RADYOTERAPİDE KULLANILAN YÜKSEK ENERJİLİ
FOTON IŞINLARI İÇİN KARBON FİBER MASANIN
DOZ DAĞILIMINA ETKİSİNİN BELİRLENMESİ
Güney GÜRSOY
Yüksek Lisans Tezi
Fizik Anabilim Dalı
Doç. Dr. Erhan ESER
2013
Her Hakkı Saklıdır
T.C.
GAZİOSMANPAŞA ÜNİVERSİTESİ
FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ
FİZİK ANABİLİM DALI
YÜKSEK LİSANS TEZİ
RADYOTERAPİDE KULLANILAN YÜKSEK ENERJİLİ FOTON
IŞINLARI İÇİN KARBON FİBER MASANIN DOZ DAĞILIMINA
ETKİSİNİN BELİRLENMESİ
Güney GÜRSOY
TOKAT
2013
Her Hakkı Saklıdır
TEZ BEYANI
Tez yazım kurallarına uygun olarak hazırlanan bu tezin yazılmasında bilimsel ahlâk
kurallarına uyulduğunu, başkalarının eserlerinden yararlanılması durumlarında bilimsel
normlara uygun olarak atıfta bulunulduğunu, tezin içerdiği yenilik ve sonuçların başka
bir yerden alınmadığını, kullanılan verilerde her hangi bir tahrifat yapılmadığını, tezin
her hangi bir kısmının bu üniversite veya başka bir üniversitedeki başka bir tez
çalışması olarak sunulmadığını beyan ederim.
ÖZET
Yüksek Lisans Tezi
RADYOTERAPİDE KULLANILAN YÜKSEK ENERJİLİ FOTON IŞINLARI İÇİN
KARBON FİBER MASANIN DOZ DAĞILIMINA ETKİSİNİN BELİRLENMESİ
Güney GÜRSOY
Gaziosmanpaşa Üniversitesi
Fen Bilimleri Enstitüsü
Fizik Anabilim Dalı
Danışman: Doç. Dr. Erhan ESER
Bu çalışmada, 6MV ve 18 MV enerjili foton ışınları ve 0o-180o gantry açıları için 20cm
x 20cm alan boyutunda karbon fiber masanın yüzey dozuna ve maksimum doz
derinliğine etkisi incelendi. Ölçümlerde Siemens marka Oncor Impression model lineer
hızlandırıcı, PTW marka paralel iyon odası, su eşdeğeri katı su fantomu ve 550 TXT
model karbon fiber masa kullanıldı. Paralel düzlem iyon odaları ekstrapolasyon iyon
odalarına nazaran maksimum doz bölgesi ve yüzey doz ölçümlerinde daha yüksek
cevaplar verdiğinden dolayı elde edilen ölçümler aşırı doz düzeltme faktörü ile
düzeltildi. 6 MV için yüzey dozu ve maksimum doz derinliği 20cm x 20cm açık alanda
sırasıyla %22.27 ve 16 mm karbon fiberli alanda %86.65 ve 8 mm bulundu. 18 MV için
20cm x 20cm açık alan yüzey dozu ve maksimum doz derinliği sırasıyla %18.73, 33
mm iken karbon fiberli alanda %71.16 ve 21 mm bulundu. Açık alan için elde edilen
sonuçlar diğer çalışmaların sonuçları ile karşılaştırıldı ve uyum içerisinde olduğu
görüldü. Sonuç olarak karbon fiber masanın varlığında cildin koruyucu etkisi
azalmaktadır. Özellikle maksimum doz derinliğini azaltması ve yüzey dozunda
meydana getirdiği artış sebebiyle karbon fiberden yapılmış tedavi masalarının doza
etkilerini belirlemek ve bunları tedavi planlama sistemlerinde gösterebilmek klinik
önem taşımaktadır.
2013, 61 sayfa
Anahtar Kelimeler: Karbon fiber, Doz dağılımı, Yüzey dozu, Radyoterapi, Cilt
koruyucu etki
i
ABSTRACT
M. Sc. Thesis
DETERMINATION OF THE EFFECT OF CARBON FIBER TABLETOP USED IN
RADIOTHERAPY ON THE DOSE DISTRIBUTION FOR HIGH ENERGY PHOTON
BEAMS
Güney GÜRSOY
Gaziosmanpaşa University
Graduate School of Natural and Applied Sciences
Department of Physics
Supervisor: Assoc. Prof. Dr. Erhan ESER
In this study, it was investigated the effect of carbon fibre tabletop on the space dose
and the maximum dose depth in the field size of 20cm x 20cm for 6 MV and 18 MV
photon beams and 0o-180o gantry angles. The measurements were made with using a
PTW markus parallel plate ion chamber, Siemens Oncor Impression model linear
accelerator and 550 TXT model carbon fibre tabletop. Since parallel plate ion chambers
than the extrapolation ion chambers in the measurement of surface dose give higher
values, the measurement was corrected with over-response correction factor. Surface
dose and maximum dose depth were %22.27 and 16 mm for 20cm x 20cm open field at
6 MV, respectively. The field of the carbon fiber tabletop, surface dose and maximum
dose depth increased to %86.65 and 33 mm, respectively. For 18 MV, surface dose and
maximum dose depth were found to be %18.73 and 33 mm for same open field. The
results obtained for open field were compared with the results of other studies, and
found to be in agreement. As a result we can say the effect of skin protection goes
lower. Its really important to find out the effect of treatment tables especially. Which
increase of high dose and makes the deep of maximum dose lower which are made from
carbon fibre and show this things on treatment planning systems are clinically
important.
2013, 61 pages
Keywords: Carbon fibre, Dose distribution, Surface dose, Radiotherapy, Skin-sparing
effect
ii
ÖNSÖZ
Öğretim hayatım boyunca bilgi ve deneyimlerini benden esirgemeyen danışman hocam
sayın Doç. Dr. Erhan ESER’ e en içten teşekkürlerimi sunarım.
