5. TARTIŞMA ve SONUÇ
5.1 Profil ve %DD Eğrileri
Profil ve %DD eğrileri için Çizelge 4.1’de belirlenen farklı alan boyutları, farklı set-up şartları ve farklı alan özellikleri için değerlendirmeler yapılmıştır. Profil eğrileri için seçilen alanlar; kare alan, dikdörtgen alan, ÇYK alanı, asimetrik alan ve EDW kama filtreli alan olarak sıralanabilir. %DD Eğrileri için ise üç farklı kare alan boyutunda değerlendirme yapılmıştır. Tüm bu alan grupları homojen alanlar için değerlendirilmiştir, TG 53’de inhomojeniteli alanlar yerine, asimetrik ve ÇYK alanı gibi alanlar önerilmektedir.
Belirlenen alanlarda, su fantomunda, 10 cm derinlikte alınan profil eğrileri AAA ve PBC algoritmaları için alınmış, grafiklerde üst üste getirilmiştir. Grafikler, Şekil 4.1’den Şekil 4.24’e kadar gösterilmektedir. Belirlenen alanlarda su fantomunda alınan %DD eğrileri AAA ve PBC algoritmaları için alınmış, grafiklerde üst üste getirilmiştir.
Grafikler, Şekil 4.24’den Şekil 4.26’ya kadar gösterilmektedir.
Profil ve %DD eğrilerinde farklılıklara yol açan bölgeler için, foton demetini kısımlara ayırdığımızı düşünürsek; iç ışın (demetin yüksek doz kısmı), penumbra bölgesi (0.5 cm iç ve demet kenarı dışında 0.5 cm dış kısım), dış kısım (penumbra dışında), build-up bölgesi (yüzeyden dmaks’a kadar), merkezi eksen, normalizayon noktası, hesaplama aralığı olarak ayırabiliriz (Şekil 5.1).
81
Şekil 5.1. Foton Demeti
Elde edilen profil eğrisi, %DD eğrisi ölçüm değerlendirmelerinde, en büyük farklılıklar penumbra ve build-up bölgelerinde ortaya çıkmıştır. Bu farklılıklar, alan boyutu ve EDW kama filtre açısı arttıkça, ayrıca ÇYK alanlarında, asimetik alan ve oblik alanlarda görülmektedir.
Penumbra bölgesindeki farklılıklar, PBC algoritmasının yanal saçılmaları hesaba katamaması, ancak AAA algoritmasının daha büyük kesinlikte hesaba katmasından kaynaklanmaktadır.
Build-up bölgesindeki farklılıklar, bu bölgede dozun değişken olması, PBC algoritmasının belirsiz sonuç vermesi ve bu bölgede algoritmanın yetersiz oluşudur.
Ayrıca build-up bölgesinde ölçüm alma zorluğu da nedenlerden biridir.
Kama filtre açısı arttıkça farklılığın artmasının nedeni, kama filtre açısı arttıkça daha yüksek MU gereklidir. Hareketli kolimatörler yüzünden saçılmalar artar. PBC algoritması saçılmaları yeterince hesaba katamaz ve kama filtreli EDW alanı oluştururken açık alan doz dağılımından faydalanmaktadır (Turan 2012). Bu yüzden AAA algoritması kama filtreli durumlarda daha doğru doz dağılımı vermektedir.
82
5.1.1 2D Array Ölçümleri – Gama İndeks Analizi
Gama İndeks metodunu kullanarak matematiksel analiz için, belirlenen farklı alanlarda (kare alan, dikdörtgen alan, ÇYK alanı, oblik alan, asimetrik alan, kama filtreli EDW alan), 10 cm derinlikte 2D Array kullanılarak profil eğrileri ölçümleri alınmıştır (Çizelge 4.2). AAA - Ölçülen ve PBC - Ölçülen olarak karşılaştırmalar yapılmıştır. Elde edilen sonuçlar su fantomundaki (Bölüm 5.1) sonuçları desteklemektedir.
Gama İndeks analizinde 3 mm % 3 değişim olan değerlendirme kriterleri, 5 mm % 5 değişime kadar genişletilmiştir. Uyum yüzde sonuçları Çizelge 4.2’de gösterilmektedir.
