ANKARA ÜNİVERSİTESİ NÜKLEER BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ YÜKSEK LİSANS TEZİ

109  Download (0)

Tam metin

(1)

ANKARA ÜNİVERSİTESİ NÜKLEER BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ

YÜKSEK LİSANS TEZİ

RADYOTERAPİDE 6 MV FOTON ENERJİSİNDE PBC (PENCIL BEAM CONVOLUTION) VE

AAA (ANISOTROPIC ANALYTIC ALGORITHM) ALGORİTMALARININ DOZİMETRİK AÇIDAN KARŞILAŞTIRILMASI

Ramiser TANRISEVEN

MEDİKAL FİZİK ANABİLİM DALI SAĞLIK FİZİĞİ YÜKSEK LİSANS PROGRAMI

ANKARA 2013

Her hakkı saklıdır

(2)
(3)

i

ÖZET Yüksek Lisans Tezi

RADYOTERAPİDE 6 MV FOTON ENERJİSİNDE PBC (PENCIL BEAM CONVOLUTION) VE

AAA (ANISOTROPIC ANALYTIC ALGORITHM) ALGORİTMALARININ DOZİMETRİK AÇIDAN KARŞILAŞTIRILMASI

Ramiser TANRISEVEN Ankara Üniversitesi Nükleer Bilimler Enstitüsü Medikal Fizik Anabilim Dalı Danışman: Doç. Dr. Bahar DİRİCAN

Bu tez çalışmasında Medicana International Ankara Hastanesi Radyasyon Onkolojisi kliniğinde bulunan, Varian Clinac DBX lineer hızlandırıcı cihazı kullanılarak, 6 MV foton enerjisinde AAA ve PBC Algoritmalarının dozimetrik açıdan karşılaştırılması yapılmıştır. İlk olarak algoritmaların kurulum ölçümleri alınıp TPS'e yüklenmiş ve Eclipse Kullanıcı El Kitabı takip edilerek algoritmalar oluşturulmuştur.

Her iki algoritma için Profil ve %DD eğrileri ölçülmüştür. Farklılıkları araştırmak için Profil ve

%DD eğrilerinin 2D Array ölçümleri ile Gama İndeks analizi yapılmıştır. Profil ve %DD ölçümlerinde penumbra, build-up bölgelerinde algoritmalar arası farklılıklar görülmüştür. Alan boyutu ve kama filtre açısı arttıkça fark artmıştır. AAA için % fark, PBC için % farktan daha düşüktür. Su fantomunda nokta doz ölçümleri alınmıştır. TPS'de sanal su fantomu oluşturulup, soğurulan doza çevrilen nokta doz ölçümleri her iki algoritma için ayrı ayrı TPS'e girilmiştir.

Nokta doz ölçümlerinde, algoritmalar arası % 4’ü bulan fark bulunmuştur. TPS'de sanal su fantomunda farklı alan boyutları için her iki algoritmada izodoz eğrileri çizdirilmiş ve merkezi eksen ve off-axis mesafe ölçümleri alınmıştır. Son olarak 9 Akciğer Kanseri ve 12 GBM Kanseri hasta için, 4-7 alanlı hem AAA hem de PBC algoritmasıyla YART planları yapılmıştır.

Planlar önce PBC algoritması ile yapılmış daha sonra değişiklik yapılmadan AAA algoritmasına çevrilmiştir. Tedavi planları için belirlenen hedef hacim ve kritik organ doz değerlendirme kriterlerinin t-test ile istatistik analizi yapılmıştır. Algoritmalar arasında, Akciğer YART planlarında spinal kord ve CI dışında anlamlı fark bulunmuştur (p<0.02). GBM YART planlarında ise sağ göz ve HI dışında anlamlı fark bulunmamıştır (p>0.02).

Uluslararası protokollere ve referans çalışmalara göre yapılan değerlendirmelerde alan boyutu, kama filtre açısı ve inhomojenite arttıkça algoritmalar arasındaki farkın arttığı belirlenmiştir.

