ANKARA ÜNĠVERSĠTESĠ FEN BĠLĠMLERĠ ENSTĠTÜSÜ DOKTORA TEZĠ

111  Download (0)

Full text

(1)

ANKARA ÜNĠVERSĠTESĠ FEN BĠLĠMLERĠ ENSTĠTÜSÜ

DOKTORA TEZĠ

BAġ BOYUN KANSERĠ RADYOTERAPĠ PLANLAMALARINDA DĠġ ĠMPLANTLARININ DOZ DAĞILIMINA ETKĠSĠNĠN MONTE CARLO SĠMÜLASYONU VE DOZĠMETRĠK YÖNTEMLER KULLANILARAK

BELĠRLENMESĠ

Oya AKYOL

FĠZĠK MÜHENDĠSLĠĞĠ ANABĠLĠM DALI

ANKARA 2019

Her hakkı saklıdır

(2)
(3)
(4)

ii ÖZET

Doktora Tezi

BAġ BOYUN KANSERĠ RADYOTERAPĠ PLANLAMALARINDA DĠġ ĠMPLANTLARININ DOZ DAĞILIMINA ETKĠSĠNĠN MONTE CARLO SĠMÜLASYONU VE DOZĠMETRĠK

YÖNTEMLER KULLANILARAK BELĠRLENMESĠ

Oya AKYOL

Ankara Üniversitesi Fen Bilimleri Enstitüsü Fizik Mühendisliği Anabilim Dalı

DanıĢman: Doç. Dr. Turan OLĞAR

Bu çalıĢmada, baĢ-boyun radyoterapi planlamasında katı ve kök formunda farklı diĢ implant malzemelerinin doz dağılımına etkisi katı su fantomu ve kadavradan alınan gerçek insan kafatası (kuru kafa) kullanılarak incelenmiĢtir. ÇalıĢmada, Zirkonyum (Y-TZP), Zirkonyum oksit (ZrO2), Titanyum (Ti), Titanyum alaĢım (Ti-6Al-4V), Alümina (Al2O3) ve Polieter eter keton (PEEK) implantları kullanılmıĢtır. Ġmplantların radyoterapi doz dağılımna etkisi, Monte Carlo (MC) simülasyon yöntemi, Eclipse Tedavi Planlama Sistemi (TPS) Pencil Beam Konvülüsyon (PBC) algoritması ve Termolüminesans Dozimetre (TLD) yöntemiyle incelenmiĢtir. Varian 2300 C/D lineer hızlandırıcısı 6 MV foton demet simülasyonu, EGSnrc tabanlı BEAMnrc MC kodu kullanılarak yapılmıĢtır. MC simülasyonu ile 6.4 MeV baĢlangıç elektron enerjisi için elde edilen yüzde derin doz eğrisi ile su fantomu kullanılarak yapılan ölçümlerden elde edilen yüzde derin doz eğrisi arasındaki fark % 1‟den düĢük bulunmuĢtur.

Katı su fantomu ile ölçüm sonuçlarına göre, MC simülasyonu ile hesaplanan diĢ implant malzemenin önündeki doz artıĢı % 0.4-20.2 aralığındadır ve PBC ile hesaplanan değerlerden olan fark % 0.1-17.2 aralığındadır. Kuru kafa ile ölçüm sonuçlarına göre, PBC algoritması ile hesaplanan doz artıĢı ile MC ve TLD yöntemi ile bulunan doz artıĢı arasındaki fark sırasıyla,

% 0.6-4.5 ve % 1.7-19.8 aralığındadır. Kuru kafa MC simülasyonunda katı su fantomunda olduğu kadar belirgin bir Ģekilde diĢ implant malzemelerinin önünde doz artıĢı gözlemlenmemiĢtir. Maksimum ve minimum doz artıĢı, implantın fiziksel yoğunluğuna bağlı olarak sırasıyla Y-TZP ve PEEK implant malzemeleri için gözlenmiĢtir.

Temmuz 2019, 97 sayfa

Anahtar Kelimeler: DiĢ implantı, Monte Carlo simülasyonu, Radyoterapi, Pencil Beam Konvülüsyon algoritması, Ġnsan kafatası, Termolüminesans dozimetre

(5)

iii ABSTRACT

PhD. Thesis

DETERMINATION OF THE EFFECT OF DENTAL IMPLANTS ON DOSE DISTRIBUTION USING MONTE CARLO SIMULATION AND DOSIMETRIC

METHODS IN HEAD AND NECK CANCER RADIOTHERAPY PLANNING

Oya AKYOL

Ankara University

Institute of Science and Technology Department of Physics Engineering

Supervisor: Doç. Dr. Turan OLĞAR

In this study, the effect of different dental implant materials of solid and root forms on the dose distribution in head and neck radiotherapy planning was examined using solid water phantom and real human skull (dry head) from cadaver. In this study, Zirconium (Y-TZP), Zirconium oxide (ZrO2), Titanium (Ti), Titanium alloy (Ti-6Al-4V), Alumina (Al2O3) and Polyether ether ketone (PEEK) implants were used. The effect of the implants on radiotherapy dose distribution was investigated by Monte Carlo (MC) simulation method, Eclipse Treatment Planning System (TPS) Pencil Beam Convolution (PBC) algorithm and Thermoluminescence Dosimeter (TLD).

Varian 2300 C / D linear accelerator 6 MV photon beam simulation was performed using EGSnrc based BEAMnrc MC code. The difference between the percent deep dose curve obtained for the initial electron energy of 6.4 MeV by MC simulation and the percent deep dose curve obtained from measurements using water phantom was found to be less than 1%.

According to the measurement results with solid water phantom, the dose increase in front of the dental implant material calculated by MC simulation is in the range of 0.4-20.2% and the difference from the values calculated by PBC is in the range of 0.1-17.2%. According to the results of dry head measurement, the difference between the dose increase calculated by PBC algorithm and the dose increase found by MC and TLD method is between 0.6-4.5% and 1.7- 19.8%, respectively. In dry-head MC simulation, no dose increase was observed in front of dental implant materials as well as in solid water phantom. The maximum and minimum dose increase depending on the physical density of the implant was observed for the Y-TZP and PEEK implant materials, respectively.

July 2019, 97 pages

Key Words: Dental implant, Monte Carlo simulation, Radiotherapy, Pencil Beam Convolution algorithm, Human skull, Thermoluminescence dosimeter

(6)

iv TEġEKKÜR

Tez çalıĢmamın planlanmasında, araĢtırılmasında, yürütülmesinde ve oluĢumunda ilgi ve desteklerini esirgemeyen, engin bilgi ve tecrübelerinden yararlandığım, yönlendirme ve bilgilendirmeleriyle çalıĢmamı bilimsel temeller ıĢığında Ģekillendiren danıĢman hocam Doç. Dr. Turan OLĞAR, görüĢ ve önerileri ile tezime ıĢık tutan Prof. Dr. Bahar DĠRĠCAN çalıĢmam boyunca benden desteklerini esirgemeyen Prof. Dr. Ġlker DĠNÇER, Dr. Türkay TOKLU, Doç. Dr. Hakan EREN, Prof. Dr. Niyazi MERĠÇ, Prof. Dr. Saliha Tülay SERĠN, Uzman ġule KAYA KELEġ, AraĢtırma Görevlisi Engin AġLAR‟a çalıĢma arkadaĢlarıma, hayatımın her döneminde bana destek olan sevgili aileme sonsuz teĢekkürlerimi sunarım.

Bu tez çalıĢması, Türkiye Bilimsel ve Teknolojik AraĢtırmalar Kurumu (TÜBĠTAK), Proje No: 216S166 tarafından desteklenmiĢtir. Tez çalıĢması Etik kurul onayı, Ankara Üniversitesi DiĢ Hekimliği Fakültesi Klinik AraĢtırmalar Kurulu tarafından verilmiĢtir.

Oya AKYOL

Ankara, Temmuz 2019

(7)

v

ĠÇĠNDEKĠLER

TEZ ONAY SAYFASI

ETĠK ... i

ÖZET ... ii

ABSTRACT ...iii

ÖNSÖZ VE TEġEKKÜR ... iv

SĠMGELER VE KISALTMALAR DĠZĠNĠ ... vii

ġEKĠLLER DĠZĠNĠ ... ix

ÇĠZELGELER DĠZĠNĠ ... xii

1. GĠRĠġ ... 1

2. KURAMSAL TEMELLER ... 8

2.1 DiĢ Ġmplant Malzemeleri ... 8

2.1.1 Titanyum ve titanyum alaĢımlar ... 9

2.1.2 Zirkonyum ... 10

2.1.3 Alümina ... 11

2.1.4 PEEK ... 12

2.1.5 Silikon ... 13

2.2 Fantomlar ... 14

2.2.1 PTW RW3 katı su fantomu ... 14

2.2.2 PTW MP3 tank su fantomu ... 15

2.3 PTW 31010 0.125 cc Ġyon Odası ... 16

2.4 PTW Unidoswebline Elektrometre ... 17

2.5 Derin Doz Dağılımları ... 18

2.5.1 Yüzde Derin Doz (%DD) ... 18

2.5.2 Doz GiriĢ (Build-up) ... 20

2.6 Termolüminesans Dozimetri (TLD) ... 21

2.7 Medikal Lineer Hızlandırıcılar ... 22

2.8 Bilgisayarlı Tomografi (BT) ... 23

2.9 Tedavi Planlama Sistemi (TPS) ... 26

2.9.1 Eclipse TPS PBC (Pencil Beam Konvülüsyon) algoritması ... 28

2.9.2 Rölatif elektron yoğunluğu ... 29

2.10 Monte Carlo (MC) Yöntemi ... 30

2.11 Monte Carlo Yöntemi ile Parçacık Simülasyonu ... 31

2.12 Monte Carlo Yönteminin ĠĢleyiĢ Algoritması ... 31

2.13 Monte Carlo Probleminin Foton Problemine Uyarlanması ... 33

2.13.1 Koherent (Rayleigh) saçılma ... 33

2.13.2 Fotoelektrik olay... 33

2.13.3 Compton olayı ... 35

2.13.4 Çift oluĢumu ... 36

2.14 Geri Saçılma ... 38

2.15 EGSnrc Kod Sistemi ... 41

2.15.1 BEAMnrc kodu ... 42

2.15.1.1 SLABS parça modülü ... 42

2.15.1.2 CONS3R parça modülü ... 43

2.15.1.3 FLATFILT parça modülü ... 44

2.15.1.4 CHAMBER parça modülü ... 44

(8)