Caprile vd. (2006) yaptığı çalışmalarda elde ettiği verilere benzer olarak alan boyutu, kama filtre açısı arttıkça, uyum yüzde farkının arttığı saptanmıştır. Ayrıca ÇYK alanı ve asimetrik alanda bu farkın artmasına neden olmaktadır.
Bu farklılıkların nedenleri; alan boyutu ve kama filtre açısı arttıkça yanal saçılmalar artar ve PBC algoritması bu saçılmaları hesaba katamamasıdır. Ayrıca 2D Array materyali kesin olarak değerlendirme yapılabilecek bir materyal değildir. Düşük doz bölgelerinde hata payı vardır ve 2D Array’in elektronik kısmının ışınlanması da yetersiz sonuçlar elde edilmesine neden olabilir.
83
5.2 Nokta Doz Değerleri
AAPM TG 53’de de önerilen MU değerlendirmesini yapmak için, Çizelge 4.3 ve Çizelge 4.4’de gösterilen farklı alan grupları ve farklı set-up şartları için 10 cm derinlikte su fantomunda nokta doz ölçümleri alınmıştır. Daha sonra TPS’de sanal su fantomu oluşturulup, soğurulan doza çevrilen nokta doz ölçümleri her iki algoritma için ayrı ayrı TPS’e girilmiş ve bu nokta doz değerlerini sağlamak için ne kadar MU gerekli olduğu belirlenmiştir. Her iki algoritma için gerekli MU değerleri karşılaştırıldığında, ÇYK alanı, Asimetrik alan ve büyük alan boyutlarında beklendiği gibi (% 4’ü bulan) farklar ortaya çıkmaktadır.
5.3 İzodoz Eğrileri (Merkezi Eksen ve Off – Axis Mesafeleri)
TPS’de sanal su fantomu kullanılarak 3 farklı alan boyutu için izodoz eğrileri elde edilmiş ve ortak değerlendirme yapabilmek için izodoz eğrileri 10 cm derinliğe normalize edilmiştir. Elde edilen bu izodoz eğrilerinden merkezi eksen ve off-axis ölçümleri alınmıştır.
Merkezi eksen ölçümlerinde 3 farklı alan boyutu için de AAA algoritmasının merkezi ekseni daha doğru hesapladığı belirlenmiştir. İzodoz eğrilerinde AAA algoritması saçılmaları hesaba kattığı için görsel olarak daha ileridedir, PBC’ye göre merkezi eksenden olan mesafeleri daha fazladır.
Off-axis mesafesi ölçümlerinde AAA algoritmasının yanal saçılmaları hesaba katmasından dolayı daha doğru hesapladığı, off – axis mesafelerinin PBC’ye göre daha kısa olduğu sonucu ortaya çıkmaktadır.
Kama filtreli alanlarda izodoz eğrilerinden alınan profil kesit eğrileri için elde edilen sonuçlar Bölüm 5.1’deki sonuçları desteklemektedir. Kama filtre açısı arttıkça daha yüksek MU gereklidir. Hareketli kolimatörler yüzünden saçılmalar artar. PBC algoritması saçılmaları yeterince hesaba katamaz. Bu yüzden AAA algoritması kama filtreli durumlarda daha doğru doz dağılımı vermektedir.
84
5.4 Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi (YART) Tedavi Planları
Tez çalışmasında son olarak, 9 Akciğer YART planı ve 12 GBM YART planı yapılmıştır. Tedavi planları ilk olarak PBC algoritması için Ek 4’de verilmiş olan doz sınırlarına bağlı kalmaya çalışarak yapılmıştır. Daha sonra, optimizayon süreci, alan sayısı, verilen doz, plan normalizasyonu, hesaplama aralığı gibi kriterler değiştirilmeden tedavi planları AAA algoritmasına çevrilmiştir.
Bragg vd. (2008) yaptığı çalışmadaki değerlendirme kriterleri kapsamlı olarak geliştirilerek, yapılan planlar için değerlendirme kriterleri belirlenmiştir. Her iki algoritma için yapılan tedavi planları istatistik analiz t-test kullanılarak analiz edilmiş, elde edilen sonuçlar p>0.02 ve p<0.02 olmasına göre anlamlı fark vardır veya anlamlı fark yoktur olarak Çizelge 4.10 ve Çizelge 4.14’de gösterilmiştir.
