MeV için eğim grafiği... 28 ġekil 4.3. R= 5 cm kon ve 12 MeV için eğim grafiği... 29 ġekil 4.4. R= 5 cm kon ve 15 MeV için eğim grafiği... 30 ġekil 4.5. R= 5 cm kon ve 18 MeV için eğim grafiği... 31 ġekil 4.6. R= 5 cm kon ve 21 MeV için eğim grafiği... 32 ġekil 4.7. R= 10cm x 10cm kon ve 6 MeV için eğim grafiği... 33 ġekil 4.8. R= 10cm x 10cm kon ve 9 MeV için eğim grafiği... 34 ġekil 4.9. R= 10cm x 10cm kon ve 12 MeV için eğim grafiği... 35 ġekil 4.10. R= 10cm x 10cm kon ve 15 MeV için eğim grafiği... 36 ġekil 4.11. R= 10cm x 10cm kon ve 18 MeV için eğim grafiği... 37

xiv Şekil Sayfa ġekil 4.12. R= 10cm x 10cm kon ve 21 MeV için eğim grafiği... 38 ġekil 4.13. R= 15cm x 15cm kon ve 6 MeV için eğim grafiği... 39 ġekil 4.14. R= 15cm x 15cm kon ve 9 MeV için eğim grafiği... 40 ġekil 4.15. R= 15cm x 15cm kon ve 12 MeV için eğim grafiği... 41 ġekil 4.16. R= 15cm x 15cm kon ve 15 MeV için eğim grafiği... 42 ġekil 4.17. R= 15cm x 15cm kon ve 18 MeV için eğim grafiği... 43 ġekil 4.18. R= 15cm x 15cm kon ve 21 MeV için eğim grafiği... 44 ġekil 4.19. R= 20cm x 20cm kon ve 6 MeV için eğim grafiği... 45 ġekil 4.20. R= 20cm x 20cm kon ve 9 MeV için eğim grafiği... 46 ġekil 4.21. R= 20cm x 20cm kon ve 12 MeV için eğim grafiği... 47 ġekil 4.22. R= 20cm x 20cm kon ve 15 MeV için eğim grafiği... 48 ġekil 4.23. R= 20cm x 20cm kon ve 18 MeV için eğim grafiği... 49 ġekil 4.24. R= 20cm x 20cm kon ve 21 MeV için eğim grafiği... 50 ġekil 4.25. R= 25cm x 25cm kon ve 6 MeV için eğim grafiği... 51 ġekil 4.26. R= 25cm x 25cm kon ve 9 MeV için eğim grafiği... 52 ġekil 4.27. R= 25cm x 25cm kon ve 12 MeV için eğim grafiği... 53 ġekil 4.28. R= 25cm x 25cm kon ve 15 MeV için eğim grafiği... 54 ġekil 4.29. R= 25cm x 25cm kon ve 18 MeV için eğim grafiği... 55 ġekil 4.30. R= 25cm x 25cm kon ve 21 MeV için eğim grafiği... 56 ġekil 4.31. X6 MV için 1/ I - SSD grafiği... 59 ġekil 4.32. X18 MV için 1/ I - SSD grafiği... 60

xv RESİMLERİN LİSTESİ Resim Sayfa Resim 2.1. Elektron aplikatörleri (kon)... 13 Resim 3.1. Siemens Oncor Impression M5395 cihazı... 14 Resim 3.2. (a) Paralel düzlem iyon odası (b) Silindirik iyon odası... 16 Resim 3.3. Elektron için sanal kaynak mesafesi tespiti ölçüm düzeneği... 20 Resim 3.4. Foton için etkin SSD ölçüm düzeneği... 21

xvi SİMGELER VE KISALTMALAR Bu çalıģmada kullanılmıģ bazı simgeler ve kısaltmalar, açıklamaları ile birlikte aģağıda sunulmuģtur. Simgeler Açıklamalar ß E k f I I g I 0 m 0 R σ coh τ σ c π w v e V f V h Beta bozunumu Elektron ve pozitron çiftinin toplam kinetik enerjisi Efektif SSD ÇıkıĢ oranı (Output faktör) SSD noktası ve fantom arasındaki boģluktaki doz 0 ıncı uzaklıktaki doz miktarı Elektron ve pozitronun durgun kütlesi Elektron aplikatör ( kon) çapı Fotoelektrik olayındaki azalım katsayısı Koherent saçılma azalım katsayısı Compton etkisi için azalım katsayısı Çift oluģumun azalım katsayısı Elektronun eģik enerjisi EĢik frekansı Filament voltajı Hızlandırma voltajı Kısaltmalar Açıklamalar ÇYK dc d max ev kev kv Çok yapraklı kolimatör Doğru akım Maksimum doz derinliği Elektron volt Kilo elektron volt Kilo volt

xvii Kısaltmalar Açıklamalar MeV MU MV P RBE SAD SSD T UROK X Y Milyon elektron volt Monitor Unit Mega (Milyon) volt Basınç Radyo biyolojik etki Kaynak eksen mesafesi (Source Axis Distance) Kaynak cilt mesafesi (Source Skin Distance) Sıcaklık Ulusal Radyasyon Onkolojisi Kongresi Kolimatör alt çenesi Kolimatör üst çenesi