vi

2.15.1.5 MĠRROR parça modülü ... 45

2.15.1.6 JAWS parça modülü ... 46

2.15.2 Faz uzay dosyaları ... 46

2.15.3 DOSXYZnrc kodu ... 48

2.15.4 Tesir kesit bilgileri-PEGS4 ... 49

2.15.5 CTCREATE programı ... 50

3. MATERYAL ve YÖNTEM ... 51

3.1 Malzemelerin Fiziksel ve Kimyasal Özellikleri ... 51

3.2 Tedavi Planlama Sistemi ... 52

3.2.1 Katı fantom için tedavi planlaması ... 52

3.2.2 Kuru kafa için tedavi planlaması ... 53

3.3 Monte Carlo Simülasyonu ... 55

3.3.1 Lineer hızlandırıcının Monte Carlo simülasyonu ... 55

3.3.2 Su fantomunun Monte Carlo simülasyonu ... 62

3.3.3 Su tankı ile yapılan dozimetrik ölçümler ... 63

3.3.4 Katı fantomun Monte Carlo simülasyonu ... 64

3.3.5 Kuru kafanın Monte Carlo simülasyonu ... 65

3.3.6 Kuru kafa TLD ölçümleri ... 72

3.4 Verilerin Değerlendirme ve Analizi ... 73

4. BULGULAR VE TARTIġMA ... 74

4.1 Katı Fantom Bulguları ... 76

4.2 Kuru Kafa Bulguları ... 82

5. SONUÇ ... 88

KAYNAKLAR ... 91

ÖZGEÇMĠġ ... 97

(9)

vii

SĠMGELER VE KISALTMALAR DĠZĠNĠ

Simgeler

Ai i‟inci elementin atom numarası

Al2O3 Alüminyum Oksit, Alümina

Ag-Hg GümüĢ-Civa

HA Hidroksiapatit

hⱴ Fotonun Tüm Enerjisi

LiF Lityum Florür

NA Avogadro Sayısı

Ni-Cr Nikel Krom

PAEK Polyaryl Ether Ketone PEEK Polyether Ether Ketone

PMMA Polimetil Metakrilat

Ti Titanyum

Ti-6Al-4V Titanyum AlaĢım Y2O3 Yttrium Oksit

Y-TZP Yttrium ile Stabilize EdilmiĢ Zirkonyum Polikristali

Zr Zirkonyum

ZrO2 Zirkonyum Oksit

Wi i‟inci elementin Ağırlık Kesri

ρe Rölatif Elektron Yoğunluğu

ρ Fiziksel Yoğunluk

Kısaltmalar

3B Üç boyutlu

3B KRT Üç boyutlu Konformal Radyoterapi

AAPM American Association of Physicists in Medicine

BEV Demet Gözünden BakıĢ

BPL Batho Power Law BT Bilgisayarlı Tomografi CM BileĢen Modülleri

CTV Klinik Hedef Hacim

ÇYK Çok Yapraklı Kolimatör

%DD Derin Doz Yüzdesi

DBS Directional Bremsstrahlung Varyans Azaltma Tekniği DRR Yeniden YapılandırılmıĢ Dijital Radyografi

DVH Doz Hacim Histogramı

EB Elektronun Bağlanma Enerjisi

ECC Element Düzeltme Faktörü

ECUT Elektron Kesilim Enerjisi

EGS Elektron Gama Shower

(10)

viii ETAR EĢdeğer Doku Hava Oranı FWHM Yarı Yükseklikteki Tam GeniĢlik GTV Görüntülenebilir Tümör Hacmi

ICRU International Commission Radiation Units IMRT Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi

kV Kilo Volt

MBPL Modified Batho Power Law

MC Monte Carlo

MRG Manyetik Rezonas Görüntüleme

MU Monitör Unit

MV Milyon Volt

PBC Pencil Beam Konvülüsyon PCUT Foton Kesilim Enerjisi PEGS4 Tesir Kesit Bilgileri

PET-BT Pozitron Emisyon Bigisayarlı Tomografi

PhSp Faz Uzay Dosyası

RCF Okuyucu Kalibrasyon Faktörü SSD Kaynak Cilt Mesafesi

HU Hounsfield Unit

TAR Doku Hava Oranı

TL Termolüminesans

TLD Termolüminesans Dozimetre

TPS Tedavi Planlama Sistemi

VMAT Volümetrik Modüle Ark Radyoterapi

(11)

ix

ġEKĠLLER DĠZĠNĠ

ġekil 2.1 Titanyum diĢ implantı ... 9

ġekil 2.2 Zirkonyum diĢ implantı... 10

ġekil 2.3 Alümina diĢ implantı ... 11

ġekil 2.4 PEEK diĢ implantı ... 13

ġekil 2.5 PTW RW3 katı su fantomu ... 15

ġekil 2.6 PTW MP3 tank su fantomu ... 15

ġekil 2.7 PTW Semiflex 0.125 cc iyon odası ... 16

ġekil 2.8 PTW Unidoswebline Elektrometre ... 18

ġekil 2.9 %DD‟un Ģematik olarak gösterimi... 19

ġekil 2.10 6 MV ve 18 MV foton enerjileri için 10x10cm2 alan boyutunda %DD değerleri... 20

ġekil 2.11 Soğurulan doz ve kermanın derinliğe göre değiĢim grafiği ... 21

ġekil 2.12 Medikal lineer hızlandırıcı ... 23

ġekil 2.13 Monte Carlo yönteminin iĢleyiĢ algoritması (Yorulmaz 2006) ... 32

ġekil 2.14 Koherent saçılma (Bushberg vd. 2012) ... 33

ġekil 2.15 Fotoelektrik olay ... 34

ġekil 2.16 Compton olayı (Bushberg vd. 2012) ... 35

ġekil 2.17 Çift oluĢumu olayı (Bushberg vd. 2012) ... 37

ġekil 2.18 DiĢ implantlarının neden olduğu konik ıĢınlı BT görüntü artefaktları ... 39

ġekil 2.19 DiĢ implantlarının neden olduğu BT görüntü artefaktları ... 39

ġekil 2.20 Geri saçılan ıĢınların Ģematik gösterimi ... 40

ġekil 2.21 SLABS parça modülü ... 43

ġekil 2.22 CONS3R parça modülü ... 43

ġekil 2.23 FLATFILT parça modülü ... 44

ġekil 2.24 CHAMBER parça modülü ... 45

ġekil 2.25 MIRROR parça modülü ... 45

ġekil 2.26 X ve Y çene çiftlerinden oluĢmuĢ JAWS parça modülü... 46

ġekil 2.27 DOSXYZnrc kodu örneklemesi ... 49

ġekil 3.1 Eclipse TPS‟de kullanılan fantom geometrisi... 52

ġekil 3.2 Kuru kafa çenesine yerleĢtirilen a)Y-TZP b)Ti implantların görüntüsü ... 53

ġekil 3.3 Ġmplant yerleĢtirilen kuru kafanın BT çekim geometrisi ... 54

(12)

x

ġekil 3.4 Kuru kafanın Eclipse TPS‟in PBC algoritması kullanılarak yapılan

doz hesaplaması ... 55

ġekil 3.5 Hedef parça modülü ... 56

ġekil 3.6 Birincil kolimatör parça modülü ... 57

ġekil 3.7 Vakum penceresi parça modülü ... 57

ġekil 3.8 DüzleĢtirici filtre parça modülü ... 58

ġekil 3.9 Ġyon odası parça modülü ... 59

ġekil 3.10 Ayna parça modülü ... 59

ġekil 3.11 Çene parça modülü ... 60

ġekil 3.12 MC simülasyonu kullanılarak modellenen VARĠAN 2300 C/D ... 61

ġekil 3.13 DOSXYZnrc ile oluĢturulan su fantomunun vokseller halindeki görüntüsü ... ..63

ġekil 3.14 MC simülasyonunda DOSXYZnrc kodu kullanılarak oluĢturulan fantom geometrisi... 64

ġekil 3.15 Kadavradan elde edilen gerçek insan kafatası (kuru kafa) ... 66

ġekil 3.16 Örnek bir girdi dosyası ... 67

ġekil 3.17 Fiziksel yoğunluğun, suya göre rölatif elektron yoğunluğuna çevirimi ... 68

ġekil 3.18 Y-TZP implant yerleĢtirilen kuru kafanın MC simülasyon doz hesaplama görüntüsü ... 70

ġekil 3.19 Ti implant yerleĢtirilen kuru kafanın MC simülasyon doz hesaplama görüntüsü ... 70

ġekil 3.20 Alümina implant yerleĢtirilen kuru kafanın MC simülasyon doz hesaplama görüntüsü ... 71

ġekil 3.21 PEEK implant yerleĢtirilen kuru kafanın MC simülasyon doz hesaplama görüntüsü ... 71

ġekil 3.22 Ġmplant yüzeyine yerleĢtirilen TLD görüntüsü b)TLD ıĢınlama ölçüm geometrisi ... 72

ġekil 4.1 Farklı baĢlangıç enerjileri kullanılarak: 10x10 cm2 alan ve SSD: 100 cm için MC simülasyonu ve su fantomu ile elde edilen %DD eğrilerinin karĢılaĢtırılması ... 74

ġekil 4.2 Farklı baĢlangıç enerjileri kullanılarak: 10x10 cm2 alan ve SSD: 100 cm için MC simülasyonu ve su fantomu ile elde edilen %DD eğrilerinin dmax bölgesi karĢılaĢtırılması ... 75