Vanderstraeten vd. (2006) Akciğer YART planları için yapılan çalışmada olduğu gibi, Akciğer YART planları için yapılan değerlendirmelerde hedef hacim (PTV) için Dmin(%) ve Dmaks(%) dozlarında algoritmalar arasında anlamlı fark bulunmuştur (p=0.051, p=0.018). Ayrıca V95(%)dozları için de yapılan değerlendirmede (p=0,0001) algoritmalar arasında anlamlı fark bulunmuştur.
Normal akciğer için yapılan değerlendirmelerde Dmean(%) ve V20(%) dozlarında (p=0.003, p=0.0017) ve HI değerlerinde (p=0.0174) algoritmalar arasında anlamlı fark bulunmuştur.
Spinal kord Dmaks(%) dozlarında (p=0.4446) ve CI değerlerinde (p=0.5556) algoritmalar arasında anlamlı fark bulunmamıştır.
GBM YART planları için yapılan değerlendirmelerde hedef hacim için Dmin(%) ve Dmaks(%) dozlarında (p=0.139, p=0.317), beyin sapı Dmaks(%) dozlarında (p=0.093), optik kiazma Dmaks(%) dozlarında (p=0.948), sağ - sol optik sinir Dmaks(%) dozlarında (p=0603, p=0.268), sol göz Dmaks(%) dozlarında (p=0.214), sağ - sol lens Dmaks(%) dozlarında (p=0.609, p=0.442) ve CI (p=0.0274) değerlerinde algoritmalar arasında anlamlı fark bulunmamıştır.
Sağ göz Dmaks(%) dozlarında (p=0.018) ve HI (p=0.0103) değerlerinde algoritmalar arasında anlamlı fark bulunmuştur.
85
Her iki algoritma için de yapılan planlarda transvers kesitlerde, profiller alınıp bu profil eğrileri üst üste getirilmiştir. İnhmojenite ile karşılaşılması halinde algoritmalar arasında fark dikkat çekmektedir.
Özetlenecek olursa; PBC algoritması, tamamen ölçüm verilerine dayanır. Doku düzensizlikleri, inhomojenite, ikincil etkileşmeler doz hesaplamasında göz ardı edilir.
Kalem Demet Konvolüsyonu, bir noktadaki enerji yayılımını veya düz kerneli, ince kalem tipi demet veya doz dağılımı elde etmek amacıyla, hat üzerindeki noktaların enerjileri toplamı olarak hesaplanır.
AAA Algoritması ise Model tabanlı bir algoritmadır. Primer kernelleri kullanarak, primer elektron dozunu daha sonra saçılma kernellerini kullarak saçılan foton dozunu hesaba katar. Konvolüsyonla kernelleri kartezyon koordinat sisteminde, süperpozisyon yaparak ise küresel koordinat sisteminde gösterir ve lokal elektron yoğunluğu etkileşimlerini hesaba katar. Böylece inhomojeniteli ortam olduğunda daha doğru sonuç verir.
Güncel doz hesaplama algoritmaları, gelen ışının birincil ve ikincil bileşenini ayrıca tanımlamaya ve her bileşeni bağımsız olarak ele almaya yöneliktir. Böylece, demet geometrisine, demet yoğunluğuna, hasta anatomisine ve doku inhomojenitesine bağlı olarak meydana gelen saçılmadaki değişiklik doz dağılımına yansıtılabilir (Adıgül 2012).
Sonuç olarak; AAA algoritmasında ikincil parçacık taşınması, PBC’ye göre daha büyük kesinliktedir ve yanal saçılmalar hesaba katılmaktadır. Özellikte akciğer gibi inhomojenitenin yüksek olduğu durumlarda daha doğru doz hesabı verdiği için AAA algoritması tercih edilmelidir.
86
KAYNAKLAR
Adıgül, M., Demiral, A., Karagüler, Z. 2012. Küçük Hücreli Akciğer Dışı Konformal Radyoterapi Tedavi Planlarındaki Farklı Doz Hesaplama Algoritmalarının Akciğer Doz – Hacim Parametrelerine Etkisi. Türk Onkoloji Dergisi. 27(4); 189 – 201, İzmir.
Beyzadeoğlu, M. ve Ebruli, C. 2008. Temel Radyasyon Onkolojisi. 550 s, Ankara.