1 1. GİRİŞ X ışınlarının, radyumun, doğal ve yapay radyoaktivitenin bulunması tıp alanında önemli gelişmelere ve radyoloji biliminin doğmasında etkili olmuştur. 1895 yılında Röntgen, katot ışını tüpleriyle yaptığı çalışmalar sırasında katot tüpünün camından çok girici ışınlar çıktığını bulmuş ve o zamana kadar bilinmeyen bu ışınlara bilimde her bilinmeyene verilen ad gibi X ışınları demiştir. Tıpta genelde bulucusunun adına izafeten Röntgen ışınları denirse de, bilimde adı X ışınları olarak kalmıştır. X ışınlarını üretmek için, önce serbest elektronlar üretmek, bu serbest elektronları hızlandırmak, sonra bu hızlandırılmış elektronları bir hedefe çarptırmak gerekir [Yülek, 1992]. Elektronları da tedavi amaçlı kullanmaktayız. Elektronlar çekirdek çevresinde elektrostatik kuvvet (Fe) etkisiyle, çembersel kararlı yörüngelerde ışıma yapmadan dolanırlar. Çekirdeğin etrafında dairesel bir yörünge üzerinde dolaşan elektronların dengede kalabilmesi için, üzerine etkiyen Coulomb çekim kuvvetinin merkezcil kuvvetle dengelenmesi gerekmektedir. Elektronlar, çekirdek çevresinde rastgele yerlerde değil, açısal momentumun h 2π in tam katlarına eşit olduğu yörüngelerde dolanırlar. İlk yıllarda Betatron ve Van de Graaff jenaratörleri ile, daha sonraki yıllarda lineer hızlandırıcı cihazlarda üretilmiştir [UROK, 2002]. Hızlandırıcılar düşük, orta, yüksek enerjili olarak sınıflandırılır. Düşük enerjili hızlandırıcılar 10 MeV-100 MeV arasında enerjileri olan demetleri üretmek için kullanılır. Orta enerjili hızlandırıcılar yaklaşık olarak 100 MeV-1000 MeV arasında çalışır. Yüksek enerjili hızlandırıcılar 1 GeV (1000 MeV) ve daha yüksek enerjili demetler üretir. Enerjilerini her ortamda çarpışmalarla ve frenleme (bremsstrahlung) olarak kaybeder [Krane, 2002]. Bu çalışma, Atatürk Göğüs Hastalıkları ve Göğüs Cerrahisi Eğitim ve Araştırma Hastanesi nde bulunan Siemens marka, Oncor Impression model, M5395 seri nolu lineer hızlandırıcı tedavi cihazının, 6 MV ve 18 MV enerjili X ışını demetlerinde etkin SSD lerinin (gerçek kaynak mesafeleri) ve aynı cihazın, 6 MeV, 9 MeV, 12 MeV, 15 MeV, 18 MeV ve 21 MeV enerjili elektronlarda sanal kaynak mesafelerinin

2 belirlenmesi amacıyla yapılmıştır. Fotonlarda gerçek SSD değeri olan etkin SSD değerleri cihazın kullanımına başlamadan önce tespit edilmelidir. Bulunan etkin SSD değerleri ile kullanılan SSD değerleri arasındaki fark küçük olmalıdır. Klinik açıdan baktığımızda bu değerin tespiti yapılan uygulamaların doğruluğunu artırır. Elektronlar için sanal kaynak mesafelerinin bilinmesi çok önemlidir. Bunun nedeni ise kullanılan SSD lerin gerçek SSD değerinden farklı olmasından dolayı elektronlarda ters kare kanunu yanlış sonuçlar vermesidir. Daha önce yapılan çalışmalara göre sanal kaynak mesafesinin alan büyüklüğüne (Kapur, A., Findley, O.D., Boyer, L.A., Ma. C-M., Ed Mok. C., Monte Carlo calculations of e - beam output factors for a medical linear accelarator çalışmasında ispat edilmiştir), enerjiye (Ebert, M.A., Hoban, P.W., A model for electron beam applicator scatter çalışmasında ispat edilmiştir) ve kolimatör yapısına (Zhang, G.G., Rogers, D.W.O., Cygler, J.E., Mackie, T.R., Monte Carlo investigation of electron beam output factors versus size of square cutout çalışmasında ispat edilmiştir) bağlı olduğu ortaya konulmuştur. Çalışmamızda sonuçlarımızın litaratürle kıyaslaması yapılmıştır. Çalışmanın 2. Bölüm ünde Kuramsal Temeller başlığı altında elektronlar ve X ışınları, tıpta kullanılan tedavi amaçlı lineer hızlandıcı cihazı ve genel yapısı, ölçümlerde kullanılan cihaz ve ekipmanlar hakkında genel bilgi verilmiştir. 3. Bölüm de Materyel ve Yöntem başlığı altında kullanılan lineer hızlandırıcı tedavi cihazı, elektrometre, iyon odası ve katı fontom gibi materyallerın teknik bilgilerinin yanı sıra elektronlar için sanal kaynak mesafelerinin ve fotonlar içinde etkin kaynak mesafesinin belirleme yöntemleri hakkında bilgi verilmiştir. 4. Bölüm de Araştırma Bulguları başlığı altında elektron sanal kaynak mesafeleri ölçümleri ve hesaplamaları, foton etkin kaynak mesafeleri ölçümleri ve hesaplamaları verilmiştir. 5. Bölüm de Tartışma ve Sonuç başlığı altında çıkan sonuçlar yorumlanmış tezin amacına uygunluğu ortaya konulmuştur.