Çalışmamda yardımcı olan Ankara Atatürk Göğüs Hastalıkları ve Göğüs Cerrahisi
Eğitim ve Araştırma Hastanesinde Yük. Med. Fiz. Fatih Çağlar KAHRAMAN’ a ve
tüm çalışanlarına teşekkür ederim.
Tüm hayatım boyunca maddi ve manevi desteğini üzerimden esirgemeyen canım
AİLEM’ e ve biricik nişanlım EZGİM’ e sonsuz teşekkürlerimi sunarım.
Hayata bakış açımı değiştiren ve bana her zaman sabırla destek çıkan sevgili
AĞABEYİM’ in şükran ve teşekkürümü fazlasıyla hak ettiğine inanıyorum.
Güney GÜRSOY
Haziran-2013
iii
İÇİNDEKİLER
Sayfa No
i
ii
iii
iv
vi
vii
viii
1
ÖZET
ABSTRACT
ÖNSÖZ
İÇİNDEKİLER
ŞEKİLLER DİZİNİ
ÇİZELGELER DİZİNİ
SİMGE ve KISALTMALAR DİZİNİ
1. GİRİŞ
2.
LİTERATÜR ÖZETİ
3
2.1. Radyasyonun Tanımı ve Türleri
2.2. Radyasyon Kaynakları
2.2.1. Doğal Radyasyon Kaynakları
2.2.2. Yapay Radyasyon Kaynakları
2.3. Yüklü Parçacıkların Etkileşmeleri
2.4. Elektronlar
2.5. X Işınlarının Oluşumu ve Özellikleri
2.6. Fotonun Madde ile Etkileşimi
2.6.1. Kohorent Saçılma
2.6.2. Fotoelektrik Olay
2.6.3. Compton Olayı
2.6.4. Çift Oluşum
2.7. Radyasyon Birimleri
2.7.1. Aktivite Birimleri
2.7.2. Işınlama Birimi
2.7.3. Doz Birimleri
2.7.4. Efektif Doz Birimleri
2.8. Doz dağılımı ve Saçılma Analizi
2.8.1. Fantomlar
2.8.2. Derin Doz Dağılımı
2.8.3. Yüzde Doz Dağılımı
2.9. Yüzey Dozu
2.9.1. Maksimum Doz (Build-up) Bölgesi
2.9.2. Cilt Koruyucu Etki (Skin Sparing Effect)
2.10. Paralel Düzlem İyon Odaları
2.11. İyon Odası Polarite Etkisi
2.12. Aşırı Cevap (Over-Response) Düzeltmeleri
2.13. Lineer Hızlandırıcılar
2.13.1. Lineer Hızlandırıcı Işınlama Kafası Yapısı
2.13.2. Hedef
2.13.3. Düzleştirici Filtre
2.13.4. Kolimatör Sistemi
2.13.5. Mönitör İyon Odası
3
4
4
5
6
6
7
8
8
9
11
11
12
12
13
13
14
15
15
16
17
18
20
20
21
21
23
24
27
28
29
29
30
iv
2.14. Radyoterapi
2.14.1. Radyoterapinin Uygulanışı
2.14.2. Radyoterapinin Hedefleri
2.14.3. Tedavi Planlama Sistemi
2.14.4. Radyoterapide Karbon Fiber Masanın Kullanımı
3.
MATERYAL ve YÖNTEM
3.1. Materyal
3.1.1. Lineer Hızlandırıcı
3.1.2. Karbon Fiber Tedavi Masası
3.1.3. Katı Su Fantomu
3.1.4. Paralel Düzlem İyon Odası
3.1.5. Elektrometre
3.2. Yöntem
4. BULGULAR
5. SONUÇ ve TARTIŞMA
KAYNAKLAR
ÖZGEÇMİŞ
v
31
31
32
32
33
36
36
36
37
37
38
39
39
42
47
49
53
ŞEKİLLER DİZİNİ
Sayfa No
Şekil 2.1
Şekil 2.2
Şekil 2.3
Şekil 2.4
Şekil 2.5
Şekil 2.6
Şekil 2.7
Şekil 2.8
Şekil 2.9
Şekil 2.10
Şekil 2.11
Şekil 2.12
Şekil 2.13
Şekil 2.14
Şekil 3.1
Şekil 3.2
Şekil 3.3
Şekil 3.4
Şekil 3.5
Şekil 4.1
Şekil 4.2
Şekil 4.3
Şekil 4.4
Şekil 4.5
Radyasyon ve türleri………………………………………………..
X-ışını tüpü ………………………………………………………..
Koherent saçılma diyagramı………………………………………..
Fotoelektrik olayının gösterimi …………………………………...
Kütle fotoelektrik zayıflatma katsayısı ……………………………
Compton olayının gösterimi………………………………………..
Çift oluşum olayı………………………………………..………….
Yüzde derin doz ( /
) ……….……………………………….
Doz dağılımı………………………………………………………..
Medikal lineer hızlandırıcıların temel yapısı……………………...
Modern lineer hızlandırıcı şeması…………………………………
Lineer hızlandırıcının genel dizaynı………………………………..
Medikal lineer hızlandırıcın kafa yapısı …………………………..
Lineer hızlandırıcıda düzleştirici filtre kullanımı ………………...
Siemens Oncor Impression cihazı…………………………………
Siemens Oncor Impression ışınlama kafa yapısı…………………...
Katı su fantomu……………………………………………………
0° gantry açısı için ölçüm düzeneği……………………………….
180° gantry açısı için ölçüm düzeneği…………………………….