AAA algoritması Model tabanlı olduğundan saçılan fotonları hesaba katmaktadır, inhomojenite ve kama filtre açısı yüksek olduğunda tercih edilmelidir.

2013, 95 sayfa

Anahtar Kelimeler: AAA Algoritması, PBC Algoritması, Gama İndeks (GI), Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi (YART), Homojenite İndeks (HI), Komformite İndeks (CI), t-test.

(4)

ii

ABSTRACT Master Thesis

DOSIMETRIC COMPARISON OF PBC (PENCIL BEAM CONVOLUTION)AND AAA (ANISOTROPIC ANALYTIC ALGORITHM) ALGORITHMS

IN 6 MV PHOTON ENERGY IN RADIOTHERAPY Ramiser TANRISEVEN

Ankara University

Graduate School of Nuclear Sciences Department of Medical Physics

Supervisor: Assoc. Prof. Dr. Bahar DİRİCAN

In this study, AAA and PBC algorithms have been dosimetrically compared in 6 MV photon energy using Varian Clinac DBX linear accelerator in Medicana International Ankara Hospital, Radiation Oncology Clinic. First, installation measurements of algorithms were loaded to TPS and algorithms were established according to Eclipse Manual. Profile and percent depth dose (DD) curves for both algorithms were taken. In order to investigate the differences, profile and DD measurements were analyzed with 2D array and Gamma Index method. There has been differences between algorithms in terms of penumbra, build-up regions in profile and percent depth dose measurements. The percent difference for AAA is less than for PBC. For defined field sizes and features, point dose measurements were taken in water phantom. Virtual water phantom were created in TPS, after that, point dose measurements converted to absorbed dose for both algorithms were separately entered to the TPS. In point of dose measurements, there was a 4% difference between algorithms. On TPS, isodose curves both algorithms were created in virtual water phantom, and central- and off-axis distance measurements were analyzed.

Lastly, for 9 Lung cancer and 12 Glioblastome multiforme (GBM) patients,4-7 field IMRT plans with both AAA and PBC algorithms were made. Plans were prepared first in PBC algorithm and then converted to AAA algorithm without any further changes. Evaluation criteria for target volume and critical organs were analyzed with t-test. In lung IMRT plans, significant differences has been found between algorithms excluding spinal cord and CI (p<0.02). In GBM IMRT plans however, there were no significant differences excepting right eye and HI (p>0.02).

According to international protocols and referred studies, the difference dose calculation algorithms increase with increasing field size, wedge angle and inhomogeneity. Since AAA algorithm is based on Model, scattering photons are also taken into account. Therefore, it should be preferred in cases of high inhomogeneity and wedge angle.

2013, 95 pages

Keywords: AAA Algorithm, PBC Algorithm, Gamma Index (GI), Intensity Modulated Radiotherapy (IMRT), Homogeneity Index (HI), Conformity Index (CI), t-test.

(5)

iii

TEŞEKKÜR

Çalışmamı yönlendiren, çalışmamın her safhasında bilgi, öneri ve desteklerini hiçbir zaman esirgemeyen danışman hocam Sayın Doç. Dr. Bahar DİRİCAN’a (Gülhane Askeri Tıp Akademisi Radyasyon Onkolojisi Anabilim Dalı), yüksek lisans eğitimim boyunca desteklerini esirgemeyen Ankara Üniversitesi Nükleer Bilimler Enstitüsü’nden Sayın Doç. Dr. Niyazi Meriç'e, tüm öğretim görevlilerine ve tüm araştırma görevlilerine,

Bana bu tez çalışmasında her türlü çalışma olanağı sağlayan, hazırlık süresince ve öncesinde her zaman bilgilerini aktaran, tecrübelerini esirgemeyen, yol gösteren Medicana International Ankara Hastanesi Radyasyon Onkolojisi’nden sayın Fiz. Yük.

Müh. Haluk ORHUN’a, sayın Uzm. Fiz. Alev TEMİZ ARSLAN’a ve sayın Uzm. Dr.