3 2. KURAMSAL TEMELLER 2.1. Yüklü Parçacıkların Etkileşmeleri Farklı parçacıklar maddeyle farklı biçimlerde etkileşirler. Bu etkileşmeler uygulama alanı açısından önemlidir. Protonlar, döteronlar ve alfa parçacıkları gibi, yüklü ağır parçacıklar madde içinden geçerken enerji kaybetmelerinin önemli nedeni atomların elektronlarıyla yaptıkları elektriksel etkileşmelerdir. Elektronlar ya üst enerji seviyelerine geçerek uyarılırlar ya da atomdan tamamen koparılırlar. Kopan elektronların çoğu, kendi yolları üzerindeki atomları iyonlaştırmak için yeterli enerjiye sahip olabilirler. Gelen parçacığın kütlesi elektronunkinden çok büyük olduğundan, etkileşmelerden dolayı yolundan hemen hemen hiç sapmaz ve hızı gittikçe azalarak durur (veya yolu üzerindeki bir çekirdekle etkileşmeye girer) [Beiser, 1997]. 2.2. Elektronlar Elektronlar (pozitif ve negatif) ağır yüklü parçacıklar gibi, atomik elektronlarla Coulomb saçılmasıyla etkileşirler. Ancak bazı önemli farklılıklar bulunmaktadır. Bunlar: Özellikle ß bozunumlarından yayınlanan elektronlar göreceli hızlarla hareket ederler. Elektronlar, diğer elektronlarla çarpışmalarında büyük sapmalar ve düzensiz yörüngeler çizerler. Böylece menzil (madde içinde gidilebilen doğrusal uzaklık) elektronların takip ettikleri yol uzunluğundan farklıdır. Elektronun bir diğer elektronla kafa-kafaya çarpışmasından ilk enerjisinin büyük bir kısmı diğer elektrona aktarılabilir.

4 Elektron hızının doğrultu ve büyüklüğünde hızlı bir değişiklik olabileceğinden, büyük bir ivmeye maruz kalabilir ve ivmeli yüklü parçacık elektromanyetik enerji yayınlar. Bu radyasyona frenleme ışınımı (bremsstrahlung) denir [Krane, 2001]. Bir elektronun enerjisi ve rastladığı çekirdeğin atom sayısı ne kadar büyükse, bu kaynaktan enerji kaybı o kadar hızlı olur. Kurşunda, frenleme ışıması (bremsstrahlung) yoluyla enerji kaybı, 10 MeV luk bir elektron enerjisi için, iyonlaşmayla olan kayba eşit olur; halbuki havada, 100 MeV luk bir elektron enerjisine kadar frenleme ışıması (bremsstrahlung) küçük etken olarak kalır [Beiser, 1997]. 2.3. X Işınları Cam bir tüpün içine yerleştirilen anot ve katot levhaları arasına çok yüksek elektriksel gerilim (10 6 10 8 volt) uygulanır. Cam tüpün basıncıda 10 3 mmhg 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 2.1. X ışını tüpü

5 2.4. X Işınların Madde ile Etkileşmesi X ışınlarının madde ile etkileşmesi soğurulma şeklinde olur. Soğurulmada ise beş farklı fiziksel olay gerçekleşmektedir. Bu beş fiziksel olayın ayrı ayrı enerji azalım değerleri toplam enerji azalımını verir. Bu fiziksel olaylar; Foto bozunum Koherent saçılma Fotoelektrik olay Compton saçılması Çift oluşumu Her bir etkileşme kendi azalım katsayısı ile orantılı olarak enerji azalımı yapmakta ve bu azalım katsayıları X ışınları enerjisi ve soğurucu malzemenin atom numarasına bağımlıdır. Toplam azalım katsayısı her bir özgün katsayının toplamıdır. µ/ρ = σ coh /ρ + τ/ρ + σ c /ρ + π/ρ (2.1) σ coh, τ, σ c, π sırasıyla fotoelektrik olay, koherant saçılma, compton etkisi ve çift oluşumun azalım katsayılarıdır [Khan, 2003]. 2.5. Lineer Hızlandırıcı Tedavi Cihazı Lineer hızlandırıcı tedavi cihazları, uzun tüp boyunca yüksek frekanslı elektromanyetik dalgalar kullanarak elektronlar gibi yüklü parçacıkların enerjilerini artırmak için hızlandırılarak elektron ve X ışını üretmek amacı ile kullanılırlar [Khan, 2003].

6 Şekil 2.2. Medikal lineer hızlandırıcı temel yapısı Lineer hızlandırıcı tedavi cihazı temel yapısı Şekil 2.6. da görülmektedir. Güç kaynağı, modülatöre dc akım ve modülatör de şebekeye pulslu akım sağlamaktadır. Bu akım modülatörde bulunan hidrojen thyratron lambaları ile elde edilmektedir. Modülatörden çıkan bu akım elektron tabancasına ve magnetron veya klystron tüplerine iletilmektedir. Magnetron mikrodalga üreten bir cihazdır. Yüksek güç osilatörü gibi çalışmaktadır. Klystron mikrodalga üreticisi değil yükselticidir. Lineer hızlandırıcılarda 3000 MHz lik mikrodalgalar kullanılmaktadır. Klystronlar düşük güç osilatörlerine ihtiyaç duymaktadırlar. Magnetron veya kystronda 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 gönderilirler [Khan, 2003].