6 MV enerji ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda açık alan ve karbon
fiber masalı durum için % DD…..…………………………………
18 MV enerji ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda açık alan ve
karbon fiber masalı durum için % DD……..………………………
6 MV - 18 MV enerjileri ve 0o gantry açısı için 20 cm x 20 cm
alan boyutundaki % DD……………………………………………
6 MV enerji ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda farklı iyon odaları
için açık alan % DD ……………………………………………
18 MV enerji ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda farklı iyon odaları
için açık alan % DD………………………………………………
vi
3
7
9
10
10
11
12
18
19
25
25
27
28
29
36
37
38
40
41
43
44
45
45
46
ÇİZELGELER DİZİNİ
Sayfa No
Çizelge 2.1
Çizelge 2.2
Çizelge 3.1
Çizelge 4.1
Çizelge 4.2
Yapay radyasyon kaynaklarına maruz kalınan küresel
radyasyonun oransal değeri………………………………………
Doku tipi ve enerjiye göre f değerleri……………………………
Paralel düzlem iyon odası özellikleri ……………………………
6 MV enerjide 0° ve 180° gantry açıları için % DD
18MV enerjide 0° ve 180° gantry açıları için % DD
vii
5
13
39
43
44
SİMGELER ve KISALTMALAR DİZİNİ
Sv
WT
f
REM
RAD
RBE
R
Ci
Gy
MeV
NA
d
dmax
P ′ (d, E)
P(d, E)
ξ(d, E)
ξ(0, E)
IR
I
C
ÇYK
MV
DD
Sievert
Doku ağırlık faktörü
Dönüştürme faktörü
İnsanda röntgen eşdeğeri
Soğurulan radyasyon dozu
Rölatif biyolojik etkinlik
Röntgen
Curie
Gray
Mega elektron volt
Avagadro sayısı
Yoğunluk
Derinlik
Maksimum doz derinliği
Düzeltilmiş derin doz
Ölçülen derin doz
E ışın enerjisi için iyon odası düzeltme faktörü
Fantom yüzeyinde elektrot mesafesinin 1mm başına aşırı cavap düzeltmesi
İyonizasyon oranı
Elektrot mesafesi
Yan duvar toplayıcı mesafesi
Çok yapraklı kolimatör
Mega volt
Derin doz
viii
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
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
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
iyonize edemez sadece uyarır (mikrodalgalar, görünür ışık, radyo dalgaları, kızıl ötesi
ve morötesi ışık).
2.2. 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:
2.2.1. 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
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.
2.2.2. 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
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).
2.4. 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
≈ 100 MeV’luk bir elektron enerjisine kadar Bremsstrahlung ışıması küçük bir etken
olarak kalır (Beiser, 1997).
2.5. X-Işınlarının Oluşumu ve Özellikleri
Cam bir tüpün içine yerleştirilen anot ve katot levhaları arasına çok yüksek elektriksel
gerilim (106–108 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 0.1-100 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
0.5-2.5 Å (yumuşak), radyolojide 0.5-1 Å (sert) dalga boylarındaki X-ışınları kullanılır.
7
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.
2.6. 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).
2.6.1. 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
yüksek atom numaralı malzemelerde ve düşük enerjili fotonlarla olasıdır. Bu süreç
sadece radyasyon tedavisi ile ilgilidir (Khan, 2003).
Şekil 2.3 Kohorent saçılma diyagramı.
2.6.2. 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
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
2.6.3. 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
2.6.4. 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 1.02
11
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
2.7.1. Aktivite birimleri
Curie (Ci): Bir gram
226
Ra’nun aktivitesi olarak tanımlanır ve saniyede 3.7×1010
bozunum gösteren radyoaktif madde miktarıdır.
A(Ci) = λN / (3.7×1010)
12
Becquarel (Bq): Aktivitenin SI birimi olup saniyede bir bozunum gösteren radyoaktif
madde miktarıdır.
1Bq = 2.7×10-11Ci
2.7.2. Işınlama birimi:
Röntgen (R): Normal hava şartlarında havanın 1 kg’ da 2.58 ×10
-4
C ’ luk elektrik
yükü değerinde pozitif ve negatif iyonlar oluşturan x ve gama ışını miktarıdır (TAEK,
2013).
2.7.3. 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
0.01
0.920
3.58
0.933
0.1
0.957
1.47
0.957
1.0
0.974
0.927
0.967
Gray (Gy): Birim kütle başına depolanan enerji miktarıdır. SI sistemine göre radyasyon
doz birimidir. Radyoterapide tedavi dozları 50 – 60 Gy arasındadır
1 Gy = 1 joule / kg
1 Gy = 100 rad
13
2.7.4. 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)
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).
2.8.1. 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)
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).
2.8.2. 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
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).
2.8.3. 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
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).
2.9. 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
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
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.
2.9.1. 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).
2.9.2. 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
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).
2.10. 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 0.01- 0.03mm 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.
2.11. 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
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
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)
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 0.675 ve 18MV için 0.770)
α : Sabit değer (=5.5)
I : Elektrot mesafesi (1mm)
C : Yan duvar toplayıcı mesafesi (2mm)
2.13. 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
Şekil 2.10 Medikal Lineer hızlandırıcıların temel yapısı
Şekil 2.11 Modern Lineer hızlandırıcı şeması
25
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
Şekil 2.12: Lineer hızlandırıcının genel dizaynı
2.13.1. 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
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).
2.13.2. 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
2.13.3. 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
2.13.4. 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
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).
2.13.5. 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
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.
2.14.1. 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
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.
2.14.2. 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.
2.14.3. 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
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.
2.14.4. 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
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
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
3. MATERYAL VE YÖNTEM
3.1. MATERYAL
3.1.1. 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
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 40×40 cm2 minimum alan 2×2 cm2 dir.
Şekil 3.2 Siemens Oncor Impression lineer hızlandırıcının ışınlama kafa yapısı
3.1.2. 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.
3.1.3. 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
Ölçümlerde kullanılan katı su fantomu (Şekil 3.3) 1mm, 2mm, 5mm ve 10mm
kalınlıklarında 30cm × 30cm boyutundadır.