Ayşen Sevgi Öztürk’e, ayrıca ölçüm aldığım süre boyunca yardımlarını esirgemeyen tüm teknikerlerine,

Her zaman yanımda olduğunu hissettiğim, bilgilerini hep sevgiyle aktaran, yol gösteren Hacettepe Üniversitesi Radyasyon Onkolojisi Anabilim Dalı’ndan sayın Fiz. Yük. Müh.

Ali DOĞAN’a, çalışmam süresince, değerli bilgilerini benden esirgemeyen, beni hep destekleyen sayın Prof. Dr. Ferah YILDIZ’a ve sayın Prof. Dr. Mustafa CENGİZ’e, Tüm sorduğum sorulara sabırla cevap veren, yardımlarını esirgemeyen, VARİNAK A.Ş. Servis Mühendisleri Ercan YİĞİT’e, Ercan KOÇKANLI’ya, Melih GÜRKAN’a, Hayatım boyunca beni yalnız bırakmayan, desteklerini hissettiğim değerli arkadaşlarım Selime COŞKUN’a, Cem GÖKŞEN’e, Ece ULUTAŞ’a, Mustafa KIRCA’ya, Murat ÇİM’e, Ezgi OYMAK’a,

Hayatımın her döneminde bana inanan, beni her zaman destekleyen, varlığıyla kuvvet bulduğum canım babam Safter TANRISEVEN’e, canım annem Rukiye TANRISEVEN’e, kardeşim Kübra TANRISEVEN’e, ablam Rahmiye KAPLAN’a ağabeyim Caner KAPLAN’a sonsuz teşekkürlerimi sunarım.

Ramiser TANRISEVEN Ankara, 2013

(6)

iv

İÇİNDEKİLER

ÖZET ... i

ABSTRACT ... ii

TEŞEKKÜR ... iii

İÇİNDEKİLER ... iv

SİMGELER DİZİNİ ... vii

ŞEKİLLER DİZİNİ ... ix

ÇİZELGELER DİZİNİ ... xii

1. GİRİŞ ... 1

2. KURAMSAL TEMELLER ... 2

2.1 Lineer Hızlandırıcılar ... 2

2.2 Bilgisayarlı Tomografi ... 3

2.3 Tedavi Planlama Sistemi ... 5

2.4 Doz Hesaplama Algoritmaları ... 5

2.4.1 Anizotropik Analitik Algoritma (Anisotropic Analytic Algorithm) – AAA ... 6

2.4.1.1 Faz Uzayı Modeli ... 7

2.4.1.1.a Konfigürasyon Bölümü ... 9

2.4.1.1.b Doz Hesaplama Bölümü ... 10

2.4.1.2 Konvolüsyon / Süperpozisyon (Convolution / Superposition) ... 13

2.4.1.3 Birincil Kaynağın Modellenmesi ... 13

2.4.1.4 İkincil Kaynağın Modellenmesi ... 16

2.4.1.5 Hasta Saçılım Modeli ... 17

2.4.1.6 Küçük Işın Demetleri (Beamletler) ... 18

2.4.2 Kalem Demet Konvolüsyonu (Pencil Beam Convolution) - PBC ... 19

2.4.2.1 Doz Hesaplama ... 20

2.5 Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi (YART) ... 21

2.5.1 Sliding Window Tekniği (SW) - Dinamik Teknik ... 21

2.6 Akciğer Kanserleri ... 22

(7)