7 Şekil 2.3. Modern bir lineer hızlandırıcı şeması Şekil 2.4. Bir lineer hızlandırıcının genel görünümü

8 Genelde bakırdan yapılan hızlandırıcı tüpe yüksek oranda vakum uygulanmaktadır. Tüp içerisinde mikrodalganın elektromanyetik alanı ile etkileşen elektronlar, sinüssel elektrik alandan enerji kazanmaktadırlar [Khan, 2003]. Hızlandırılan elektronları ince bir demet halinde toplamak ve hedef üzerine göndermek için, tüp boyunca manyetik odaklayıcı alanlar elde edilmektedir. Hızlandırıcı tüpün sonunda elektronlar maksimum enerjilerini kazanmış olmaktadırlar. 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 gönderilmektedirler [Khan, 2003]. Hızlandırılmış yüksek enerjili elektronlar doğrudan yüzeysel tümörlerin tedavisinde kullanılabileceği gibi yüksek erime noktasına sahip, 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 ise, 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 önemli diğer sistemlerdir. 2.5.1. Lineer hızlandırıcı ışınlama kafası yapısı Lineer hızlandırıcı tedavi kafası kurşun, tungsten veya kurşun tungsten karışımından yapılmış kalın koruyucu bir tabaka içermektedir. Genel olarak bir lineer hızlandırıcı

9 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. Tedavi kafasının, radyasyon sızıntısına karşı radyasyondan korunma kurallarına uygun şekilde yeterli kalınlıkta zırhlanması yapılmaktadır [Khan, 2003]. Şekil 2.5. Medikal lineer hızlandırıcı ışınlama kafası (a) Hedefin olduğu zamanki durum (b) Hedefin olmadığı zamanki durum Tedavi ışını hedeften sonra ilk olarak sabit birincil kolimatörler tarafından kolime edilmektedir. X ışını durumunda, kolime edilen X ışını, düzleştirici filtreye gelmektedir. Elektron durumunda ise bu filtre kalkmakta ve saçıcı filtre ile yer değiştirmektedir. Sonra X ışını veya elektron demeti monitör iyon odasını ve hareketli kolimatörleri geçerek hastaya ulaşmaktadırlar [Khan, 1994].

10 2.5.2. Hedef Hızlandırılmış elektron demeti hedefe çarptırılarak yüksek enerjili foton demetleri elde edilmektedir. Hedef, tungsten gibi yüksek atom numaralı maddelerden yapılmaktadır. Metal bir disk şeklindedir. 2.5.3. Düzleştirici filtre Hedefte üretilen X ışını demeti tedavi için uygun hale getirilmek amacı ile ayarlanmalıdır. Daha uygun hale; Hedef hacmi kaplayan doku tarafından, kolaylıkla daha çok soğurulan düşük enerjili fotonların uzaklaştırılmasıyla, Değişmeyen aynı doz profillerini üretmek amacı ile yoğunluk dağılımının değiştirilmesiyle getirilmektedir. Şekil 2.6. (a) Lineer hızlandırıcıda düzleştirici filtre kullanılmadığı zaman (b) Düzleştirici filtre kullanıldığı zaman

11 Bu değişiklikler filtre kullanımı ile gerçekleştirilmektedir. Alan kenarında, fantomdan saçılan radyasyonda azaltmayı dengelemek amacı ile böyle bir profil demet merkezi ekseninde maksatlı olarak düşürülmüştür. Bu nedenle, kalın bölümü merkezi eksene gelecek şekilde bir koni biçimindedir. Bu filtreler genellikle kurşundan yapılmaktadır. Tungsten, uranyum, çelik, alüminyum veya alaşımları da kullanılmaktadır [Khan, 1994]. 2.5.4. Kolimatör sistemi Kolimatörler tungsten ve kurşun gibi yüksek atom numaralı, yüksek yoğunluklu maddelerden yapılmış bloklardır. Lineer hızlandırıcı ışınlama kafa yapısında hareketsiz birincil kolimatörler ve hareketli ikincil kolimatörler bulunmaktadır (Şekil 2.7.). Birincil sabit kolimatör X ışınlarının lineer hızlandırıcının dışına çıkmasına izin vermektedir. Bu kolimatör aynı zamanda kafa sızıntısını engellemeye yardımcı olur. İkinci kolimatörler farklı dikdörtgenselalanlar oluşturabilmek için kullanılır [Madcalse, 2002]. Tedavi amaçlı lineer hızlandırıcılarda 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 ün başlıca avantajları ; hazırlamasının daha kısa ve basit olması, tedavi odasına girmeye gerek kalmadan kullanılması ve alan şeklinin kolay değiştirilebilir veya düzeltilebilir olmasıdır. Tedavi masrafları daha azdır çünkü kişisel koruma blokları gerekmemektedir. ÇYK ile hastanın aynı pozisyonda kalmasını gerektiren tedavi süresi kısaltılmaktadır. Başka bir avantajı da ışınlama sırasında da alan şeklini değiştirebilmesidir. ÇYK sistemlerinin dezavantajları ise. yapraklar arası radyasyon kaçağı, daha geniş yarı gölge ve bazı kompleks alan şekilleri üretme problemleridir [Jeraj, Robar, 2004].

12 Şekil 2.7. ÇYK ve standart kolimatör sistemi 2.5.5. Monitör iyon odası Foton akısı düzlem iyon odası ile kontrol edilebilmektedir. İyon odaları radyasyon dozuna ek olarak çeşitli ışın parametrelerini (örn. monitör doz hızı ve alan simetrisi) kontrol etmek amacıyla da kullanılmaktadırlar. Tüm demeti izlemesi için genellikle düz paralel düzlem (plaka) iyon odaları kullanılmaktadır fakat bazı lineer hızlandırıcılarda silindirik iyon odaları da kullanılabilmektedir. Medikal hızlandırıcılarda birbirinden bağımsız ve kontrol amaçlı iki ayrı iyon odası sistemini bulundurmaktadırlar [Khan, 1994]. İyon odasının ışınlama kafasındaki pozisyonu önemli bir faktördür. İyonizasyon akımı kolimatörler tarafından arttırılabilmekte, 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 parametreleri kontrolünü etkileyebilmektedir. Bu etkileri en aza indirmek için, kolimatör ile iyon odası arasına metal plaka konulmalı ve iyon odası kolimatör mesafesi maksimum yapılması önerilmektedir.