ġekil 4.3 Farklı baĢlangıç enerjileri kullanılarak: 10x10 cm2 alan ve SSD: 100 cm için MC simülasyonu ve su fantomu ile elde edilen %DD eğrilerinin kuyruk bölgesi karĢılaĢtırılması ... 75

ġekil 4.4 6 MV X ıĢını demeti için, farklı alan boyutlarında MC simülasyonu ve su fantomu ile elde edilen %DD eğrilerinin karĢılaĢtırılması ... 76

(13)

xi

ġekil 4.5 Ti implant için 6 MV‟da MC ve PBC sonuçlarından elde edilen %DD

eğrilerinin karĢılaĢtırılması ... 77 ġekil 4.6 Ti-6Al-4V implant için 6 MV‟da MC ve PBC sonuçlarından elde

edilen %DD eğrilerinin karĢılaĢtırılması ... 77 ġekil 4.7 Y-TZP implant için 6 MV‟da MC ve PBC sonuçlarından elde edilen

%DD eğrilerinin karĢılaĢtırılması ... 78 ġekil 4.8 ZrO2 implant için 6 MV‟da MC ve PBC sonuçlarından elde edilen

%DD eğrilerinin karĢılaĢtırılması ... 78 ġekil 4.9 Al2O3 implant için 6 MV‟da MC ve PBC sonuçlarından elde edilen

%DD eğrilerinin karĢılaĢtırılması ... 79 ġekil 4.10 PEEK implant için 6 MV‟da MC ve PBC sonuçlarından elde edilen

%DD eğrilerinin karĢılaĢtırılması ... 79 ġekil 4.11 Y-TZP implant için, MC simülasyonu ve PBC algoritmasından elde edilen doz dağılımlarının karĢılaĢtırılması ... 83 ġekil 4.12 Ti implant için, MC simülasyonu ve PBC algoritmasından elde edilen

doz dağılımlarının karĢılaĢtırılması ... 83 ġekil 4.13 Alümina implant için, MC simülasyonu ve PBC algoritmasından elde edilen doz dağılımlarının karĢılaĢtırılması ... 84 ġekil 4.14 PEEK implant için, MC simülasyonu ve PBC algoritmasından elde

edilen doz dağılımlarının karĢılaĢtırılması ... 84 ġekil 4.15 Katı fantom MC simülasyonu BT görüntüsünde diĢ implantı ve su

arasındaki yoğunluk değiĢiminin gösterimi ... 87

(14)

xii

ÇĠZELGELER DĠZĠNĠ

Çizelge 2.1 Semiflex iyon odası teknik özellikleri ... 17 Çizelge 3.1 Monte Carlo simülasyonunda tanımlanan katı fantom formundaki diĢ

implantları ... 51 Çizelge 3.2 Monte Carlo simülasyonunda tanımlanan kök formundaki diĢ

implantları ... 65 Çizelge 3.3 BEAMnrc/EGSnrc MC kodunda önerilen malzemeler ve fiziksel

yoğunluk aralığı ... 69 Çizelge 4.1 6 MV foton enerjisinde farklı diĢ implantları için MC sonucu elde

yüzde doz artıĢ ve doz azalımı ... 80 Çizelge 4.2 6 MV foton enerjisinde farklı diĢ implantları için MC ve PBC

algoritması arasında hesaplanan doz farklılıkları (%) ... 81 Çizelge 4.3 Her bir implant için implantın önündeki PBC algoritması ve MC

simülasyonu ile hesaplanan nokta doz değerleri ve aralarındaki % doz farklılığı ... 85 Çizelge 4.4 Her bir implant için, implantın önündeki PBC algoritması ve TLD ile

hesaplanan nokta doz değerleri ve aralarındaki % doz farklılığı ... 86

(15)

1 1. GĠRĠġ

Kanser, dünya çapında en yüksek ikinci ölüm nedenidir. Ulusal Sağlık Ġstatistikleri Merkezi tarafından yapılan araĢtırmada, Amerika BirleĢik Devletleri'nde (ABD) 2018'de 1.735.350 yeni kanser vakasının 609.640 ölümle sonuçlanacağı tahmin edilmektedir.

AraĢtırmada, 2018 yılında, baĢ ve boyun kanseri vakalarının ABD'deki toplam teĢhis edilen vaka sayısının % 3'ünü oluĢturacağı tahmin edilmektedir. Ayrıca 2018 yılında ABD'de beklenen 10.030 ölüm ile tahmini toplam 51.540 yeni ağız boĢluğu ve farenks kanseri vakası bulunmaktadır (Siegel vd. 2018).

Son yıllarda, tıp ve diĢ hekimliği, baĢ ve boyun kanserinin tedavisinde önemli geliĢmeler kaydetmektedir. BaĢ ve boyun kanseri hastalarının tedavisi, kulak burun boğaz uzmanları, onkologlar, radyologlar, diĢ hekimleri, konuĢma ve dil terapistleri multidisipliner bir ekibin kombine çabalarını gerektirir. Tedavinin amacı, mümkün olduğu kadar sağlıklı dokuyu koruyarak iĢlevini sürdürürken hastalığı iyileĢtirmektir.

Bununla birlikte, kullanılan mevcut tedaviler sıklıkla ciddi morbiditeye neden olur ve hastanın yaĢam kalitesini düĢürür. Cerrahi en etkili tedavi yöntemlerinden biridir.

Radyoterapi ise en yaygın kullanılan tedavi modalitesidir.

Radyoterapinin amacı, toksite ve yan etkileri en az indirerek, kanseri lokal olarak tedavi etmektir. Bunu yaparken radyasyon dozunu hedefe doğru vermek ve normal dokuların radyasyondan en az seviyede hasar görmesini sağlamak gerekmektedir. International Commission Radiation Units (ICRU) 50 nolu raporunda, doz dağılımındaki heterojenitenin +% 7, -% 5 aralığınında tutulması gerekliliği bildirilmiĢtir. Tümör hacmi içerisindeki doz dağılımı homojen olmalıdır. Hedeflenen hacme, enerji radyasyon kaynağından yayılan birincil demet ile taĢınır, birincil ıĢınlar tarafından dokuda üretilen ikincil elektronlarla dağıtılır. Radyoterapide doz dağılımı, çoğunlukla dokuda üretilen ikincil elektronların eriĢim mesafesine ve yönüne bağlıdır. IĢınlanacak ortam içerisinde bulunan herhangi bir farklı malzeme ortam homojenitesini bozarak, ikincil elektronların eriĢme mesafesini etkileyeceğinden, doz dağılımında değiĢikliklere sebep olmaktadır.

(16)

2

Birçok ulusal ve uluslararası kurul radyasyon dozimetrisinde doğruluğu sağlamak amacıyla önerilerde bulunarak raporlar hazırlamıĢlardır. Bu raporlar genellikle homojen ortamlar için önerilerde bulunmaktadırlar. Ancak insan vücudu farklı yoğunluklardaki bileĢenlerden oluĢmaktadır. Ġnsan vücudunda doğal olarak bulunan yapıların (kemik, kas, akciğer, diĢ, hava boĢlukları vb.) dıĢında, insan tarafından yapılan kalça, kol gibi sabitleyici protezler, spinal kord sabitleyicileri, diĢ dolgu implant ve protezleri gibi araçlarda bulunabilmektedir. Bunlar, genellikle yüksek atom numaralı elementlerden yapılan malzemelerdir. Ġnsan vücut yoğunluğundan daha yüksek yoğunluğa sahip tüm malzemeler, düĢük yoğunluklu bir ortam olan havanın aksine yüksek yoğunluklu olarak kabul edilir. DüĢük yoğunluğun etkisi, özellikle American Association of Physicists in Medicine (AAPM) 85 nolu raporunda geniĢ biçimde ele alınmıĢtır. AAPM 81 nolu raporunda, yüksek yoğunluklu implantlar, özellikle de kalça protezleri ile ilgili önerilerde bulunulmuĢtur. Kalça protezine sahip hastalarda yapılan pelvik ıĢınlamalarda, tedavi edilecek bölgeye doğru dozu vermek için tedavi alanları yerleĢtirilirken protezleri tedavi alanının dıĢında tutmak önerilmektedir.

BaĢ boyun kanseri tanısı almıĢ birçok hasta diĢ implant ve protezleri kullanmaktadır. Bu hastaların bir çoğu sabit ve çıkarılamayan protezlere sahiptirler (De Conto vd. 2014).

Son yıllarda, diĢ implantlarının kullanımı ile kısmen ya da tamamen diĢsiz vakalarda konuĢma, estetik, ve çiğneme fonksiyonlarının geri kazanımı önemli derecede artmıĢtır.

Özellikle baĢ boyun tümörü olan hastalarda tedavi alanında diĢ implantı bulunması radyoterapi doz hesaplamalarını etkilemektedir. Klinik uygulamalarda yeni nesil implant sistemleri ve geliĢen radyoterapi planlama algoritmaları arasındaki iliĢkiyi değerlendirmek önemli hale gelmiĢtir.

Bununla birlikte AAPM 85 nolu raporundaki önerileri, bir baĢ boyun tedavisi için uygulamak oldukça zordur. Çünkü ıĢınlanacak bölgede, genellikle bir ya da ikiden fazla protez vardır. Protezlerden dolayı BT görüntüsünde oluĢan artefaktlar, tüm BT görüntüsünü kapsamaktadır. Tedavi planlamalarında, protezler genellikle hedefin içinde kalır ve bu küçük alanlarda yapılan ıĢınlmalarda protezleri tedavi alanının dıĢında tutmak oldukça zordur (De Conto vd. 2014).

(17)

3

Piyasada ticari olarak kullanılan farklı malzemelerden üretilmiĢ birçok diĢ implantı mevcuttur. DiĢ implantları metal, seramik ve polimer malzemelerden üretilirler (Osman ve Swain 2015). Titanyum ve titanyum alaĢımdan üretilen diĢ implantlarının kullanımı diĢ implantolojisinde altın standart olarak kabul edilir (Ozkurt ve Kazazoglu 2011). Son yıllarda, zirkonyum malzemesinden yapılan diĢ implantları titanyuma alternatif olarak gösterilmektedir. Zirkonyum, henüz klinikte rutin uygulamalarda kullanılmamaktadır.