Şekil 3.3 Katı su fantomu (RW3)
3.1.4. 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
Çizelge 3.1 Paralel düzlem iyon odası özellikleri (34045 Tip)
Kullanım (uygulama)
Ölçüm Niteliği
Hacim Ölçme
Oda Voltajı
Tepki (Geri Bildirim)
Kaçak Akım
Çeper (Duvar) Malzemesi
Çeper kalınlığı
Sürekli Radyasyonda
Maksimum doz oranı
Maksimum doz / radyasyon
sinyali
İstenen Ortam Koşulları
Sıcaklık
Hava basıncı
Elektronlar (2 … 45) MeV
Su için soğrulan doz ve doz oranı
0.02 cm3
(50… 300) V - Normal 300 V
6.7x10-10 C/Gy
± 4x10-15 A
Polietilen (CH2)
0.03 mm
% 99 doyum:
% 99.5 doyum:
150 V 90 Gy/s
150 V 50 Gy/s
300 V 380 Gy/s
300 V 200 Gy/s
400 V 650 Gy/s
400 V 350 Gy/s
% 99 doyum:
% 99.5 doyum:
150 V 2.7 mGy
150 V 1.4 mGy
300 V 5.5 mGy
300 V 3 mGy
400 V 7.5 mGy
400 V 4 mGy
(10 … 40) 0C
(700 … 1060) hPa
3.1.5. Elektrometre
X-ışını ve elektron demetlerinde, iyon odasında toplanan yükü dönüştürerek doz ve doz
hızının ölçümünde kullanılır. Gy, Sv, R, Gy/min, Sv/min ve R/min gibi farklı radyasyon
birimlerinde ölçüm yapar. İyon odaları ile birlikte kalibre edilirler. Bu çalışmada PTW
Unidos marka T10008 model elektrometre kullanılmıştır.
3.2. Yöntem
Bu çalışmada Siemens marka M5395 Oncor Impression model lineer hızlandırıcı
cihazının 6 MV ve 18 MV ‘lik x-ışını enerjileri için PTW marka 34045 model paralel
iyon odası kullanılarak yüzey ve maksimum doz bölgesi dozları, açık alan (Gantry 0° )
ve karbon fiber masanın ışın huzmesi içine girdiği durumda (Gantry 180°) incelendi.
39
22.9°C oda sıcaklığı ve 893.2 mbar basınç altında gantry açısının 0°, alan ölçülerinin 20
cm ×20 cm ve kaynak cilt mesafesinin (SSD) 100 cm olduğu durumda, paralel iyon
odası ışın saçılmasını önlemek için 7 cm’lik katı su fantomu üzerinde 1cm’lik katı su
fantomu içine ışına duyarlı penceresi ışın huzmesine bakacak şekilde yerleştirildi (Şekil
3.4). 6 MV ve 18 MV x-ışını enerjileri için iyon odasının üstüne 0’dan 200 mm’ye
kadar katı su fantom plakaları 1mm artışla yerleştirildi ve her bir derinlik için doz
ölçümleri yapılarak maksimum doz derinliği ve yüzey dozu belirlendi.
Şekil 3.4 0° gantry açısı için ölçüm düzeneği
23.2°C oda sıcaklığı ve 903.6 mbar basınç altında karbon fiber masa düzleminin içine
girdiği gantry açısının 180°, alan ölçülerinin 20 cm ×20 cm ve kaynak cilt mesafesi
(SSD) 7cm’lik masa kalınlığı göz önüne alınarak 100 cm ayarlandı (Şekil 3.5). Paralel
iyon odası ışına duyarlı penceresi ışın huzmesine bakacak şekilde ışın saçılmasını
önlemek için 7cm’ lik katı su fantomunun altına yerleştirildi. X-ışınının 6MV ve 18
MV’ lik enerji değerleri için iyon odası önüne 0’dan 200 mm’ye kadar plakalar
40
yerleştirilerek her bir derinlik için doz ölçümleri yapılarak maksimum doz derinliği ve
yüzey dozu belirlendi. Ölçümler iki kez yapılarak ortalamaları alındı.
Şekil 3.5 180° gantry açısı için ölçüm düzeneği
6MV ve 18MV enerjili fotonlar için hem 0° hem de 180° gantry açılarında maksimum
doz değeri ve maksimum doz derinliği belirlendi ve diğer ölçümler bu maksimum doz
değerine göre normalize edildi. Derinliğin sıfır olduğu durumdaki ölçüm yüzey dozu
olarak belirlendi. Ölçülen doz değerleri 1 mm elektrot mesafesine sahip paralel düzlem
iyon odası ile elde edildi. Daha sonra gerçek dozları bulmak için paralel düzlem iyon
odalarının ölçtüğü sonuçlar aşırı cevap düzeltmeleri (over-responce) yapıldı. Velkley ve
ark. (1975)’ nın geliştirdiği, Gerbi ve Khan tarafından da son şekli verilen bağıntı
yardımıyla bu çalışmada kullanılan paralel düzlem iyon odasına ait doz düzeltme
faktörleri ve düzeltilmiş yüzde derin doz değerleri hesaplanmıştır.
41
4. BULGULAR
6 MV ve 18 MV enerjili x-ışınları için 20 cm × 20 cm alan boyutunda ve 0° (açık alan)
ve 180° gantry açılarında elde edilen düzeltilmiş yüzde derin doz değerleri Çizelge 4.14.2 ve Şekil 4.1-4.2’de verilmiştir. 6 MV enerji ve 0° gantry açısında yüzeydeki yüzde
derin doz (% DD) % 22.270, 180° gantry açısında ise % 86.653 olarak bulunmuştur. 0°
ve 180° gantry açılarında maksimum doz derinlikleri sırasıyla 16 mm ve 8 mm olarak
bulunmuştur. 18 MV enerjide ise 0° ve 180° gantry açılarında bulunan yüzde derin doz
sırasıyla % 18.735 ve % 71.168 olup, aynı ganrty açılarında maksimum doz derinliği
sırasıyla 33 mm ve 21 mm olarak bulunmuştur.