13 2.5.6. Elektron aplikatörleri Saçıcı foillerden geçen elektronlar açısal olarak saçılırlar. Saçıcı foil ve hızlandırıcı kafasındaki diğer aparatlardan saçılan elektronlar hastada kabul edilmez bir yarı gölge oluşturur. Bu durumu engellemek için aplikatör (kon) kullanılır. Resim 2.1. Elektron aplikatörleri (kon)

14 3. MATERYAL VE YÖNTEM 3.1. Materyal 3.1.1. Lineer hızlandırıcı Bu çalışmada M5395 seri nolu Oncor Impression model Siemens marka lineer hızlandırıcı kullanılmıştır. Siemens Oncor Impression M5395 cihazı 6 MV ve 18 MV enerjili foton demetleri ve 6 MeV, 9 MeV, 12 MeV, 15 MeV, 18 MeV, 21 MeV enerjili elektron demetleri üretebilme özelliğine sahiptir. Resim 3.1. Siemens Oncor Impression M5395 cihazı

15 Siemens Oncor Impression lineer hızlandırıcılarının tedavi kafası içinde sırasıyla; tungsten hedef, hareketsiz birincil kolimatörler, tungsten, wolfram ve alüminyum alaşımı bir çanı andıran düzleştirici filtre, saçıcı foil, iki monitör iyon odası, Y üst çeneleri ve X alt çeneleri, 41 çift liften oluşan çok yapraklı kolimatör sistemi ve ışın alanı ile aynı alanı aydınlatmak için kullanılan ışık kaynağı ve ayna sistemi bulunmaktadır. Şekil 3.1. Siemens Oncor Impression ışınlama kafası yapısı Siemens Oncor Impression M5395 cihazı kaynak eş merkez mesafesi diğer lineer hızlandırıcılarda olduğu gibi 100 cm dir. Oluşturulabilecek maksimum alan 40cm 40cm ve minimum alan 2cm 2cm ile sınırlandırılmıştır. 3.1.2. Elektrometre Elektrometre iyon odasında toplanan yükün ölçülmesini sağlamaktadır. İyon odaları ile birlikte kalibre edilirler. Bu çalışmada 80616 seri numaralı, T10008 model ve PTW Unidos marka elektrometre kullanılmıştır.

16 3.1.3. İyon odaları Ölçümler esnasında PTW marka, TM30010 model, 2403 seri numaralı PMMA tipi 0,6 cm 3 hacimli silindirik iyon odası ve PTW marka, TM34045 model, 679 seri numaralı paralel iyon odası kullanılmıştır. Orta enerjili X ışınları, Cs-137 γ ışınları, Co-60 γ ışınları, Yüksek enerjili X ışınları ve E 0 10 MeV olan elektronlar silindirik iyon odaları ile ölçülmektedirler. Düşük enerjili X ışınları ve E 0 <5 MeV olan elektronların ölçümünde paralel düzlem iyon odaları ve 5 MeV E 0 < 10 MeV enerjili elektronların ölçümünde paralel düzlem veya silindirik iyon odaları kullanılmaktadır [IAEA, 1987]. Resim 3.2. (a) Paralel düzlem iyon odası (b) Silindirik iyon odası 3.1.4. Katı su fantomu (RW3) Katı su fantomu yüksek enerji fotonları ve elektronların dozimetrisi için geliştirilmiş su eşdeğeri dozimetri fantomudur. Bu çalışmada kullanılan katı su fantomu malzemesi %2 (± %4) oranla TiO 2 içeren polistirendir (C 8 H 8 ). 60 Co-25 MV foton enerjileri ve 5-25 MeV elektron enerjilerinde kullanıma uygundur. Yoğunluğu 1,045 g/cm 3 dür. Suyun elektron yoğunluğundan 1,012 kat yüksek elektron yoğunluğuna sahiptir. Katı su fantomu kullanılan ölçümlerde 30cm 30cm boyutlarında 1 mm, 2 mm, 5 mm ve 10 mm kalınlıkta levhalar kullanılmıştır. Bir tane 2 cm lik levha içine 0,6 cm 3 lük iyon odası girebilmesi için özel dizayn edilmiştir [Pychlau, 2007].

17 3.2. Yöntem 3.2.1. Elektron sanal kaynak mesafesi Fotonların aksine, elektron demeti, hızlandırıcılarının kafasında bir fiziksel kaynaktan doğmaz. Bir elektron demeti hızlandırcı pencereden geçtikten sonra, manyetik alanda saçıcı foillere doğru yönelir, foillerden saçıldıktan sonra sanki bir noktadan geliyormuş gibi diverjansla yayılır. Bu nokta sanal kaynak noktası olarak adlandırılır. Bu da aşağıdaki şekilde gösterilmektedir. Şekil 3.2. Elektron sanal kaynak noktası Sanal kaynak konumunun belirlenmesi için birçok yöntem ileri sürülmüştür. Pohlit's yöntemi, A multipinhole yöntemi ve Meyer kullandığı alan büyütme yöntemi bunların başlıcalarıdır [Khan, 2003]. Bu çalışmada bu yöntemlere anternatif olarak Faiz M. Khan ın Faiz M. Khan ın The Physics of Radiation Therapy kitabında önermiş olduğu yöntem kullanılmıştır.