v

2.7 Glioblastoma Multiforme (GBM) Beyin Tümörü Kanserleri ... 22

2.8 Doz - Hacim Histogramları (DVH) ... 23

3. MATERYAL VE YÖNTEM ... 24

3.1 Materyaller ... 24

3.1.1 Varian Marka Clinac DBX Lineer Hızlandırıcı Cihazı ... 24

3.1.2 Philips Marka Bilgisayarlı Tomografi ... 25

3.1.3 RW3 Katı su Fantomu ... 26

3.1.4 Su Fantomu ... 26

3.1.5 Elektrometre ... 27

3.1.6 İyon Odaları ... 28

3.1.7 Elektron Yoğunluk Fantomu ... 28

3.1.8 PTW 2D Array Seven-29 ... 29

3.1.9 Verisoft ve Mephisto Yazılımı ... 30

3.1.10 Eclipse Tedavi Planlama Sistemi ... 30

3.2 Yöntem ... 31

3.2.1 AAA Algoritması İçin Alınan Ölçümler ve Algoritmanın Kurulumu ... 31

3.2.1.1Açık Alan Ölçümleri ... 31

3.2.1.2 Fiziksel Kama Filtreli Alan Ölçümleri ... 32

3.2.1.3 Doz Verimi Faktörleri ... 32

3.2.1.4 Mutlak (Absolute) Doz Kalibrasyonu ... 32

3.2.1.5 Çok Yapraklı Kolimatörler ve Bazı Diğer Faktörler ... 33

3.2.1.6 İnhomojenite Düzeltmesi ... 33

3.2.2 PBC Algoritması İçin Alınan Ölçümler ve Algoritmanın Kurulumu ... 34

3.2.2.1 Açık Alan Ölçümleri ... 34

3.2.2.2 Fiziksel Kama Filtreli Alan Ölçümleri ... 35

3.2.2.3 Doz Hızı Faktörleri ... 36

3.2.2.4 Mutlak (Absolute) Doz Kalibrasyonu ... 36

3.2.2.5 Çok Yapraklı Kolimatörler ve Bazı Diğer Faktörler ... 36

(8)

vi

3.2.2.6 İnhomojenite Düzeltmesi ... 36

3.2.3 Profil ve Yüzde Derin Doz (%DD) Eğrileri ... 36

3.2.3.1 2D Array Ölçümleri - Gama İndeks Analizi ... 37

3.2.4 Nokta Doz Değerleri ... 37

3.2.5 İzodoz Eğrileri (Merkezi Eksen Off-Axis Mesafeleri) ... 38

3.2.6 Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi Tedavi Planları ... 38

3.2.6.1 Akciğer Kanseri Hastalarının Tedavi Planları ... 38

3.2.6.2 Glioblastoma Multiforme (GBM) Tedavi Planları ... 39

4. ARAŞTIRMA BULGULARI ... 41

4.1 Profil ve Yüzde Derin Doz (%DD) Eğrileri ... 41

4.1.1 2D Array Ölçümleri - Gama İndeks Analizi ... 52

4.2 Nokta Doz Değerleri ... 56

4.3 İzodoz Eğrileri (Merkezi Eksen Off-Axis Mesafeleri) ... 59

4.4 Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi Tedavi Planları ... 66

4.4.1 Akciğer Kanseri Hastalarının Tedavi Planları ... 66

4.5.1 Glioblastoma Multiforme (GBM) Tedavi Planları ... 72

5. TARTIŞMA ve SONUÇ ... 80

5.1 Profil ve %DD Eğrileri ... 80

5.1.1 2D Array Ölçümleri - Gama İndeks Analizi ... 82

5.2 Nokta Doz Değerleri ... 83

5.3 İzodoz Eğrileri (Merkezi Eksen - Off Axis Mesafeleri) ... 83

5.4 Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi Tedavi Planları ... 84

KAYNAKLAR ... ...86

Ek 1 Konformite İndeksi (Conformity Index) ... 90

Ek 2 Homojenite İndeksi (Homogeneity Index) ... 91

Ek 3 Gama İndeks (Gamma Index) ... 92

Ek 4 Doz Sınırları ... 93

ÖZGEÇMİŞ... 94

(9)

vii

SİMGELER DİZİNİ

2B İki Boyutlu

3B Üç Boyutlu

3BKRT Üç Boyutlu Konformal Radyoterapi

AAA Anisotropic Analytic Algorithm (Anizotropik Analitik Algoritma) AAPM American Assosciation of Physicists in Medicine