6 MV - 18 MV enerjili ışınlar için 0o gantry açısı ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda bu
çalışma ve Birgani ve Karbalaee (2009)’ dan elde edilen yüzde derin doz değerlerinin
karşılaştırılması Şekil 4.3’de gösterilmiştir.
Şekil 4.4 ve 4.5’ de ise, 6 MV ve 18 MV x-ışını enerjileri için 0° gantry açısı ve
20cm x 20 cm alan boyutunda kullanılan 23343 ve 34045 Markus-tipi paralel düzlem
iyon odaları kullanılarak ölçülen yüzde derin doz değerleri verilmiştir.
42
Çizelge 4.1. 6 MV enerjide 0° ve 180° gantry açıları için % DD
Derinlik
(mm)
0
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
11
12
13
14
15
16
17
6MV için P'(d,E) % Derinlik
0°Gantry 180°Gantry (mm)
Enerji
22,270
86,6535
18
47,688
91,5316
19
62,111
94,9151
20
71,946
96,9852
21
79,430
98,3972
22
84,979
99,1040
23
88,992
99,5516
24
92,037
99,7756
25
94,314
99,9815
26
96,017
99,8031
27
97,336
99,8077
28
98,278
99,4348
29
98,847
99,4360
30
99,408
99,0613
31
99,603
98,6864
32
99,794
98,3113
33
99,981
98,1238
34
99,807
35
97,7486
6MV için P'(d,E) %
Derinlik 6MV için P'(d,E) %
0°Gantry 180°Gantry (mm)
0°Gantry 180°Gantry
Enerji
Enerji
99,810
95,503
97,1857
40
88,7430
99,633
93,165
96,8105
50
84,9906
99,635
90,827
96,4353
60
81,4259
99,457
88,489
96,0600
70
77,8612
99,278
85,971
95,6848
80
74,4841
98,919
83,453
95,3096
90
70,9193
98,739
80,935
94,9343
100
67,5422
98,740
78,417
94,5591
110
64,3527
98,560
75,899
94,1839
120
61,3508
98,201 93,8086
73,381
130
58,3490
98,021
70,863
93,4334
140
55,5347
97,841
68,525
93,0582
150
52,9081
97,661
66,187
92,4953
160
50,2814
97,481
63,848
92,1201
170
47,8424
97,122
61,690
91,9325
180
45,4034
96,942
59,352
91,3696
190
43,1520
96,762
57,194
90,9944
200
40,9006
96,582
90,6191
Şekil 4.1. 6 MV enerji ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda açık alan ve karbon fiber
masalı durum için % DD
43
Çizelge 4.2. 18MV enerjide 0° ve 180° gantry açıları için % DD
Derinlik
(mm)
0
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
11
12
13
14
15
16
17
18MV için P'(d,E) % Derinlik
0°Gantry 180°Gantry (mm)
Enerji
18,735
71,168
18
32,166
75,509
19
42,049
79,190
20
49,967
82,608
21
55,926
85,408
22
62,733
87,976
23
67,591
89,951
24
71,903
91,713
25
75,673
93,269
26
78,903
94,622
27
81,772
95,777
28
84,104
96,552
29
86,428
97,319
30
88,395
98,080
31
90,005
98,466
32
91,610
99,034
33
92,860
99,414
34
94,107
35
99,606
18MV için P'(d,E) % Derinlik 18MV için P'(d,E) %
0°Gantry 180°Gantry (mm)
0°Gantry 180°Gantry
Enerji
Enerji
95,000
99,472
99,797
40
95,361
95,890
97,898
99,801
50
92,022
96,778
96,322
99,989
60
88,682
97,314
94,395
99,992
70
85,528
97,849
92,469
99,993
80
82,374
98,382
90,718
99,809
90
79,220
98,563
88,791
99,810
100
76,252
99,094
86,865
99,626
110
73,283
99,274
84,938
99,255
120
70,686
99,453
83,012
99,256
130
67,903
99,631
81,260
98,885
140
65,306
99,634
79,509
98,700
150
62,708
99,811
77,583
98,329
160
60,296
99,813
75,656
98,144
170
58,070
99,990
73,905
97,958
180
55,844
99,992
72,329
97,587
190
53,432
99,993
70,402
97,402
200
51,391
99,819
96,845
Şekil 4.2. 18 MV enerji ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda açık alan ve karbon fiber
masalı durum için % DD
44
Şekil 4.3 6 MV - 18 MV enerjileri ve 0o gantry açısı için 20 cm x 20 cm alan
boyutundaki % DD
Şekil 4.4 6 MV enerji ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda farklı iyon odaları için açık
alan % DD
45
Şekil 4.5. 18 MV enerji ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda farklı iyon odaları için açık
alan % DD
46
5. SONUÇ ve TARTIŞMA
Başarılı bir radyoterapi uygulaması için verilen dozda yüksek doğruluk derecesi tümör
kontrolü açısından oldukça önemlidir. Radyoterapide cilt koruyucu etkiye sahip yüksek
enerjili fotonların kullanımı ile birlikte hastaya beklenenden daha düşük doz verildiği
görülmüştür
(Özbek,
2007).
Bu
azalmaya
alan
boyutu,
tedavi
kafasındaki
kontaminasyon ve hasta ile kaynak arasına çeşitli materyallerin yerleştirilmesi gibi
etkiler neden olabilir (Carl ve Vestergaard, 2000; Özbek, 2007).
Bu çalışmada Siemens marka Oncor Impression model lineer hızlandırıcı cihazı ve
34045 Markus Tipi Geliştirilmiş paralel düzlem iyon odası kullanılarak 6 MV-18 MV
foton enerjileri için 0o-180o gantry açıları ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda karbon
fiber masanın yüzey dozuna ve maksimum doz derinliğine etkisi araştırılmıştır. Daha
sonra maksimum doz bölgesi ve yüzey doz ölçümlerinde paralel düzlem iyon odalarının
ekstrapolasyon iyon odalarına nazaran daha yüksek cevaplar verdiğinden dolayı alınan
veriler aşırı doz düzeltme faktörü ile düzeltildi (Gerbi ve Khan, 1990).