18 Elektronlarda efektif SSD olarak da bilinen sanal kaynak mesafesi çıkış dozu açısından baktığımızda ters kare kanunuyla uyuşmamaktadır. Ölçümler göstermiştir ki sadece büyük alanlar için sanal kaynak mesafesi düzeltmesi ters kare kanunu ile uyum göstermiştir. Küçük alanlarda ise büyük uyumsuzluklar saptanmıştır. Bu uyumsuzluk ters kare kanununda çıkışdaki ek azalımdan meydana gelir. Ek azalımın sebepleri ise havadaki yan dağılım dengesindeki kayıplardan, fantomdaki önemli ölçüde küçük alan boyutlarından ve düşük elektron enerjisindendir. Böylece sanal kaynak mesafesinin alan büyüklüğüne (Kapur, A., Findley, O.D., Boyer, L.A., Ma. C-M., Ed Mok. C., Monte Carlo calculations of e - beam output factors for a medical linear accelarator çalışmasında ispat edilmiştir), enerjiye (Ebert, M.A., Hoban, P.W., A model for electron beam applicator scatter çalışmasında ispat edilmiştir ) ve kolimatör yapısına (Zhang, G.G., Rogers, D.W.O., Cygler, J.E., Mackie, T.R., Monte Carlo investigation of electron beam output factors versus size of square cutout çalışmasında ispat edilmiştir) bağlı olduğu ortaya çıkar. Faiz M. Khan ın The Physics of Radiation Therapy kitabında tanımladığı yönteminde sanal kaynak mesafesinin belirlenmesi için şu şekilde bir işlem önerilmiştir. Şekil 3.3. Sanal kaynak mesafesi grafiği

19 İyon odası katı fantomun içinde d max konumunda konumlandırılır. Çeşitli uzaklık değerlerinde çıkış dozu ölçülür. Ölçülen çıkış dozlarının ortalamalarının (I) alınır. Çıkış dozlarının ortalamaları (I) alındıktan sonra karekökü ( I) alındı. I 0 / I değerlerini bulunur. Bulunan I 0 / I değerinin uzaklıklığa göre değişim grafiği Şekil 3. 3. olduğu gibi çizilir [Khan, 2003]. f = Sanal Kaynak Mesafesi, g= Uzaklık, I 0 = 0 cm uzaklıktaki doz miktarı, I g = Standart SSD noktası ve fantom yüzeyi arasındaki uzaklıktaki doz. Ters kare kanunu; I f d g I f d 3.1 I I g f d 1 3.2 eğim 1 f d 3.3 f 1 eğim d 3.4 Her bir elektron enerjisi için her bir kondaki sanal kaynak mesafelerini bulmak amacıyla farklı uzaklıklarda üçer kez çıkış dozlarını (output) ölçtük. (Resim 3.2.) Yapılan ölçümlerin ortalamaları (I) aldıktan sonra karekökü ( I) alındı. I 0 / I değerlerini bulduk. Bulduğumuz bu I 0 / I değerinin uzaklıkla değerleriyle değişim grafiğini çizdik (Şekil 3.3.), grafiğin eğimi yardımıyla Eş. 3.4 den sanal kaynak mesafelerini hesaplandı. Kullandığımız cihazda 10cm x 10cm lik alanı SSD :100 cm de açmaktadır. Bundan dolayı SSD : 100 cm de ölçtümüz çıkış dozları (I 0 ) ile gösterildi. SSD : 100 cm uzaklık 0 cm ye, SDD : 105 cm uzaklık 5 cm ye, SSD : 110 cm uzaklık 10 cm ye, SSD : 115 cm de uzaklık 15 cm ye karşılık gelir.

20 Atatürk Göğüs Hastalıkları ve Göğüs Cerrahisi Eğitim ve Araştırma Hastanesi nde bulunan Siemens marka, Oncor Impression model, M5395 seri nolu lineer hızlandırıcı tedavi cihazının, 6 MeV, 9 MeV, 12 MeV, 15 MeV, 18 MeV ve 21 MeV enerjili elektronlarda,,100 (Uzaklık 0) cm, 105 (Uzaklık 5) cm, 110 (Uzaklık 100) cm, 115 (Uzaklık 15) cm SSD lerde, R = 5 cm, 10cm x 10cm, 15cm x 15cm, 20cm x 20cm, 25cm x 25cm elektron aplikatörleri (kon) için d max derinliğinde, Gantry 0 o ve Colimatör 0 o de, 100 MU süre verilerek ölçümler gerçekleştirilmiştir. Resim 3.3. Elektron için sanal kaynak mesafesi tespiti ölçüm düzeneği 3.2.2. Foton kaynak mesafesi Ölçüm için kullandığımız lineer hızlandırıcı cihazının 6 MV ve 18 MV foton enerjileri için etkin SSD tespiti yapılmıştır. İyon odası katı fantom üzerinde (Resim

21 3.3.), 10cm x 10cm alanda 60 cm, 70 cm, 80 cm, 90 cm, 100 cm, 110 cm, 120 cm, 130 cm, 140 cm SSD lerdeki çıkış dozları (output) üçer kez ölçülmüştür. Yapılan ölçümlerin ortalamaları (I) aldıktan sonra karekökü ( I) alınıp tersi bulunmuştur. Bulunan bu 1/ I değerinin SSD ye göre değişim grafiği çizilmiştir. Çıkan doğru uzatılarak X eksenine kestiği nokta bulunmalıdır. Bu noktayı biz grafikten elde edilen doğru denklemini kullanarak y= 0 daki X değerini alarak bulduk. Bu nokta bize SSD den sapma miktarını vermektedir. X eksenini kestiği nokta orijinin sağında kalırsa kullanılan SSD değerinden çıkarılarak etkin SSD değeri bulunur, solunda kalır ise kullanılan SSD değerine eklenerek etkin SSD değeri bulunur [Demir 2005]. Ölçüm düzeneği aşağıdaki şekilde gösterildiği gibidir. Resim 3.4. Foton için etkin SSD ölçüm düzeneği