Bilge, H. vd. 2013. Tedavi Planlama. Türk Radyasyon Onkolojisi Derneği, 427 s, İzmir.
Bor, D. 2009. Nükleer Tıp Sayısal Görüntüleme Yöntemleri. Yargı yayınları, 339 s, Ankara.
Bor, D. 2011, Görüntüleme Teknikleri-I Ders Notları, Ankara.
Bragg, C. and Conway, J. 2006. Dosimetric verification of the anisotropic analytical algorithm for radiotherapy treatment planning. Radiotherapy and Oncology, 81(3); 315-323.
Bragg, C., Wignate, K. and Conway, J. 2008. Clinical implications of the anisotropic analytical for IMRT treatment planning and verification. Radiotherapy and Oncology, 82(2)
Cameron, R.B. 1994. Pracical Oncology Appleton & Lange. Connecticut, pp. 435 – 444.
Caprile, P.F., Venencia, C.D. and Besa, P. 2006. Comparison between measured and calculated dynamic wedge dose distributions using the anisotropic analytic algorithm and pencil-beam convolution. Journal of Applied Clinical Medical Physics, 8(1); 47-54.
CIRS, Tissue Simulation& Phantom Technology. (tarih). Web sitesi.
http://www.cirsinc.com/products/all/24/electron-density-phantom/ . Erişim tarihi:
17.05.2013
Court, L.E., Ching, D., Schofield, D., Czerminska, M. and Allen, A.M. 2009.
Evaluation of the dose calculation accuracy in intensity-modulated radiation therapy for mesothelioma, focusing on low doses to the contralateral lung. Journal of Applied Clinical Medical Physics, 10(2)
87
Çakır, A. ve Bilge, H. 2012. Çok Yapraklı Kolimatör Tasarımlarının Klinik Önemi.
Türk Onkolojisi Dergisi, 27(1); 46 – 54.
Dirican, B. 2011. İleri Radyasyon Terapisi. Ankara.
Evens MDC. 2006. Computerized treatment planning systems for external photon beam radiotherapy. International Atomic Energy Agency Publications. Montreal, Quebee, Canada. pp. 387-406.
Frass et al. 1998. Quality Assurance for Clinical Radiotherapy Planning. American Association of Physicist in Medicine Radiation Therapy Committee Task Group 53. 25, 1773-1836.
Feuvret, L., Noel, G., Mazeron, J.J. and Bey, P. 2006. Comformity Index: A REVIEW.
I. J. Radiation Oncology Biol. Phys, 64(2); 333-342
Gagne, I.M. and Zavgorodni, S. 2007. Evaluation of the analytical anisotropic algorithm in an extreme water-lung interface phantom using Monte Carlo dose calculations.
Journal of Applied Clinical Medical Physics, 8(1)
Healy, B.J. and Murry, R.L. 2011. Testing of a treatment planning system with beam data from IAEA TECDOC 1540. Jornal of Medical Physics, 36(2); 107-110
IAEA TRS 398, International Atomic Energy Agency. 2001. Absorbed Dose Determination in External Beam Radiotherapy: An International Code of Practise for Dosimetry based on Standards of Absorbed Dose to Water.
Josefsson, A. 2008. Evaluation of the Anisotropic Analytic Algorithm (AAA) for 6 MV photon energy. (Master Thesis). Department of Radiation Physics Göteborg University.
Kachelries, M. 2006. Clinical X-Ray Computed Tomography. Germany.
Khan, FM. 2003. The Physics of Radiation Therapy, 3rd Edition. Lippincott Williams
& Wilkins, pp. 42 – 43, Phidelphia.
LACO. Web sitesi. http://www.lacoonline.com/cgi-bin/lacoonline/00189.html Erişim Tarihi: 17.05.2013
88
Low, D.A., Dempsey, J.F., 2003. Evaluation of the Gamma Dose Distribution Comparision Method. Med. Phys., 30(9)-2455-2464.
Mariam Mohammed Abdullah Al-Hashim, B.SC. 2006. Photon Dose – Calculation in the Treatment Planning. King Soud University Higher Studies College Physics &
Astronomy Section.
Pelegade, S., Thakur, K., Bopche, T., Bhauser, D., Patel, D., Shah, R.and Vyas, R.
2007. Commissioning and Quality Assurance of a Commercial Intensity Modulated Raditherapy (IMRT) Treatment Planning System Precise Plan. Turkish Journal of Cancer, 37(1); 22 – 26, India.