BT Bilgisayarlı Tomografi

β Beamlet (Küçük Işın Demeti) cGy SantiGray

CI Comformity İndeks(Komformite İndeksi) cm SantiMetre

ÇYK Çok Yapraklı Kolimatör D Doku

DD Dose Difference (Doz Farkı) dmaks Maksimum Doz Derinliği

DVH Doz Hacim (Volume) Histogramı

DTA Distance to Agreement (Uyuşma Mesafesi) Hedef Hacmin %2’sinin Aldığı Doz

Hedef Hacmin %98’sinin Aldığı Doz Hedef Hacmin %50’sinin Aldığı Doz

EDW Enhaced Dynamic Wedge (Geliştirilmiş Dinamik Kama Filtre) EPID Elektronik Portal Görüntüleme Cihazı

GBM Glioblastoma Multiforme GI Gama İndeksi (Gamma Index) Gy Gray

HI Homogeneity Index (Homojenite İndeksi) HU Hounsfield Unit

I Yoğunluk Fonksiyonu

IAEA International Atomic Energy Agency

IGRT Image Guided Radiation Therapy (Görüntü Eşliğinde Radyoterapi) IMRT Intensity Modulated Radiotheraphy (Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi) IPS Initial Phase Space (İlk Faz Uzayı)

(10)

viii K Saçıcı Kernel

keV Kilo elektron Volt

kV kilovolt

kVp kiloVoltp mA miliAmper mAs miliAmpersaniye MC Monte Carlo

MeV Milyon elektron Volt

MHz Mega Hertz

MPS Modified Phase Space (Modifiye Faz Uzayı) MU Monitör Unit

PBC Pencil Beam Convolution (Kalem Demet Konvolüsyonu) PTV Planning Target Volume (Planlanan Hedef Hacim) RI Referans İzodoz Eğrisi

RT Radyoterapi

RTOG Radiation Therapy Oncology Group

SAD Source Axis Distance (Kaynak Eksen Mesafesi) SSD Skin Source Distance (Kaynak Cilt Mesafesi) SS Standart Sapma

SW Sliding Window TG Task Group

TEC DOC Technical Document (Teknik Doküman) TPS Tedavi Planlama Sistemi

TV Toplam Tümör Hacmi

%95’lik İzodoz Eğrisinin Kapsadığı Tümör (hedef) Hacmi V95 Planlanan tedavi hacminin %95’inin aldığı doz

YART Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi cc Cubic centimeter (Santimetre küp) Φ,ψ Akı

µ Doğrusal Azalım Katsayısı

%DD Yüzde Derin Doz

(11)

ix

ŞEKİLLER DİZİNİ

Şekil 2.1 Lineer Hızlandırıcı Blok Diyagramı ... 2

Şekil 2.2 X – ışını azalımı ... 4

Şekil 2.3 Azalım Katsayılarının Gri Skalada Gösterilip Kesit Görüntüsü Oluşumu ... 4

Şekil 2.4 Lineer Hızlandırıcının IPS ve MPS seviyeleri için şematik gösterim ... 8

Şekil 2.5 Küçük ışın demetleri için şematik gösterim... 11

Şekil 2.6 Hasta vücut hacminin voksellere ayrılmış durumu için şematik gösterim ... 11