Zirkonyum ile ilgili klinik çalıĢmalar sürmektedir (Ozkurt ve Kazazoglu 2011, Schwitalla vd. 2015).

DiĢ implantları, genellikle yüksek yoğunluğa sahip malzemelerden üretilmektedir (Spirydovich vd. 2006). Yüksek atom numaraları ve yüksek yoğunluklarından dolayı radyoterapi planlamalarında doz dağılımı elde etmekte problemlere neden olmaktadırlar (AAPM 2004). Bu malzemeler, ortam homojenitesini bozarak implant çevresinde saçılıma ve doz değiĢimlerine neden olmaktadırlar (Wang vd. 1998).

BaĢ boyun kanserli hastaların radyoterapi planlamalarında yüksek enerjili foton demeti yüksek atom numarası ve yüksek yoğunluğa sahip olan malzemelerle etkileĢime girdiğinde, bu malzemelerden saçılan radyasyon ağız içinde yumuĢak ve sert doku komplikasyonlarına neden olmaktadır. Bu komplikasyonlar, hastalarda mukozit ve osteoradyonekroz riskinin artmasına neden olmaktadır (Ozen vd. 2005).

DiĢ implantlarının radyoterapide doz dağılımına etkileri, çeĢitli araĢtırma grupları tarafından incelenmiĢtir.

Schwart vd. (1979) 4 MV X ıĢını demeti için, titanyum ve çelik implantların dozda % 29 ile % 36 oranında artıĢa neden olduğunu ve bu artıĢın malzemelerin atom numaralarına bağlı olduğunu bildirmiĢlerdir.

Hudson vd. (1984) ortopedik ve diĢ protezleri ile 8 MV X ıĢını demeti kullanarak yaptıkları çalıĢmada; kurĢun, bakır, çelik ve alüminyumun önünde dozda sırasıyla % 80,

% 35, % 30 ve % 5 oranında artıĢ gözlemlemiĢlerdir. Bu doz artıĢının, 4 mm‟den kısa mesafede olduğunu bildirmiĢlerdir.

(18)

4

Mian vd. (1987) yaptıkları çalıĢmada, titanyum implantlarının çevre kemik üzerindeki geri saçılma etkilerini incelemiĢ, titanyumun olduğu taraftaki kemik yüzeyinde % 15‟lik doz artıĢı olduğunu bildirmiĢlerdir.

Farahani vd. (1990) Co-60 gamma ıĢını ve 10 MV X-ıĢını demeti kullanarak yaptıkları çalıĢmada, yüksek elektron yoğunluğu olan malzemelerin yumuĢak dokudaki doz artıĢını incelemiĢlerdir. ÇalıĢmada, 18 ayar altın diĢ döküm alaĢımı, Ag-Hg (GümüĢ- Civa) diĢ amalgam alaĢımı, Ni-Cr (Nikel-Krom) dental döküm alaĢımı ve doğal insan diĢi yapısını incelemiĢlerdir. Her malzeme için ara yüzün arka tarafındaki "doz arttırma faktörü"nü hesaplamıĢlardır. Doz arttırma faktörünü sırasıyla, Ag-Hg amalgam için 2.0, altın için 2.0, Ni-Cr için 1.4, diĢler için 1.2 bulmuĢlardır.

Delacroix vd. (1990) Co-60 ıĢını kullanılarak yaptıkları çalıĢmada, çelik ve titanyum için sırasıyla % 37.6 ve % 30 oranında geri saçılmadan kaynaklı doz artıĢı gözlemlemiĢlerdir. Dozdaki artıĢın Co-60 gama ıĢını için malzemenin 3 mm önünde, 8 MV X ıĢını demeti için 5 mm önünde gerçekleĢtiğini bildirmiĢlerdir.

Ozen vd. (2005) yaptıkları çalıĢmada saçılan radyasyon dozunu, 6 MV, 25 MV X ıĢını demeti ve Co-60 gama ıĢını kullanarak incelemiĢlerdir. Çene içine yerleĢtirdikleri titanyum diĢ implantlarının doz dağılımına etkisini TLD (Termolüminans Dozimetre) ile ölçmüĢlerdir. BaĢ ve boyun tümörlü hastalarda, yüksek atom numaralı malzemelerin oral kavite içinde saçılan radyasyona bağlı olarak doku komplikasyonlarına neden olduğunu bildirmiĢlerdir.

Beyzadeoglu vd. (2006) titanyum implantın neden olduğu doz artıĢını incelemiĢlerdir.

TLD kullanarak yaptıkları dozimetrik ölçümlerde titanyum implantın üzerindeki maksimum saçılan radyasyon dozlarını; Co-60 gamma, 6 MV ve 25 MV X ıĢını demeti için, sırasıyla % 36, % 32 ve % 23 bulmuĢlardır.

Spirydovich vd. (2006), yüksek yoğunluklu diĢ implant malzemelerinin doza etkisini MC simülasyonu ve süperpozisyon algoritmasını kullanarak incelemiĢlerdir. Klinik

(19)

5

radyoterapi tedavisi planlamasında, en yaygın olarak kullanılan algoritmalardan biri olan süperpozisyon algoritmasının, yüksek yoğunluklu homojen olmayan ortamlar için doz azalımlarını doğru olarak hesaplamada baĢarısız olduğunu bildirmiĢlerdir.

Mu-Han Lin vd. (2013) baĢ ve boyun tümörlü hastaların VMAT (Volümetrik Modüle Arc Radyoterapi) planlamasında diĢ implantlarının doz dağılımına etkisini incelemiĢlerdir. 1cm³‟lik diĢ implant malzemesinin, 6 MV X ıĢını demeti kullanılarak ıĢınlandığında, dozda % 10-51 aralığında azalmaya neden olduğunu bildirmiĢlerdir.

Chang vd. (2014) 6 MV X ıĢını demeti kullanarak yaptıkları çalıĢmada, insan oral kavitesinin simülasyonunu yaparak fantom oluĢturmuĢlardır. Metal diĢ kron kaplamalarının mukozaya geri saçılan radyasyon dozunda % 53‟lük artıĢa neden olduğunu, titanyum diĢ implantları‟nın kemikte % 13‟ lük doz artıĢına neden olduğunu bildirmiĢlerdir.

Catli (2015) yüksek yoğunluklu diĢ implantlarından titanyum, titanyum alaĢım, amalgam ve crown kullanarak yaptığı fantom çalıĢmasında malzemelerin doz dağılımına etkisini 6 MV X ıĢını demeti kullanarak incelemiĢ ve implantın 2 mm önünde geri saçılmayı sırasıyla titanyum için % 7.8, titanyum alaĢım için % 6.3, amalgam için % 29.8 ve crown için % 11.7 olarak bildirmiĢtir.

Azizi vd. (2017) yaptıkları çalıĢmada, çeĢitli diĢ restorasyon malzemelerinin baĢ boyun kanserinin radyoterapisinde doz dağılımına etkisini 6 MV X ıĢını demeti için MC simülasyonunu kullanarak incelemiĢlerdir. Geri saçılma nedeniyle dozda meydana gelen yüzde değiĢim oranını, 0.75 cm derinlikte, amalgam, Ni-Cr alaĢımı, seramik ve diĢ için sırasıyla % 11 ,% 8, % 6 ve % 4 bulmuĢlardır. Maksimum doz artıĢına amalgamın neden olduğunu ve bunun amalgamın yüksek kütle yoğunluğuna ve atom sayısına bağlı olduğunu bildirmiĢlerdir.

Osman ve Swain (2015) derleme çalıĢmasında, ticari olarak kullanılan diĢ implant malzemeleri ve bunların kimyasal ve fiziksel özelliklerini incelenmiĢtir. Zirkonyum

(20)

6

implantın titanyum implanta alternatif olduğu ve klinik rutin uygulamalarda kullanılmaya baĢlanılacağını bildirmiĢlerdir.

BaĢ boyun radyoterapisinde diĢ implantına sahip hastaların tedavi planlaması sağlık fizikçilerinin ve radyasyon onkologlarının klinikte karĢılaĢtıkları bir problemdir.

Bundan dolayı hastanın sahip olduğu implantın hangi malzemeden yapıldığı, implantın dozda neden olduğu azalma oranının bilinmesi tedavi kalitesi açısından önemlidir.

Yurtiçi ve yurtdıĢında farklı malzemelerden yapılan diĢ implantları üzerinde çeĢitli çalıĢmalar yapılmıĢtır.

Bu tez çalıĢmasında, baĢ boyun kanseri radyoterapi planlamalarında farklı yoğunluklara sahip diĢ implant malzemelerinin doz dağılımına etkisi incelenmiĢtir. Tez çalıĢmasında, yoğunlukları birbirinden farklı altı diĢ implant malzemesi; Titanyum (Ti), Titanyum alaĢım (Ti-6AI-4V), Zirkonyum (Y-TZP), Zirkonyum oksit (ZrO2), Alümina (Al2O3) ve Polyethereketone (PEEK) malzemeleri kullanılmıĢtır. Bu malzemelerin seçimi yapılırken diĢ hekimleri ile görüĢmeler yapılmıĢ ve konu ile ilgili literatür araĢtırması yapılmıĢtır.

ÇalıĢma üç aĢamalı olarak tasarlanmıĢtır;

1- BEAMnrc Monte Carlo kodu kullanılarak Varian DHX (2300 C/D) lineer hızlandırıcının modellemesi

2- DOSXYZnrc kullanılarak katı fantom modellemesi

3- DOSXYZnrc Monte Carlo kodu kullanılarak kuru kafa modellemesi

Ġlk olarak Varian DHX lineer hızlandırıcı cihazının 6 MV X ıĢını demeti için kafa modellemesi BEAMnrc kodu kullanılarak yapılmıĢtır. Bu modelleme sonucu elde edilen yüzde derin dozlar (% DD), su fantomu kullanılarak tedavi cihazında yapılan dozimetrik ölçümlerden elde edilen % DD‟lar karĢılaĢtırılmıĢ ve elde edilen derin doz eğrilerinden modellemenin doğruluğu kanıtlanmıĢtır.