Perez, C. 2004. Radyasyon Onkolojisi Tedavi Kararları. Nobel Yayınevi, Ankara.
PHILIPS. Philips Marka Bilgisayarlı Tomografi. Web Sitesi.
http://www.healthcare.philips.com/main/products/ct/products/scanners/index.wpd Erişim Tarihi: 02.05.2013
PTW. PTW 2D Array Seven-29. Web Sitesi: http://www.ptw.de/2d-array_seven29.html Erişim Tarihi: 02.05.2013
PTW. PTW Farmer iyon odası. Web Sitesi: http://www.ptw.de/farmer_chambers0.html Erişim Tarihi: 02.05.2013 PTW. Su Fantomu. Web Sitesi: http://www.ptw.de/mp1_mp1-s_mp1-m_phantom_tanks.html?&MP=1368-2596 Erişim Tarihi: 02.05.2013
RTOG 0225, Radiation Therapy Oncology Group. 2005. A Phase II Study Of Intensity Modulated Radiation Therapy (IMRT) +/- Chemotherapy For Nasopharyngeal Cancer.
89
RTOG 0825, Radiation Therapy Oncology Group. 2009. Phase III Double-Blind Placebo Controlled Trial Of Conventional Concurrent Chemoradiation And Adjuvant Temozolomide Plus Bevacizumab Versus Conventional Concurrent Chemoradiation And Adjuvant Temozolomide In Patients With Newly Diagnosed Glioblastoma.
Turan, S. 2012. Yüksek Enerjili X- ışını Demetlerinde (6-15 MV) Sanal Kama Filtreli Alanlarda Dozitmetri Parametrelerinin Ölçülmesi ve Tedavi Planlama Sistemlerindeki Verilerle Karşılaştırılması, X. Ulusal Radyasyon Onkolojisi Kongresi Sözlü Sunum, 2012, Antalya.
Vanderstraeten, B. et al. 2006. Accuracy of patient dose calculation for Lung IMRT; A comprarison of Monter Carlo, Convolution/Superposition and Pencil Beam Computations. Med. Phys., 33(9); 3149-3158
Varian Medical Systems, 2006. Management Course of Eclipse Treatment Planning Systems, USA.
Varian Medical Systems, 2006. User Manuel of Eclipse Treatment Planning Systems, USA.
Varian Medical Systems, 2008. Eclipse Algorithms Reference Guide, USA.
Varian Medical Systems. Lineer Hızlandırıcı Detaylı Kafa Yapısı,
http://www.varian.com/media/oncology/products/clinac/images/Clinac_D-Series_DBX_Illus.jpg Erişim Tarihi: 02.05.2013
Varian Medical Systems. Lineer Hızlandırıcı Varian Clinac DBX, http://www.varian.com/us/oncology/radiation_oncology/clinac/clinac_6ex.html#.UZi_q 8qwNws Erişim Tarihi: 02.05.2013
Yoon, M., Park, S.Y., Shin, D., Lee, S.B., Pyo, H.R., Kim, D.Y. and Cho, K.H. 2007. A new homogeneity index based on statistical analysis of the dose volume histogram.
Journal of Applied Clinical Medical Physics, 8(2); 9-17
Yöndem, S. 2007. Tedavi Planlama Sistemlerinin Katı Fantomda Verifikasyonu, II.
Medikal Fizik Kongresi Sözlü Sunum, 2007 Antalya.
90
Ek 1
Konformite İndeksi (Conformity Index):
Hedef hacmi ve sağlıklı dokuları dikkate alır. Hedef hacme verilen dozun, hedef hacim ve diğer sağlıklı dokularda nasıl kavrandığını açıklar. Konformite indeksi (CI) için genellikle aşağıdaki eşitlik kullanılmaktadır (Feuvret vd 2006).
RI= Referans İzodoz Eğrisi (%95’lik izodoz eğrisi).
TV= Tümör Hacmi (Volume) ise,
= %95’lik izodoz eğrisinin kapsadığı tümör (hedef) hacmi, TV= Toplam tümör (hedef) hacmi,
= %95’lik izodoz eğrisinin kapsadığı sağlıklı doku (normal doku) hacmi.