Çizelge 4.1 ve Şekil 4.1’ de gösterildiği gibi, 6 MV foton enerjisi ve 20 cm x 20 cm alan
boyutunda 0o (açık alan) ve 180o gantry açıları için düzeltilmiş yüzey dozları sırasıyla %
22.27 ve % 86.653’ dır. Nurdan (2007) yaptığı tez çalışmasında 6 MV enerji ve 20 cm x
20 cm alanda açık alan yüzey dozunu % 22.96 olarak bulmuştur. Ochran ve ark. (1992)
aynı enerjide silindirik iyon odası kullanarak yaptıkları ölçümlerde 20 cm x 20 cm
alanda yüzey dozunu % 28.3 olarak bulmuşlardır. Aynı enerji ve alan boyutu için Li ve
Klein (1997)’in paralel iyon odası ile yaptığı ölçümlerde ise ölçülen değer % 24.5’ tir.
Aynı zamanda, Li ve Klein (1997) çalışmalarında 6 MV foton enerjisi ve 20 cm x 20 cm
alan için açık alan maksimum doz derinliğini 16 mm, Birgani ve Karbalaee (2009) 17
mm ve Nurdan (2007) ise 15 mm olarak ölçmüşlerdir. Bu çalışmada elde edilen
sonuçlar değerlendirildiğinde literatürlerle uyumlu olduğu görülmüştür. Sonuçlarda
çıkan farkın, kullanılan cihaz (lineer hızlandırıcı, iyon odası vs.) ve ölçüm
düzeneklerinin teknik (fiziksel ve dozimetrik) özellikleri ile alakalı olduğu
düşünülebilir.
47
18 MV foton enerjisi ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda 0o (açık alan) ve 180o gantry
açıları için düzeltilmiş yüzey dozları Çizelge 4.2 ve Şekil 4.2’de gösterilmektedir. Bu
durumda hesaplanan düzeltilmiş yüzey dozları sırasıyla % 18.735 ve % 71.168 olarak
bulunmuştur. Aynı enerji ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda yüzey dozunu, Nurdan
(2007) % 21.71, Ochran ve ark. (1992) % 25 ve Li ve Klein (1997) ise % 28.4 olarak
bulmuşlardır. 18 MV foton enerjisinde 20 cm x 20 cm alan boyutunda açık alan için bu
çalışmada ve literatürden elde edilen maksimum doz derinlikleri sırasıyla 33 mm, 28
mm (Nurdan, 2007) ve 29 mm (Birgani ve Karbalaee, 2009) olarak ölçülmüştür.
Görüldüğü gibi sonuçlar birbirine yakın olmakla birlikte farklılıklar kullanılan cihaz ve
ölçüm sistemlerinin farklılığından kaynaklanabilir.
Şekil 4.3’ de, 6 MV ve 18 MV foton enerjileri ve 20 cm x 20 cm alan boyutundaki açık
alan için ölçülen ve literatürden elde edilen (Birgani ve Karbalaee, 2009) yüzde derin
doz dağılımı verilmektedir. Şekil 4.3’den de görüldüğü gibi hem 6 MV hem de 18 MV
foton enerjileri için elde edilen sonuçlar Birgani ve Karbalaee (2009)’nin sonuçları ile
uyum içindedir. En büyük sapma 6 MV foton enerjisi için % 13.9 (5mm derinlikte) iken
18MV foton enerjisi için sadece %7.5 (5mm derinlikte)’dir.
6 MV-18 MV foton enerjileri ve 20 cm x 20 cm alan boyutunda farklı iyon odaları ile
elde edilen açık alan yüzde derin doz değerleri Şekil 4.4 ve 4.5’de gösterilmektedir.
Şekil 4.4 ve 4.5’de, aynı zamanda, literatürden elde edilen sonuçlarda verilmiştir.
Şekillerden görüldüğü gibi 6 MV için elde edilen sonuçlar diğer sonuçlarla uyumlu olup
en büyük sapma yüzeyde (0mm) olup sadece % 11.6’ dır. Bu farklılık iyon odalarının
farklı elektrot mesafesi ve yan duvar toplayıcı mesafesi gibi özelliklerinin birbirinden
farklı olması düşünülebilir.
48
KAYNAKLAR
Balosso, J., 2004. Radiation tolerance of healthy tissues, high-LET beam
particuliarities. Radiother Oncol;73: 141–3.
Beiser, A.,1997. Modern Fiziğin Kavramları Çeviren: Akyüz, Ö., Mc Graw HillAkademi, İstanbul.
Bethesda, M.D., 1989. International Commission on Radiation Units and
Measurements. Tissue substitutes in radiation dosimetry and measurement.
Report No. 44.
Boag, J.W., 1969. Ionization chambers In: Attix FH, Roesch WC, eds. Radiation
dosimetry Vol 2. New York: Academic Press, 1.
Bogner, L. ve ark., 2004. Verification of IMRT: techniques and problems. Strahlenther
Onkol; 180: 340–50.
Bratengeier, K. ve ark., 2004. Baur W, Baier K, et al. A table top suited for CT and
radiotherapy. Z Med Phys; 14: 118–22.
Carl, J. ve Vestergaard, A., 2000. Skin damage probabilities using fixation materials in
high-energy photon beams. Radiother. Oncol. 55: 191-198.
Constantinou, C. ve ark., 1982. A solid phantom material for radiation therapy x-ray
and X-ray beam calibrations. Med. Phys. 9: 436.
Cross, P., 1992. The use of parallel-plate ion chambers to determine surface dose of a 6
MV photon beam. Australas. Phys. Eng. Sci. Med. 15(4): 208-213.
Cunningham, J.R. ve ark., 1965. An examination of the definition and the magnitude of
back-scatter factor for cobalt 60 gamma rays. Br., J., Radiol. 38: 637.