22 4. ARAŞTIRMA BULGULARI 4.1. Elektron İçin Sanal Kaynak Mesafesi Ölçümleri Kullandığımız lineer hızlandırıcı cihazındaki 6 MeV, 9 MeV, 12 MeV, 15 MeV, 18 MeV ve 21 MeV enerjili elektronların her biri için, 100 (Uzaklık 0) cm, 105 (Uzaklık 5) cm, 110 (Uzaklık 10) cm, 115 (Uzaklık 15) cm lik farklı SSD lerde, R = 5 cm, 10cm x 10cm, 15cm x 15cm, 20cm x 20cm, 25cm x 25cm büyüklüklere sahip elektron aplikatörleri (kon) için d max derinliğinde, Gantry 0 o ve Kolimatör 0 o de, 906 mbar basınç altında, 23 C sıcaklıkta, 100 MU süre verilerek ölçümler gerçekleştirilmiştir. Yapılan ölçümlerde T29672 seri nolu RW3 marka Katı Fantom, 679 seri no TM34045 model PTW markalı Paralel Düzlem İyon Odası, kullanılmıştır. Elektronların sanal kaynak mesafesi tespiti için yapılan ölçümler aşağıdaki çizelgelerde verilmiştir.

23 Çizelge 4.1. Uzaklık 0 cm de elektronlar için sanal kaynak mesafesi ölçümleri Elektron Aplikatörleri (Kon) R = 5 cm 10cm x 10cm 15cm x 15cm 20cm x 20cm 25cm x 25cm Enerji (MeV) Okuma (mgy) Okuma (mgy) Okuma (mgy) Okuma (mgy) Okuma (mgy) I (mgy) I (mgy) I (mgy) I (mgy) 1 2 3 1 2 3 1 2 3 1 2 3 1 2 3 I (mgy) E6 0,791 0,790 0,791 0,791 1,000 1,000 1,000 1,000 1,006 1,006 1,006 1,006 1,012 1,012 1,012 1,012 0,996 0,997 0,997 0,997 E9 0,886 0,886 0,886 0,886 1,000 1,000 1,000 1,000 0,979 0,978 0,979 0,979 0,958 0,958 0,958 0,958 0,947 0,946 0,947 0,947 E12 0,924 0,924 0,924 0,924 1,000 1,000 1,000 1,000 0,991 0,990 0,991 0,991 0,960 0,960 0,960 0,960 0,954 0,954 0,954 0,954 E15 0,943 0,942 0,943 0,943 1,000 1,000 1,000 1,000 0,997 0,996 0,997 0,997 0,966 0,966 0,965 0,966 0,962 0,963 0,963 0,963 E18 0,974 0,975 0,975 0,975 1,000 1,000 1,000 1,000 0,994 0,994 0,994 0,994 0,965 0,964 0,965 0,965 0,960 0,961 0,961 0,961 E21 0,986 0,986 0,986 0,986 1,000 1,000 1,000 1,000 0,985 0,984 0,985 0,985 0,955 0,954 0,955 0,955 0,944 0,944 0,944 0,944 23

26 Çizelge 4.4. Uzaklık 15 cm de elektronlar için sanal kaynak mesafesi ölçümleri Elektron Aplikatörleri (Kon) R = 5 cm 10cm x 10cm 15cm x 15cm 20cm x 20cm 25cm x 25cm Enerji (MeV) Okuma (mgy) Okuma (mgy) Okuma (mgy) Okuma (mgy) Okuma (mgy) I I I Ort. (mgy) (mgy) (mgy) 1 2 3 1 2 3 1 2 3 1 2 3 1 2 3 I (mgy) E6 0,518 0,518 0,518 0,518 0,726 0,726 0,726 0,726 0,761 0,761 0,760 0,761 0,780 0,780 0,780 0,780 0,770 0,770 0,770 0,770 E9 0,615 0,615 0,615 0,615 0,748 0,748 0,748 0,748 0,752 0,751 0,751 0,752 0,746 0,746 0,746 0,746 0,738 0,738 0,738 0,738 E12 0,663 0,663 0,663 0,663 0,756 0,756 0,756 0,756 0,756 0,756 0,756 0,756 0,744 0,744 0,744 0,744 0,738 0,738 0,738 0,738 E15 0,676 0,676 0,676 0,676 0,738 0,738 0,738 0,738 0,765 0,765 0,765 0,765 0,732 0,732 0,732 0,732 0,732 0,732 0,732 0,732 E18 0,690 0,690 0,690 0,690 0,739 0,739 0,739 0,739 0,755 0,755 0,755 0,755 0,731 0,731 0,731 0,731 0,730 0,730 0,730 0,730 E21 0,691 0,690 0,691 0,691 0,741 0,741 0,741 0,741 0,748 0,748 0,748 0,748 0,729 0,729 0,729 0,729 0,717 0,716 0,716 0,717 26

27 4.1.1. R= 5 cm kon, 6 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi Çizelge 4.5. R= 5 cm kon ve 6 MeV için okuma ve hesaplama değerleri Uzaklık (cm) I (mgy) I (mgy 0,5 ) I 0 / I 0 0,791 (I 0 ) 0,889 ( I 0) 1,000 5 0,697 0,835 1,065 10 0,592 0,769 1,155 15 0,518 0,720 1,235 1,4 y = 0,0159x + 0,9941 R² = 0,9963 1,3 I 0 / I 1,2 1,1 1,0 0 5 10 15 20 Uzaklık (cm) Şekil 4.1. R= 5 cm kon ve 6 MeV için eğim grafiği Sanal Kaynak Mesafesi f 1 eğim d f 1 0,015 1,2 6 MeV için d 1,2 cm dir. f 66,667 1,2 f 65,467 cm