CI değeri, 0 ile 1 arasında değişiklik göstermektedir. Hedef hacim için en ideal durum CI=1 olması durumudur.
91
Ek 2
Homojenite İndeksi (Homogeneity Index):
Hedef hacme verilen dozun, hedef hacimde homojen dağılıp dağılmadığını gösterir.
Homojenite indeksi (HI) için genellikle aşağıdaki eşitlik kullanılmaktadır (Yoon vd.
2007).
= Hedef hacmin %2’sinin aldığı doz,
= Hedef hacmin %98’sinin aldığı doz,
= Hedef hacmin %50’sinin aldığı doz.
HI değeri, 0 ile 1 arasında değişiklik göstermektedir. Hedef hacim için en ideal durum HI=0 olması durumudur.
92
Ek 3
Gama İndeks (Gamma Index):
Gama İndeks metodu, TPS’de hesaplanan ve lineer hızlandırıcıda ölçülen doz dağılımlarının birbirleriyle uyumunu kontrol etmek için kullanılmaktadır.
Low vd. (2003) yaptığı çalışmada; 3 mm uyuşma mesafesi (DTA; distance to agreement), %3 doz farkı (DD; dose-difference) tolerans limiti olarak kabul edilmektedir.
Elde edilen doz dağılımmları Verisoft programında değerlendirilmiştir. Hızlı doz düşüşü olan bölgelerde, özellikle penumbra bölgesinde karşılaştırma yapılırken bu limitler yükseltilebilmektedir. Değerlendirme yapmak amacıyla %3- 3 mm kuralına uymayan durumlarda sınır genişletilip %5- 5mm ‘e kadar bakılmıştır.
93
Ek 4
Doz Sınırları:
Akciğer Kanseri YART Tedavi Planları sırasında dikkat edilen kritik organ doz sınırları: Court vd. (2009).
Toplam Akciğerler (Bilateral) V20 < %20, Kalp V45 < %30, maksimum dozu 60 Gy,
Spinal Kord V45 < %10, maksimum dozu 50 Gy,
GBM YART Tedavi Planları sırasında dikkat edilen kritik organ doz sınırları (RTOG 0825, RTOG 0225).
Beyin sapı maksimum dozu < 60 Gy, Optik kiazma maksimum dozu < 56 Gy, Optik sinirler maksimum dozu < 55 Gy, Gözler ortalama dozu < 35 Gy,
Lensler maksimum dozu < 7 Gy
94
Yüksek Lisans : Ankara Üniversitesi Nükleer Bilimler Enstitüsü Medikal Fizik Anabilim Dalı, Radyoterapi Bölümü.
Çalıştığı Kurum/Kurumlar ve Yıl:
2011 – 2013 : Medicana International Ankara Hastanesi Radyasyon Onkolojisi Bölümü, 2013 - : T.C. Sakarya Üniversitesi Eğitim ve Araştırma Hastanesi, Onkoser Onkoloji Servis Hizmetleri Limited Şirketi.
Yayınları
Haluk Orhun, Alev Temiz Arslan, Ayşen Sevgi Öztürk, Ramiser Tanrıseven.
5 mm (120 Leaf) ve 10 mm (80 Leaf) Leaf Genişliği Kullanılarak Yapılan IMRT planlarının Karşılaştırılması: X. Ulusal Rasyasyon Onkolojisi Kongresi, Poster Sunum, Antalya, 19-23 Nisan, 2012.
Alev Temiz Arslan, Haluk Orhun, Ayşen Sevgi Öztürk, Ramiser Tanrıseven, Cansu Öztürk.
120 Yapraklı ve 80 Yapraklı Çok Yapraklı Kolimatör (MLC) Sistemlerinin Dozimetrik Karakteristiklerinin Karşılaştırılması: X. Ulusal Rasyasyon Onkolojisi Kongresi, Poster Sunum, Antalya, 19-23 Nisan, 2012.
95
Haluk Orhun, Alev Temiz Arslan, Ayşen Sevgi Öztürk, Ramiser Tanrıseven.
Tüm Meme İle Birlikte Tümör Yatağının IMRT Tekniği İle Işınlanmalarında Base Plan ve İki Bağımsız Plan Tekniklerinin Karşılaştırılması: 20. Ulusal Kanser Kongresi, Poster Sunum, Antalya,19-23 Nisan,2013.