(21)

7

Ġkinci aĢamada, DOSXYZnrc Monte Carlo kodu kullanılarak katı fantom modellemesi yapılmıĢtır; Eclipse Tedavi Planlama Sistemi (TPS)‟in Pencil Beam Konvülüsyon (PBC) algoritması ve Monte Carlo (MC) simülasyonu ile elde edilen katı fantom derin doz eğrileri karĢılaĢtırılması yapılmıĢtır. Doz dağılımları karĢılaĢtırılarak birbirleri arasındaki farklılıklar ve nedenleri tespit edilmiĢtir.

Üçüncü aĢamada, ise kadavradan elde edilen gerçek insan kafatası çene içine diĢ implant malzemeleri yerleĢtirilerek DOSXYZnrc Monte Carlo kodu kullanılarak kuru kafa modellemesi yapılmıĢtır. MC simülasyonu ve Eclipse TPS‟in PBC algoritması kullanılarak doz hesaplamaları yapılmıĢ ve bu doz hesaplarına ek olarak TLD ile dozimetrik ölçümler yapılmıĢtır.

Bu çalıĢmada, yeni nesil diĢ implantlarının radyoterapi doz dağılımına etkisi incelenerek, literatürde zirkonyum, alümina ve PEEK implantlarla ile ilgili mevcut bilgi eksikliğinin giderilmesi hedeflenmektedir.

(22)

8 2. KURAMSAL TEMELLER

2.1 DiĢ Ġmplant Malzemeleri

Ġmplantasyon, vücut içine yerleĢtirilen cansız malzemeleri ifade eder. DiĢ implantı, eksik olan diĢlerin fonksiyonlarını ve estetik görüntüsünü tekrar sağlamak amacıyla çene kemiğine yerleĢtirilen yapay diĢ köküdür (Misch 2005). DiĢ implantı, sabit ya da hareketli protezlere retansiyon ve desteklilik sağlamak amacıyla, ağız mukozası ve periostun altına, çene kemiklerinin içine yada üzerine yerleĢtirilerek sabit bölümlü veya tam protezlere desteklik yapan aletlere denir (Stellingsma vd. 2004).

Ġmplant yapımında kullanılan malzemeler incelendiğinde, ilk implant malzemesinin maya uygarlığı döneminde deniz hayvanlarının kabuğunda bulunan hidroksilapatit olduğu görülmüĢtür. Modern dental implantoloji 1939 yılında baĢlamıĢ o günden günümüze hızla geliĢmektedir (Ataoğlu 2005). Modern implantolojide kullanılan malzemeler karbon, pirolotik karbon, vitröz karbon veseramik‟dir. Fakat bugün en yakın alloplastik malzemenin metal kökenli olduğu kabul edilmektedir (Tunalı 1996).

Metal alaĢımlar arasında ilk olarak, paslanmaz çelik ve krom kobalt alaĢımları tercih edilmiĢtir (Rolant ve Langer 1992). Altın, palladyum, tantalyum, platin ve bu malzemelerin alaĢımları da implant malzemesi olarak kullanılmıĢtır. Günümüzde bu malzemeler yüksek maliyetleri nedeniyle kullanılmamaktadırlar. DiĢ implant malzemeleri; komĢu sert ve yumuĢak dokularla uyumlu, erozyana karĢı dirençli, toksik ve alerjik olmamalılar, mekanik, fonksiyonel ve termal gerilimlere dirençli, gerektiğinde Ģekillendirilebilmeliler, uygulaması ve yapımı vücut dokularıyla uyumu kolay ve yeterli olmalıdırlar (Davies 1998).

DiĢ implant malzemeleri metallerden, seramiklerden ve polimerlerden üretilir (Osman ve Swain 2015). Günümüzde implant yapımında en sık kullanılan malzemeler titanyum ve titanyum alaĢımlardır (Ozkurt ve Kazazoglu 2011).

(23)

9 2.1.1 Titanyum ve titanyum alaĢımlar

Titanyum 1970 yılında Reverend William Gregor tarafından keĢfedilmiĢtir. Titanyum ilk olarak 1950‟li yıllarda havacılık endüstrisinde kullanılmıĢtır. Biyolojik uyumluluğu, kolayca Ģekillendirilmesi ve lehimlenmesi, korozyona direnci ile tıp ve diĢ hekimliği alanında geniĢ bir kullanım alanı bulmuĢtur. Titanyum ve alaĢımları mükemmel biyouyumlulukları, korozyon dirençleri, düĢük elastiklik değerleri ve yüksek dirençleri ve nispeten düĢük maliyetleri sebebiyle en çok tercih edilen diĢ implant malzemeleridir.

Titanyum bir geçiĢ elementidir, atom numarası 22‟dir ve atom ağırlığı 47.88‟dir.

Sembolu Ti ve fiziksel yoğunluğu 4.54 g/cm3‟dür (Jaffee ve Promisel 1970). AlaĢım halde bulunmayan saf titanyum (Ti) oksijen ve demir içeriğine göre Grade 1, Grade 2, Grade 3, Grade 4 olmak üzere dört farklı Ģekilde bulunabilir. ġekil 2.1‟de Ti diĢ implantı gösterilmiĢtir.

Sekil 2.1 Titanyum diĢ implantı

Saf Ti, % 0.18-0.4 oranında oksijen içermektedir. Ti alaĢımlar, saf Ti‟ya ilave edilen az miktarda alüminyum ve vanadyum alaĢım ile elde edilir. Ti alaĢımlar mekanik olarak Ti‟a göre daha kolay bükülürler. Günümüzde, implant uygulamalarında genellikle Ti alaĢımı (Ti-6Al-4V) kullanılmaktadır (Contreras vd. 2002).

(24)

10 2.1.2 Zirkonyum

Zirkonyum 1798 yılında alman kimyacı Martin Heinrich Klaproth tarafından bazı değerli taĢlar ısıtılarak elde edilmiĢtir (Piconi vd. 1998). Zirkonyumun atom numarası 40, atom ağırlığı 91.22, fiziksel yoğunluğu 6.52 g/cm³ ve sembolu Zr olan bir elementir.

Doğada hiç bir zaman serbest metal olarak bulunmaz. Sıcaklığa ve korozyana karĢı dirençlidir ve bir çok farklı bileĢik halinde bulunabilir. Bu bileĢiklerden en önemlisi Zirkonyum oksittir (ZrO2). ZrO2 kristali tanecik çapının küçük olması, dayanıklılık ve sertliğinin fazla olması, yüksek kırılma direnci göstermesi ve elastikiyet modülünün az olması nedeniyle son yıllarda diĢ hekimliğinde popüler hale gelmiĢtir (Piconi ve Maccauro 1999).

DiĢ hekimliğinde kullanılan üç çesit Zr içeren seramik sistemi vardır. Bunlar; stabil olmayan saf Zr, parsiyel stabil Zr ve tam stabilize Zr‟dir. Günümüzde, stabilizatör olarak Yttriyum oksit (Y2O3) kullanılmaktadır. Böylece Yttrium (Y) ile stabilize edilmiĢ tetragonal Zr polikristali (Y-TZP) elde edilmektedir (Christel vd. 1988). ġekil 2.2‟de zirkonyum diĢ implantı gösterilmiĢtir.

ġekil 2.2 Zirkonyum diĢ implantı

Altın standart olarak kabul edilen titanyum implantların implant çevresinde gri renklenmeye neden olduğu klinik çalıĢmalarla kanıtlanmıĢtır (Bressan vd. 2011). Bu sorunu çözmek için zirkonyum implantları kullanımı gündeme gelmiĢtir. Zirkonyum oksit seramiklerinin diĢ hekimliği pratiğine girmesinden bugüne kullanım alanları

(25)

11

giderek artmaktadır. Yapılan çalıĢmalarda, ZrO2 tabanlı implantların baĢarıları tam olarak bilinmemektedir (Raigrodski 2006). Klinik çalıĢmalar Zr destekli malzemelere hekimlerin ilgisini artırmaktadır. Firmalar, bu durumları dikkate alarak iki parçalı olan implantları üretmeye baĢlamıĢlardır. Zr ile ilgili klinik çalıĢmalar sürmektedir.

2.1.3 Alümina

Seramikler biyouyumluluklarının üstün olması zehirleyici etki göstermemesi alerjik olmamaları, kararlı kimyasal yapı özellikleri, aĢınmaya karĢı dayanıklı olmalarından dolayı tıp ve diĢ hekimliği teknolojisinde kullanımı giderek yaygınlaĢan inorganik malzemelerdir (Çatlı 2012). Seramikler, fizyolojik çevreye uyumları, mukavemet ve aĢınma direnç özellikleri ile biyomedikal alanda büyük bir potansiyele sahiptirler.

Alüminyum oksit olarak da adlandırılan Alümina, alüminyumun tek katı oksit formudur (Al2O3). Yoğunluğu, 3.97g/cm3 dir (Fadhel vd. 2014).

Ġnsanlık tarihi boyunca teknolojik olarak önemli bir seramik malzeme olan Alümina ilk olarak 1970'lerde tanıtıldı. 1970‟li yıllardan beri diĢ hekimliğinde alümina kullanımı büyük bir ilerleme kaydetmiĢtir. Alümina ve hidroksiapatit (HA), kemik dokusunun inorganik yapısında olup, kalsiyum fosfat esaslı seramiktir. Yapay kemik olarak çatlak ve kırık kemiklerin onarımında kullanılmaktadır (Çatlı 2012). Alümina, endodontik postların, ortodontik braketlerin, dental implantların, kronların ve köprülerin imalatında ve seramik abutmentlerde kullanılmaktadır. ġekil 2.3‟de Alümina diĢ implantı gösterilmiĢtir (Fadhel vd. 2014).