De Ost, B. ve ark., 1997. The effect of carbon fibre inserts on the build-up and
attenuation of high energy photon beams. Radiother. Oncol. 45: 275-277.
Gerbi, B.J. ve Khan, F.M., 1987. The polarity effect for commercially available planeparallel ionization chambers. Med. Phys. 14: 210.
Gerbi, B.J. ve Khan, F.M., 1990. Measurement of dose in the build-up region using
fixed-separation plane-parallel ionization chambers. Med. Phys. 17(1): 17-26.
Gillis, S. ve ark., 2005. Evaluation of the Sinmed Mastercouch as replacement for a
standard couch. Radiother Oncol; 75: 227–36.
Gupta, S.K. ve Cunningham, J.R., 1966. Measurement of tissue-air ratios and scatter
functions for large field sizes for cobalt 60 gamma radiation. Br., J., Radiol. 39:
7.
Güngör, G., 2007. “6 ve 18 MV foton enerjilerinde çok yapraklı kolimatör ile serrobend
alaşım blokların geometrik ve dozimetrik olarak karşılaştırılması”. (Yüksek
Lisans Tezi). Hacettepe Üniversitesi, Sağlık Bilimleri Enstitüsü, Radyoterapi
Fiziği Programı, Ankara.
Hendee, R.W., Ibbott, S.G., Hendee, G.E., 2005. “Radiation Therapy Physics” Third
Edition John Wiley& Sons Pub..
Higgins, D.M. ve ark., 2001. The effect of carbon fibre couch inserts on surface dose
with beam size variation. Med. Dosim. 26(3): 251-254.
Holt, J.G. ve ark., 1970. Extension of concept of tissue-air ratios (TAR) to high energy
x-ray beams. Radiology 96: 437.
49
Hufton, A.P. ve Russell, J.G., 1986. The use of carbon fibre material in table tops,
cassette fonds and grid covers: magnitude of possible dose reduction. Br. J.
Radiol.;59: 157–63.
Jan, K.H. ve ark., 2011. Increased beam attenuation and surface dose by different couch
inserts of treatment tables used in megavoltage radiotherapy Journal of applied
Clinical Medical 12: 15.
Jeraj, M. ve Robar, V., 2004. Multileaf collimator in radiotherapy. Radiology
Onkology, 8(3): 235-240.
Johns, H.E., 1958. Physical aspects of rotation therapy. AJR 79: 373.
Johns, H.E. ve ark., 1953. A system of dosimetry for rotation therapy with typical
rotation distributions. J., Can., Assoc., Radiol. 4: 1.
Jordan, J.T. and Williams, C.P., 1994. “The design and performance characteristics of a
multileaf collimator”, Phys. Med. Biol. 39: 231-251
Kahraman, F.Ç., 2010. Radyoterapide Kullanılan Lineer Hızlandırıcıda Elektron Sanal
Kaynak Mesafelerinin ve Foton Kaynak Mesafelerinin Tespiti. (Y.Lisans Tezi),
Gazi Üniversitesi Fen Bilimleri Enstitüsü. Fizik Anabilim Dalı, Ankara.
Karzmark, C.J. ve ark., 1965. Tissue-phantom ratios-an aid to treatment planning. Br.,
J., Radiol. 38: 158.
Khan, F.M. ve ark., 1980. Revision of tissue-maximum ratio and scatter-maximum ratio
concepts for cobalt 60 and higher energy x-ray beams. Med. Phys. 7: 230.
Khan, F.M., 1994. The Physics of Radiation Therapy, Second Edition, Williams and
Wilkins, Baltimore.
Khan, F.M., 2003. The Physics of Radiation Therapy 3nd ed., Lippincott Williams and
Wilkins, Philadelphia.
Kim, S., Liu, C.R., Zhu, T.C., Palta, J.T., 1998. Photon beam skin dose analyses for
different clinical setups. Med. Phys. 25(6) 860-866.
Krane, S.K., 2001. Nükleer Fizik 1. Cilt. Çeviren: Şarer B., Palme Yayıncılık, Ankara.
Kuru, H.Z., Tavlayan, E., Olacak, N., Yalman, D. ve ARAS, B.A., 2012.
“Radyoterapide kullanılan immobilizasyon sistemlerinin doz dağılımına
etkisinin belirlenmesi ve tedavi planlama algoritma hesaplarının ölçümlerle
karşılaştırılması”. Türk Onkoloji Dergisi 27(3):119-132.
Madcalse, P., ve ark., 2002. The physics of raditherapy X-ray from linear Accelerators.
Medical Physics Publishing, Madison Wiscansin, 493.
Mattsson, L.O. ve ark., 1981. Calibration and use of plane-parallel ionization chambers
for the determination of absorbed dose in electron beams. Acta. Radiol. Oncol.
20: 385.
McCormack, S. ve ark., 2005. The effect of gantry angle on megavoltage photon beam
attenuation by a carbon fiber couch insert. Med. Phys. 32(2): 483-487.
Meerleer, O.G., Derie, M.T.C., Vakaet, L., Fortan, G.L., 1997. “Execution of a singleisocenter three-field technique, using a multileaf collimator or tray mounted
cerrobend blocks: Effect on treatment time” Int. J. Radiation Oncology Biol.
Phys. Vol.39, No. 1., pp 255-259.
Mellenberg, D.E., 1990. Determination of build-up region over-response corrections for
a Markus-type chamber. Med. Phys. 17(6): 1041-1044.
50
Meydancı, T., 2007. Yüksek Enerjili X-Isınlarıyla Yapılan Tedavilerde Karbon Fiber
Masanın Cilt ve İzomerkez Dozuna Etkisinin Araştırılması.(Y.Lisans Tezi),
İstanbul Üniversitesi Sağlık Bilimleri Enstitüsü. Temel Onkoloji Anabilim Dalı,
İstanbul.
Meyer, J. ve ark., 2001. Accommodation of couch constraints for coplanar intensity
modulated radiation therapy. Radiother Oncol; 61: 23–32.