28 4.1.2. R= 5 cm kon, 9 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi Çizelge 4.6. R= 5 cm kon ve 9 MeV için okuma ve hesaplama değerleri Uzaklık (cm) I (mgy) I (mgy 0,5 ) I 0 / I 0 0,886 (I 0 ) 0,941 ( I 0 ) 1,000 5 0,760 0,872 1,079 10 0,698 0,835 1,126 15 0,615 0,784 1,200 1,4 y = 0,013x + 1,0042 R² = 0,9912 1,3 I 0 / I 1,2 1,1 1,0 0 5 10 15 20 Uzaklık (cm) Şekil 4.2. R= 5 cm kon ve 9 MeV için eğim grafiği Sanal Kaynak Mesafesi f 1 eğim d f 1 0,013 2,0 9 MeV için d 2,0 cm dir. f 76,923 2,0 f 74,923 cm

29 4.1.3. R= 5 cm kon, 12 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi Çizelge 4.7. R= 5 cm kon ve 12 MeV için okuma ve hesaplama değerleri Uzaklık (cm) I (mgy) I (mgy 0,5 ) I 0 / I 0 0,924 (I 0 ) 0,961 ( I 0 ) 1,000 5 0,831 0,912 1,054 10 0,747 0,864 1,112 15 0,663 0,814 1,180 1,4 y = 0,012x + 0,9966 R² = 0,9972 1,3 I 0 / I 1,2 1,1 1,0 0 5 10 15 20 Uzunluk (cm) Şekil 4.3. R= 5 cm kon ve 12 MeV için eğim grafiği Sanal Kaynak Mesafesi f 1 eğim d f 1 0,012 2,6 12 MeV için d 2,6 cm dir. f 83,333 2,6 f 80,733 cm

33 4.1.7. R= 10cm x 10cm kon, 6 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi Çizelge 4.11. R= 10cm x 10cm kon ve 6 MeV için okuma ve hesaplama değerleri Uzaklık (cm) I (mgy) I (mgy 0,5 ) I 0 / I 0 1,000 (I 0 ) 1,000 ( I 0 ) 1,000 5 0,895 0,946 1,057 10 0,788 0,888 1,127 15 0,726 0,852 1,174 1,4 y = 0,0118x + 1,0007 R² = 0,9951 1,3 I 0 / I 1,2 1,1 1,0 0 5 10 15 20 Uzaklık (cm) Şekil 4.7. R= 10cm x 10cm kon ve 6 MeV için eğim grafiği Sanal Kaynak Mesafesi f 1 eğim d f 1 0,011 1,2 6 MeV için d 1,2 cm dir. f 90,909 1,2 f 89,709 cm

34 4.1.8. R= 10cm x 10cm kon, 9 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi Çizelge 4.12. R= 10cm x 10cm kon ve 9 MeV için okuma ve hesaplama değerleri Uzaklık (cm) I (mgy) I (mgy 0,5 ) I 0 / I 0 1,000 (I 0 ) 1,000 ( I 0 ) 1,000 5 0,898 0,948 1,055 10 0,804 0,897 1,115 15 0,748 0,865 1,156 1,4 y = 0,0106x + 1,0024 R² = 0,9944 1,3 I 0 / I 1,2 1,1 1,0 0 5 10 15 20 Uzaklık (cm) Şekil 4.8. R= 10cm x 10cm kon ve 9 MeV için eğim grafiği Sanal Kaynak Mesafesi f 1 eğim d f 1 0,010 2,0 9 MeV için d 2,0 cm dir. f 100 2,0 f 98 cm

35 4.1.9. R= 10cm x 10cm kon, 12 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi Çizelge 4.13. R= 10cm x 10cm kon ve 12 MeV için okuma ve hesaplama değerleri Uzaklık (cm) I (mgy) I (mgy 0,5 ) I 0 / I 0 1,000 (I 0 ) 1,000 ( I 0 ) 1,000 5 0,898 0,948 1,055 10 0,804 0,897 1,115 15 0,748 0,865 1,156 1,4 y = 0,0101x + 0,9991 R² = 0,9997 1,3 I 0 / I 1,2 1,1 1,0 0 5 10 15 20 Uzaklık (cm) Şekil 4.9. R= 10cm x 10cm kon ve 12 MeV için eğim grafiği Sanal Kaynak Mesafesi f 1 eğim d f 1 0,010 2,6 12 MeV için d 2,6 cm dir. f 100 2,6 f 97,4 cm

36 4.1.10. R= 10cm x 10cm kon, 15 MeV enerjisi için sanal kaynak mesafesi Çizelge 4.14. R= 10cm x 10cm kon ve 15 MeV için okuma ve hesaplama değerleri Uzaklık (cm) I (mgy) I (mgy 0,5 ) I 0 / I 0 1,000 (I 0 ) 1,000 ( I 0 ) 1,000 5 0,911 0,954 1,048 10 0,828 0,910 1,099 15 0,738 0,859 1,164 1,4 y = 0,0109x + 0,9962 R² = 0,9946 1,3 I 0 / I 1,2 1,1 1,0 0 5 10 15 20 Uzaklık (cm) Şekil 4.10. R= 10cm x 10cm kon ve 15 MeV için eğim grafiği Sanal Kaynak Mesafesi f 1 eğim d f 1 0,010 3,0 15 MeV için d 3,0 cm dir. f 100 3,0 f 97 cm