ġekil 2.3 Alümina diĢ implantı

(26)

12

Dental uygulamalar için alümina bazlı malzemelerin mekanik özelliklerinde sentez ve karakterizasyon özellikleri ile ilgili önemli çalıĢmalar olmasına rağmen malzemelerin özelliklerini değerlendirmek için daha fazla çalıĢmaya ihtiyaç vardır. Özellikle alümina kompozitleri ile ilgili çalıĢmalar sürmektedir.

2.1.4 PEEK

Polyether ether keton (PEEK), keton ve eter fonksiyonel grupları ile birbirine bağlı aromatik temel yapı ve moleküler zincirden oluĢan yüksek sıcaklık termoplastik polimerin yeni ailesi olan polyaryl ether ketone (PAEK) grubundan bir polimerdir.

PEEK materyali aromatik, yarı kristal bir polimerdir. Ortopedi, oral ve maksiyofasial cerrahi gibi alanlarda kullanılmaktadır (Ergün ve ġahin 2016).

PEEK polimeri, ısıya ve kimyasallara karĢı oldukça iyi bir dayanıklılığa sahiptir. PEEK polimeri, biyouyumluluğunun yanında üstün kimyasal ve fiziksel kararlığından dolaylı yaĢlanma karĢıtı bir malzemedir. Fiziksel yoğunluğu 1.30 g/cm³‟dir. PEEK polimeri aynı zamanda rijit, tok ve sürtünme-aĢınma dayanımı olmasından dolayı sterilizasyon ve radyasyona karĢı da direnç gösterebilmektedir (Kalaycı vd. 2017).

PEEK metalik bileĢenlerin yerini alabilen yüksek performanslı bir termoplastik polimer olarak iyi bilinmektedir. Elastik modülünden dolayı kortikal kemiğe benzer Ģekilde titanyum gibi konvansiyonel implant materyallerine alternatif olarak önemli bir rol oynamaktadır. Geleneksel olarak çok çeĢitli alloplastik materyallerin kullanıldığı diĢ hekimliği alanında, PEEK uygulaması geleneksel diĢ materyallerinin yerini almaktadır.

1998'den beri metallere alternatif implant malzemesi olarak, kemik benzeri mekanik özellikler nedeniyle birçok tıbbi alanda kullanılmaktadır. PEEK'in bu izo-elastik özellikleri diĢ hekimliği alanında, geleneksel malzemelere uygulanabilir bir alternatif oluĢturabileceği düĢünülmektedir (Schwitalla vd. 2015). PEEK diĢ implantı Ģekil 2.4‟de gösterilmiĢtir.

(27)

13

ġekil 2.4 PEEK diĢ implantı

Son yıllarda yapılan çalıĢmalarla PEEK'in diĢ hekimliğinde uygulanabilirliği vurgulanmakta ve özellikle alerjiler ve bruksizm varlığında hastalara metalsiz restorasyonlar sunma olasılığına dikkat çekilmektedir. (Schwitalla vd. 2015). PEEK‟in diĢ hekimliğinde kullanımı yaygınlaĢtırmak için çalıĢmalar sürmektedir.

2.1.5 Silikon

Silisyum ametal karakterli kimyasal bir elementtir. Yerkabuğunun % 27.6‟sı gibi büyük bir kısmını meydana getirir ve yeryüzünde oksijenden sonra ikinci en çok bulunan elementtir. Doğada serbest olarak bulunmaz, kayaçlarda, kum, kil ve topraklarda ya silis halinde veya oksijen ve aliminyum, magnezyum, kalsiyum, demir, sodyum, potasyum gibi baĢka elementlerle oluĢturduğu silikatlar halinde bulunur. Saf silisyum bor, galyum, fosfor ve arsenik ile doyurularak transistör, diyod ve diğer yarı iletkenlerin üretiminde kullanılır. Metalurjide indirgeyici olarak çelik, pirinç ve bronz üretiminde alaĢım elemanı olarak kullanılır (Gmelin 1984).

Silikon protezler uzun yıllardır insan vücudunun çeĢitli bölgelerine estetik ve rekonstruktif amaçlı kullanılmaktadır. Cerrahinin pek çok dalında silikon değiĢik formlarda kullanılmaktadır. Silikon elastomerleri eksternal protezlerde ilk olarak 1960 yılında Barnhart tarafından kullanılmıĢtır. Günümüzde, yüz protezleri, fleksibl obturatörler, implantlar, kombine orafasiyal prostetik aygıtlar yapımında kullanılan malzemeler arasındadır (Hoca 2007).

(28)

14 2.2 Fantomlar

Fantomlar, doku içerisinde doz dağılımlarının incelenmesi için kullanılan insan dokusu eĢdeğeri malzemelerdir. Ġnsan vücudunun büyük bir kısmı sudan oluĢur ve kas ve yumuĢak dokuların atom numarası (Z) suya çok yakındır. Bundan dolayı, temel doz dağılımları genellikle evrensel olarak tekrarlanabilir olması, kas ve yumuĢak dokuların radyasyon soğurma ve saçılma özelliklerine çok yakın olması ve üç boyutlu ölçüm yapabilmesi nedeniyle su fantomunda yapılır. Her zaman fantom olarak su kullanmak pratik olmayacağından, daha kullanıĢlı olan katı su fantomları gibi çeĢitli fantomlar da geliĢtirilmiĢtir. Ġdeal olarak kullanılacak materyalin doku veya su eĢdeğeri olabilmesi için kütle yoğunluğu, kütle baĢına elektron sayısı ve efektif atom numarası suya eĢit olmalıdır. Fakat klinik uygulamalarda, MeV mertebesinde enerjiye sahip fotonlarda en baskın olan etkileĢme Compton saçılması olduğundan, kullanılacak olan fantom materyalinin, sadece elektron yoğunluğunun suya eĢdeğer olması yeterli olacaktır (Khan ve Gibbons 2014).

2.2.1 PTW RW3 katı su fantomu

Yüksek enerjili foton ve elektron dozimetrisinde su standart referans materyaldir.

Cihazın doz çıkıĢı gibi rutin kontrollerinde ise pratik bir yöntem olması nedeni ile genellikle su fantomu yerine su eĢdeğeri katı fantom materyali kullanılır. ÇalıĢmada kullanılan PTW marka RW3 katı su fantomu beyaz polyesterden yapılmıĢ 30x30 cm2 boyutlarında 1, 2, 5 ve 10 mm kalınlıklarında plakalar Ģeklindedir. Kullanılan iyon odalarına uygun plakalar içerir. Kütle yoğunluğu 1.045 gr/cm3, elektron yoğunluğu ise 3.43x1023 elektron/cm3‟ tür (PTW-Freiburg, 2007). RW3 katı su fantomu, Ģekil 2.5‟de gösterilmiĢtir.

(29)

15

ġekil 2.5 PTW RW3 katı su fantomu

2.2.2 PTW MP3 tank su fantomu

Su, birçok insan dokusunun temel bütününü oluĢturur. Suyun efektif atom numarası 7.51 ve fiziksel yoğunluğu 1 g/cm3 dir. Bundan dolayı birçok dozimetrik ölçüm su fantomunda yapılmıĢtır. Su fantomu, PMMA (Polimetil metakrilat) kübik bir tanktan oluĢmuĢtur. Derin doz, profil ve izodozlar su tankı içinde olan ve hareket edebilen bir mekanizma tarafından iyon odası ölçüm verileri kullanılarak elde edilir. Tank su fantomu, Ģekil 2.6‟da gösterilmiĢtir (PTW-Freiburg, 2015.)

ġekil 2.6 PTW MP3 tank su fantomu

Su fantomunda biri referans diğeri doz ölçümü yapabilen iki iyon odası kullanılır.

Radyasyon alanında sabit pozisyonda referans iyon odası olarak kullanılan ikinci dedektör, lineer hızlandırıcı tarafından üretilmiĢ değiĢen doz verimlerindeki radyasyonu ölçebilir. Referans iyon odası radyasyon demetinin olduğu yere sabitlenmekle birlikte

(30)

16

genellikle havada su yüzeyinin üstünde bir yere yerleĢtirilir. Suda hareket edebilen kolun üstüne monte edilen diğer iyon odasından gelen sinyal, sabit referans iyon odasından gelen referans sinyali ile karĢılaĢtırılır.

2.3 PTW 31010 Semiflex 0.125 cc Ġyon Odası

Yüksek enerjili foton ve elektron radyasyonu ölçümlerinde kullanılmak üzere dizayn edilmiĢ, tarama iĢlemleri ve mutlak doz ölçümleri için kullanılmaktadır (ġekil 2.7). Doz ölçümlerinde havada ya da fantomda ölçüm alınabileceği gibi, su geçirmezlik özelliğinden dolayı su fantomunda da ölçüm almak amacıyla kullanılabilmektedir.

Nominal enerji aralığı fotonlarda 140 kV ile 50 MV, elektronlarda ise 10 MeV ile 50 MeV‟dir. Hassas hacimleri 0.125 cm3 ve 0.3 cm3 olmak üzere iki tipi bulunmaktadır.

ġekil 2.7 PTW Semiflex 0.125cc iyon odası

Semiflex iyon odasının yön bağımlılığı minimumdur ve küçük alanlar için ideal bir iyon odasıdır. Foton ve elektron demetlerinin her ikisinde de kullanılmaktadır. Teknik özellikleri çizelge 2.1‟de gösterilmiĢtir (PTW-Freiburg 2006).

(31)

17 Çizelge 2.1 Semiflex iyon odası teknik özellikleri

Duvar Malzemesi

0.55 mm PMMA 1.19 g/cm3 0.15 mm grafit 0.82 g/cm Toplam duvar alanı yoğunluğu 78 mg/cm2 Duyarlı hacim boyutları

yarıçap 2.75 mm uzunluk 6.5 mm

Orta elektrot Alüminyum

Ġyon toplam süresi 100μs

Oda voltajı ±100-400 V

Radyasyon ölçüm aralığı 66 keV- 50 MV foton 10-45 MeV elektron

Polarite etkisi < %1

Kayıp akım < ± 4 fA

2.4 PTW Unidoswebline Elektrometre

Tanısal radyoloji ve radyoterapide kullanılan referans bir dozimetredir (ġekil 2.8).