Mihaylov, I.B. ve ark., 2008. Modeling of carbon fiber couch attenuation properties
with a commercial treatment planning system. Med Phys. 35(11): 4982–88.
Myint, W.K. ve ark., 2006. Investigating treatment dose error due to beam attenuation
by a carbon fiber tabletop. J. App. Clin. Med. Phys.;7(3): 21–27.
Nilsson, B. ve Brahme, A., 1986. Electron contamination from photon beam
collimators. Radiother. Oncol. 5: 235-244.
Nilsson, B. ve Montelius, A., 1986. Fluence perturbation in photon beams under nonequilibrium conditions. Med. Phys. 13(2): 191-195.
Njeh, C.F. ve ark., 2009. Determination of the photon beam attenuation by the Brainlab
imaging couch: angular and field size dependence. J. Appl. Clin. Med. Phys.
10(3): 16–27.
Özbek., N., 2007. Yüksek Enerjili X-Isınları Demetlerinde Kullanılan Kama Filtrelerin
Yüzey Dozuna Etkisinin Araştırılması.(Y.Lisans Tezi), İstanbul Üniversitesi
Sağlık Bilimleri Enstitüsü. Temel Onkoloji Anabilim Dalı, İstanbul.
Physicists, H., 1978. Association. Central axis depth dose data for use in radiotherapy.
Br., J., Radiol.
Podgorsak, E.B., 2005. Radiation Oncology Physics: A Handbook For Teachers And
Students. International Atomic Energy Agency, Vienna.
Poppe, B. ve ark., 2007. The effect of a carbon-fiber couch on the depth-dose curves
and transmission properties for megavoltage photon beams. Strahlentherapie 1:
43-48.
Ravikumar, M. ve ark., 2005. Dose delivery accuracy of therapeuticphoton and electron
beams at low monitor unit settings. StrahlentherOnkol;181:796–9.
Rawlinson, J.A. ve ark., 1992. Design of parallel plate ion chambers for buildup
measurements in megavoltage photon beams. Med. Phys. 19(3): 641-648.
Salz, H. ve ark., 2005. IMRT with compensators for head-and-neck cancers treatment
technique, dosimetric accuracy, and practical experiences. Strahlenther
Onkol;181: 665–72.
Saunders, J.E. ve ark., 1968. Central axis depth doses for a constant source-tumor
distance. Br., J., Radiol. 41: 464.
Schafer, M. ve ark., 2005. Measurements of characteristics of time pattern in dose
delivery in step-and-shoot IMRT. Strahlenther Onkol. 181: 587–94.
Shrimpton, P.C., 1981. Electron density values of various human tissues: in vitro
Compton scatter measurements and calculated ranges. Phys. Med. Biol. 26: 907.
Turesson, I., Thames, H.D., 1989. Repair capacity and kinetics of human skin during
fractioned radiotherapy erythema, desquamation, and telangiectasia after 3 and 5
year’s follow up. Radiother. Oncol. 15 169-188.
UROK, 2002. Temel Radyoterapi, Radyasyon Fiziği ve Radyobiyoloji Kursu Programı.
V. Ulusal Radyasyon Onkolojisi Kongresi, İzmir.
51
Van Esch, A. ve ark., 2002. Acceptance tests and quality control (QC) procedures for
the clinical implementation of intensity modulated radiotherapy (IMRT) using
inverse planning and the sliding window technique: experience from five
radiotherapy departments. Radiother Onkol. 65: 53–70.
Vanaken, M.L., Brenemen, J.C., Elson, H.R., Foster, A.E., Lukes, S.J., Little, R., 1998.
Incorporation of patient immobilization, tissue compensation and matchline
junction technique for three field breast treatment. Med. Dosim. 13(3) 131-135.
Velkley, D.E. ve ark., 1975. Build-up region of megavoltage photon radiation sources.
Med. Phys. 2(1): 14-19.
White, D.R. ve ark., 1977. Epoxy resin based tissue substitutes. Br., J., Radiol. 50:814
Wiezorek, T. ve ark., 2005. Dosimetric quality assurance for intensity-modulated
radiotherapy. Feasibility study for a filmless approach. Strahlenther Onkol. 181:
468–74.
www.taek.gov.tr/ogrenci/sf4.html, 2013
Yaprak, B., 2006. Radyoterapide Pron ve Supin Kraniyospinal Isınlama Tekniklerinin
Doz Dağılımına Etkisi. (Y.Lisans Tezi), Ankara Üniversitesi Fen Bilimleri
Enstitüsü. Fizik Mühendisliği Anabilim Dalı, Ankara.
Yu, P.K.N., Butson, M.J., 2003. Variations in skin dose using 6 MV or 18 MV x-ray
beams. Australas. Phys. Eng. Sci. Med. 26(2) 78-80.
52
ÖZGEÇMİŞ
Kişisel Bilgiler
Adı Soyadı
: Güney GÜRSOY
Doğum Tarihi ve Yeri
: 24.11.1987 - ANTALYA
Medeni Hali
: Bekar
Yabancı Dili
: İngilizce
Telefon
: 0506 669 89 45
e-mail
: gursoy.guney@gmail.com
Eğitim
Derece
Yüksek Lisans
Lisans
Ön Lisans
Lise
Eğitim Birimi
Gaziosmanpaşa Üniversitesi
Gaziosmanpaşa Üniversitesi
Akdeniz Üniversitesi
Muratpaşa Lisesi
53
Mezuniyet Tarihi
2013
2012
2007
2004

hafızayı harekete geçirmek

ege üniversitesi tıp fakültesi hastanesi radyasyon güvenliği el kitabı

Mide Kanseri Nedeni ile Eş Zamanlı Kemoradyoterapi Uygulanan

Psikofarmakolojide Yenilikler Sempozyumu 1991 İstanbul YENİ

ADAM NASIL OLDU DA İNSANLIĞINI YİTİRİP

Document 5057365

Havalandırma-5