MikroiĢlemci kontrollü bu elektrometre, radyoterapide doz ve doz hızı ölçmek için kullanılmaktadır. Ġyon odalarına ve katı hal dedektörlerine bağlanılarak ölçüm alınabilmektedir. Kapsamlı bir istatistik ve veri kaydı fonksiyonu uygulandığından kalibrasyon değerlerini ve 100‟e kadar ölçüm değerlerini hafızasında saklayabilmektedir (PTW-Freiburg and PTW-New York (2015).

(32)

18

ġekil 2.8 PTW Unidoswebline Elektrometre

2.5 Derin Doz Dağılımları

Radyasyon demeti, hastadan (su veya su eĢdeğeri fantomdan) geçerken belirli bir noktada soğurulan doz farklı parametrelere bağlı olarak değiĢir. Bu parametreler;

demetin enerjisi, derinlik, alan boyutu, kaynaktan olan uzaklık, demet kolimatör sistemidir. Hasta içerisindeki, doz hesaplamaları bu parametreler ile ilgili bilgileri içerir.

Doz hesaplamalarını yapabilmek için, radyasyon demetinin hastaya girdikten sonra doz dağılımlarını hesaplamak gerekmektedir. Radyasyon demetinin merkezi eksen boyunca oluĢan derin doz dağılımınını hesaplamak için Yüzde Derin Doz (%DD), Doku Hava Oranı (TAR) nicelikleri kullanılır (Khan ve Gibbons 2014).

Radyasyon demetinin farklı derinliklerdeki doz dağılımları su ya da su eĢdeğeri fantomlar ve iyon odaları kullanılarak yapılan ölçümlerle hesaplanmaktadır.

2.5.1 Yüzde Derin Doz (%DD)

Merkezi eksen derin doz dağılımlarını tanımlamanın en iyi yöntemi, bir noktadaki dozu belli bir referans noktadaki doza normalize etmektir.

(33)

19

ġekil 2.9 % DD‟un Ģematik olarak gösterimi

Yüzde Derin Doz (%DD): su veya su eĢdeğeri bir fantomda demet merkezi ekseni boyunca, d derinliğinde soğurulan dozun, do referans derinliğindeki soğurulan doza oranı olarak tanımlanır (Khan ve Gibbons 2014).

( 2.1)

Orta ve düĢük enerjili fotonlar için referans derinlik (do) genellikle yüzeyde alınır.

Yüksek enerjiler için referans derinlik ise merkezi eksen üzerinde en yüksek soğurulan doz (build-up) noktası olarak alınır (do=dmax).

Build up noktasında maksimum soğurulan doz, Dmax:

2.2) Dd

d d0

Kaynak

Kolimatör

Ddo

Fantom Yüzey

(34)

20

%DD ölçümleri bilgisayar kontrollü bir su fantomu kullanılarak yapılır. Veriler elde edilirken su fantomu geometrisi hareketsizken, iyon odası (ölçüm dedektörü) ise hareketlidir.

ġekil 2.10 6 MV ve 18 MV foton enerjileri için 10x10cm2 alan boyutunda %DD değerleri

Yüzde derin doza etki eden parametreler; demet kalitesi veya enerjisi, alan boyutu ve Ģekli, kaynak cilt mesafesi (SSD) ve kaynak kolimasyonudur.

2.5.2 Doz GiriĢ (Build-up)

IĢınlanan dokuya enerji, radyasyon kaynağından yayılan primer foton demeti ile taĢınır.

Ancak enerji primer fotonlar tarafından dokuda üretilen sekonder elektronlar ile dağıtılır. Dokudaki doz dağılımını, sekonder elektronların eriĢim mesafesi ve yönü belirler. DüĢük enerjili fotonlar için sekonder elektronların eriĢim mesafesi çok kısadır ve enerjileri hemen soğurulur. DüĢük enerjiler için maksimum doz, hemen yüzeyde veya yüzeye çok yakın derinliklerdedir. Yüksek enerjili fotonlar için sekonder elektronların eriĢim mesafeleri daha uzundur. Bundan dolayı maksimum doz, düĢük enerjilere göre dokuda daha derin mesafelerde oluĢur ( Khan ve Gibbons 2014).

0 20 40 60 80 100

0 50 100 150 200 250 300

Yüzde Derin Doz (% DD)

Derinlik (mm)

6MV 18MV

(35)

21

ġekil 2.11 Soğurulan doz ve kermanın derinliğe göre değiĢim grafiği

Maksimum soğurulan doz noktası build-up noktası olarak adlandırılır. Yüzey ile maksimum doz noktası arasındaki bölgeye build-up bölgesi denir. Bu bölge, radyasyonun cilde giriĢ yaptıktan sonra maksimum doza ulaĢtığı derinlikteki bölgedir.

Bu bölge, gelen radyasyonun dokuda ikincil parçacık radyasyon enerjisinin (elektron, pozitron) ve radyasyon-madde etkileĢimleri (fotoelektrik olay, compton saçılması ve çift oluĢum) sonucu oluĢan kinetik enerjilerinin toplamını dokuya bıraktığı bölgedir.

Yüksek enerjili fotonlarda maksimum dozun derinde oluĢması ve yüzey dozunun maksimum dozdan az olması build-up doz etkisi (Skin Sparing Effect) olarak bilinir.

Yüksek enerjilerde yüzey dozu, maksimum doz noktasındaki dozdan daha düĢüktür.

Enerjinin artması cilt dozunun azalmasına neden olur (Levitt vd. 2006).

2.6 Termolüminesans Dozimetre (TLD)

TLD‟ler farklı kristallerden oluĢan ve termal iĢlemler sonucu doz okuması sağlanan dozimetrelerdir. RT‟de doku eĢdeğeri olan LiF (Lityum Florür) TLD‟ler (TLD-100) kullanılmaktadır. Boyutlarının küçük olması sayesinde kolay taĢınabilir ve aynı anda istenilen bir çok yere herbirinin yerleĢtirilmeleri ile birden fazla ölçüm yapılabilmektedir. TLD‟ler kullanılmadan önce kalibrasyon iĢleminin yapılması gerekmektedir. Kalibrasyon iĢleminde öncelikle kullanılacak olan her bir TLD‟nin element düzeltme faktörü (ECC) bulunur. Bunun için kullanılacak dozimetreler önce fırınlanarak sıfırlanır. Daha sonra her bir TLD belirli bir miktarda doz ile ıĢınlanır.

(36)

22

IĢınlanan TLD‟ler okunarak TL sayım Ģiddetleri elde edilir. Ortalama TL Ģiddet değerinin (<I>) her bir TLD‟den elde edilen TL Ģiddet değerine (Ii) oranı ile her bir TLD için ECCi faktörü elde edilir ( Banaee ve Nedaie 2013).

(2.3)

ECC faktörü elde edildikten sonra TL Ģiddet değerinin doza dönüĢtürülmesi için okuyucu kalibrasyon faktörü katsayısının (RCF) elde edilmesi gerekmektedir. Bunun için de ECC değeri elde edilen TLD‟ler tekrar sıfırlanarak bilinen bir doz değeri ile ıĢınlanır. Okuma yapılarak her bir TLD‟nin TL Ģiddeti ile ilgili TLD‟nin ECC faktörü çarpılır. Elde edilen TL Ģiddet değerlerinin ortalamasının (<I>) verilen doza (D) oranı RCF (Okuyucu Kalibrasyon Faktörü)‟nü vermektedir.

(2.4)

TLD kalibrasyonu sonrası ıĢınlanan TLD‟ler ile doz değerini ölçebilmek için aĢağıdaki

eĢitlik kullanılmaktadır.

)

)

( ) (2.5)

Her ıĢınlamadan önce TLD‟lerin belirli bir sıcaklıkta belirli bir süre tavlama iĢlemine alınması ve ıĢınlama sonrası ön ısıtmaya tabi tutulması gerekmektedir (Banaee ve Nedaie 2013).

2.7 Medikal Lineer Hızlandırıcılar

Medikal lineer hızlandırıcılar yüksek giricilik özelliğine sahip yüksek enerjili X ıĢınlarının üretilmesine olanak sağlamasından dolayı günümüzde derine yerleĢmiĢ tümörlerin tedavisinde kullanılan en popüler sistemlerden biridir. ġekil 2.12‟de

(37)

23

görüldüğü gibi bir medikal lineer hızlandırıcıda radyasyon demetini üreten yapılar gantri ve stand içine yerleĢtirilmiĢtir. Gantri, hastada hedeflenmiĢ farklı açılardaki demetleri oluĢturabilmesi için hasta etrafında 360 dönme yeteneğindedir. Kolimatörler, gantrinin bitim noktasına içten monte edilmiĢtir. Günümüzde geliĢen teknoloji ile birlikte, tedavi sırasında görüntüleme yöntemlerinden yararlanabilmek için, lineer hızlandırıcılara kV ve MV görüntüleme üniteleri monte edilmiĢtir.

ġekil 2.12 Medikal lineer hızlandırıcı

2.8 Bilgisayarlı Tomografi (BT)

Radyoterapide tedavi edilmesi ve korunması gereken hacimlerin doğru belirlenebilmesi için BT cihazları kullanılmaktadır. BT cihazı; X-ıĢını tüpü ve dedektörlerin içinde bulunduğu gantri, hasta masası ve kontrol ünitesinden oluĢmaktadır.

(38)

24

BT, X-ıĢını kullanılarak düz bir çizgi boyunca dokudaki x-ıĢın soğurulmasının dedektör ile ölçülmesine dayanır. Ölçülen radyasyonun seviyesi, her bir çizgiden elde edilen X- ıĢını soğurma bilgisini vermektedir. Toplanan bilgilerin geri projeksiyonu ile uygun görüntüleme aralığında kesitteki organların yapıları gri skalaya aktarılarak kesit görüntüsü elde edilmektedir.

X-ıĢını bilgisayarlı tomografi sistemlerinde, objeden geçen her ıĢın, obje boyunca her bir noktadaki doğrusal azalım katsayılarının toplamıdır. Sonuçta elde edilen kesit görüntüsü ise doğrusal azalım katsayılarının nümerik bir dağılımıdır. Bir projeksiyon birçok ıĢın olarak düĢünülürse, görüntülenecek objeye girmeden önce akısı Io olan bir ıĢının, görüntülenecek objeden geçtikten sonra soğurulmalar nedeniyle akısı I olacaktır.

Görüntülenecek objenin boyutu d ise I ile Io arasındaki iliĢki aĢağıdaki ifadedeki gibidir (Kalendar 2000).

I = I e−

μd

( 2.6)

Bu anlatılan olay, hastada bir kesit boyunca tüm projeksiyonlar için düĢünülürse transaksiyel kesitte elde edilen bir doğrusal azalım katsayısı μ(x,y) haritasıdır.

Doğrusal azalım katsayıları μ(x,y), kullanılan enerji spektrumuna, demetin geçtiği dokuların atom numarası ve yoğunluğuna bağlıdır. Aynı X-ıĢın bilgisayarlı tomografi sisteminde farklı enerji ve filtrasyonda alınan görüntüler, karĢılaĢtırmada güçlük çekilen görüntülerdir. Bu nedenle μ dağılımının daha anlamlı hale getirilmesi için doğrusal soğurma katsayıları BT numarası adı verilen bir numara ile temsil edilir. BT numarası dokunun doğrusal azalım katsayısının suyun azalım katsayısına normalizasyonu ile elde edilir (Kalendar 2000).

1000

su su

doku x

HU

 

 (2.7)

(39)

25

BT numarasının birimine Hounsfield Unit (HU) adı verilmiĢtir. Sayısal görüntüde piksel değerleri yerine BT numaraları vardır. Su ve su eĢdeğeri yapıların doğrusal azalım katsayısına karĢılık gelen BT numarası 0 HU‟dir. Havanın BT numarası ise μhava = - 1000 HU‟dir. Bu iki değer demetin enerjisinden bağımsızdır ve BT numarası skalasında sabit noktalardır. Vücudun çoğu bölgesi pozitif BT numarasına sahiptir. Medikal X-ıĢın bilgisayarlı tomografi sistemleri için BT numarası skalası -1024 HU ile +3071 HU arasında değiĢir. Bu aralık 4096 adet gri seviye gerektirir ki, bir film, monitor veya tek bir görüntüde ayırt edilemez. Ġnsan gözü maksimum 60 ile 80 gri seviye aralığını ayırt edebilir (Kalendar 2000). Bu nedenle ilgilenilen bölgenin BT numaraları 60 ile 80 gri seviye aralığına sıkıĢtırılır. Bu iĢleme pencere adı verilir. Seçilen pencere altındaki değerler beyaz, üstündeki değerler ise siyah ile gösterilir. Pencerenin merkezi çoğunlukla ilgilenilecek bölgenin ortalama BT numarasına göre bilgisayar tarafından seçilir ve görüntüye uygulanır. Doğrusal azalım katsayısı farklılıklarının çok az olduğu beyin gibi klinik uygulamalarda dar pencere seçilir. Doğrusal azalım katsayısı farklılıklarının büyük olduğu toraks bölgesi gibi klinik uygulamalarda geniĢ bir pencere seçilir.

Bir BT görüntüsü, BT tarafından ölçülmüĢ göreli doğrusal azalım katsayısının matrisinden yeniden yapılandırılır. Dokuyu temsil eden BT fantomlarının kullanılmasıyla BT tarayıcılarının kalibrasyonu gerçekleĢtirilir ve piksel değeri (BT numaraları) ile doku yoğunluğu arasındaki iliĢki kurulabilir. Bu, doz dağılımlarının hesaplanmasında doku homojensizlikleri için piksel düzeltmesi sağlar (Schneider vd.

1996).

Üç boyutlu tedavi planlamasının en önemli özelliklerinden biri, özgün çaprazlama ile (enine) görüntünün baĢka düzlemlerde yeniden yapılandırılma yeteneğidir. Buna

“digitally reconstructed radiograph” (DRR) denir. Yüksek kaliteli DRR elde etmek, sadece yüksek kontrast ve çözünürlükte görüntüler değil, aynı zamanda yeterli derecede küçük kesit kalınlığı gerektirir. Kesit kalınlığı, ihtiyaca bağlı olarak genelde 2-10 mm arasında seçilir; örneğin, daha ince kesitler tümör konumu ya da yüksek kalitede DRR için ve daha kalın kesitler tümör hacminin dıĢındaki bölgeler için kullanılır. Spiral ya da sarmal BT tarayıcıları, hasta tarayıcı çemberine doğru ilerlerken, X-ıĢını tüpünün sürekli

(40)

26

dönüĢüne izin verir. Bu toplam tarama süresini önemli ölçüde azaltır ve bu yüzden yüksek kalitede BT görüntüleri ve DRR için gerekli büyük sayıda ince kesitin kazancına izin verir.

Yüksek görüntü kaliteli BT taramasının yanı sıra, tedavi planlaması, hasta pozisyonlanması, hareketsizliğinin sağlanması ve görüntülerde görülebilen dıĢ iĢaretleyiciler gibi özel etmenler gerektirir. Tedavi planlaması için BT masası düz olmalı ve hasta asıl tedavideki gibi aynı pozisyonda ayarlanabilmelidir. Hareketsizliğin sağlanması durumları 3B KRT (Üç Boyutlu Konformal Radyoterapi) için önemlidir ve tedavide olduğu gibi BT için de aynı olmalıdır. Hasta cildinde belirleyici noktalar BT görüntülerinde görülebilir olmalıdır (Khan 2003).

2.9 Tedavi Planlama Sistemleri (TPS)

Radyoterapide bir tedavi planının amacı en az sağlıklı doku komplikasyonu ile maksimum tümör kontrolü sağlamaktır. En uygun tedavi planı için optimum demet Ģekillendirilmesi ile optimum doz dağılımı elde edilmelidir.

TPS belirli bir program altında çalıĢabilen yazılımdan oluĢan bir sistemdir. Bilgisayar ortamında farklı enerjilerde, farklı eĢmerkez, farklı SSD (Kaynak cilt mesafesi) ve istenilen alan boyutlarında foton ya da elektron demetleri oluĢturmak ve bu demetleri farklı tedavi teknikleri ile hastaya yönlendirilerek ıĢınlanan bölgedeki doz dağılımlarını elde etmek mümkündür.

Tedavi planlamaları; hasta teĢhisi, tümör sınıflandırılması, tedavi planlamaları için BT, MRG (Magnetik Rezonas) yada PET-BT (Pozitron Emisyon Bilgisayarlı Tomografi) gibi görüntülerin elde edilmesi, tedavi edilecek hacimler ve kritik organ ya da dokuların belirlenmesi, optimal demet yerleĢtirme ve tedavi simülasyonu ile doz optimizasyonu yapılarak tamamlanmaktadır.

(41)

27

Bir tedavi planlamasının optimizasyonu sadece uygun alan ayarlamalarının tasarımını değil, aynı zamanda demet yönlerinin, alan sayılarının, demet ağırlıklarının ve kama filtreler, kompansatörler, dinamik çok yapraklı kolimatörler gibi değiĢtiricilerin ayarlanmasını da gerektirir. Ġleri planlama sisteminde bu parametreler tekrarlayıcı ya da deneme-yanılma esasına göre seçilir ve bu nedenle karıĢık bir durum için, eğer yüksek dereceli optimizasyon isteniyorsa, tüm iĢlem çok yoğun bir çaba gerektirir. Bununla birlikte uygulamada, çoğu uygulamacı standart teknikle baĢlar ve onu, verilen hasta için BEV (Demet Gözünden BakıĢ), 3B doz gösterimleri, aynı düzlemde olmayan demet seçimleri, yoğunluk ayarı ve doz-hacim histogramları gibi araçları kullanarak optimize eder. Zaman, üç boyutlu konformal radyoterapi planlamak için verilen durumun karıĢıklığına ve tedavi planlama sisteminin hızına bağlıdır. Son tedavi planı, hasta bilgi girdisinin kalitesi, görüntü kesitleri, görüntü kaydı, alan ayarları, doz ölçümü, plan değerlendirmesi ve plan optimizasyonu kadar iyi olmalıdır.

TPS‟ler içerdiği özel algoritmalar yardımıyla, sisteme önceden girilen ıĢınlama cihazına ait demet enerjisi, doz verimi, dozimetrik parametrelerden gerekli olanlarını, sonradan girilen hedefe, tedavi tekniğine ıĢınlamaya ait parametreleri iliĢkilendirerek doz hesabı yapmaktadır. Bu hesaplamalar sonunda, radyasyonun hedef içindeki dağılımı, komĢu doku ve organlar ile tümörün alacağı doz belirlenebilmektedir.

TPS‟lerde tedavide kullanılan cihaza ait dozimetrik parametreler kuruluĢ aĢamasında yüklenmekte ve periyodik olarak kontrol edilmektedir. Hastaya ait bilgiler ise tedavi aĢamasında girilmektedir. Hastanın ıĢınlanacak bölgesinde yer alan kritik organlar, tümör hacmi ve ıĢınlanması planlanan hedef hacim belirtilmelidir. Daha sonra istenilen özelliklere sahip foton ya da elektron demetleri oluĢturularak, hedef bölge üzerine gönderilmektedir. Yazılım girilen tüm bilgileri göz önünde tutarak MU (Monitör Unit) ve izodoz hesaplamaları, DVH (Doz Hacim Histogramı) ve DRR oluĢturma, IMRT (Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi) optimizasyonları gibi istenilen dozimetrik hesaplamaları gerçekleĢtirmektedir (Khan 2003).

Figure

Updating...

References

Related subjects :