Şekil 2.7 Foton Soğurulan Doz Spektrum Eğrisi ... 14

Şekil 2.8 Ortalama Radyal Enerji Eğrisi ... 14

Şekil 2.9 Yoğunluk Profili Eğrisi. ... 15

Şekil 2.10 Elektron Kontaminasyon Eğrisi ... 16

Şekil 2.11 Monoenerjili ve Polienerjili Gaussian Kerneller. ... 17

Şekil 2.12 Hasta ve Beamlet Koordinat Sistemlerinin Şematik Gösterimi. ... 18

Şekil 2.13 PBC Demet Konfigürasyonu için set-up gösterimi. ... 19

Şekil 3.1 Lineer Hızlandırıcı - Varian Clinac DBX ... 24

Şekil 3.2 Lineer Hızlandırıcının Kafa Yapısı ... 25

Şekil 3.3 Philips Marka Bilgisayarlı Tomografi ... 26

Şekil 3.4 RW3 Katı Su Fantomu ... 26

Şekil 3.5 RW3 Su Fantomu ... 27

Şekil 3.6 PTW Unidos Elektrometre... 27

Şekil 3.7 PTW Farmer iyon odası ... 28

Şekil 3.8 PTW Pinpoint iyon odası ... 28

Şekil 3.9 CIRS Marka 062 Model İnhomojenite Fantomu ... 29

Şekil 3.10 PTW 2D Array Seven-29 ... 29

Şekil 3.11 Elektron yoğunluklarına karşı gelen HU numaraları. ... 33

Şekil 4.1 6 MV X–ışını, Kare Alan Profili (SSD=100 cm, derinlik(d)=10 cm) ... 43

Şekil 4.2 6 MV X–ışını, Kare Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm)... 43

Şekil 4.3 6 MV X–ışını, Kare Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 43

Şekil 4.4 6 MV X–ışını, 20 Dikdörtgen Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 44

Şekil 4.5 6 MV X–ışını, 5 Dikdörtgen Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 44

Şekil 4.6 6 MV X–ışını, 20 Dikdörtgen Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 44

Şekil 4.7 6 MV X–ışını, 10 ÇYK Alan Profili(SSD=100 cm, d=10 cm, çeneler 20 x 20 ) ... 45

(12)

x

Şekil 4.8 6 MV X–ışını, 5 Oblik Alan Profili (SAD=100 cm, d=10 cm, Gantri ) ... 45

Şekil 4.9 6 MV X–ışını, 10 Oblik Alan Profili(SAD=100 cm, d=10 cm, Gantri ) ... 45

Şekil 4.10 6 MV X–ışını, 10 Asimetrik Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm, X1=5, X2=5, Y1=0, Y2=10 cm) ... 46

Şekil 4.11 6 MV X–ışını, 10 EDW15 IN Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm)... 46

Şekil 4.12 6 MV X–ışını, 5 EDW30 IN Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 46

Şekil 4.13 6 MV X–ışını, 5 EDW30 IN Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 47

Şekil 4.14 6 MV X–ışını , 20 EDW30 IN Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 47

Şekil 4.15 6 MV X–ışını, 10 EDW30 IN Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 47

Şekil 4.16 6 MV X–ışını, 20 EDW30 IN Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 48

Şekil 4.17 6 MV X–ışını, 10 EDW30 OUT Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm)... 48

Şekil 4.18 6 MV X–ışını, 5 EDW45 IN Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 48

Şekil 4.19 6 MV X–ışını, 10 EDW45 IN Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 49

Şekil 4.20 6 MV X–ışını, 20 EDW45 IN Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 49

Şekil 4.21 6 MV X–ışını, 10 EDW45 OUT Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 49

Şekil 4.22 6 MV X–ışını, 5 EDW60 IN Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 50

Şekil 4.23 6 MV X–ışını, 10 EDW60 IN Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm) ... 50

Şekil 4.24 6 MV X–ışını, 20 EDW60 IN Alan Profili (SSD=100 cm, d=10 cm)... 50

Şekil 4.25 6 MV X–ışını, 4 Kare Alan %DD Eğrisi (SSD=100 cm) ... 51

Şekil 4.26 6 MV X–ışını, 10 Kare Alan %DD Eğrisi (SSD=100 cm)... 51

Şekil 4.27 6 MV X–ışını, 20 Kare Alan %DD Eğrisi (SSD=100 cm)... 51

Şekil 4.28 6 MV X–ışını,20 cm x 5 cm Dikdörtgen Alan İçin AAA - Ölçülen Doz Haritalarının Karşılaştırılması. ... 54

Şekil 4.29 6 MV X–ışını, 20 cm x 5 cm Dikdörtgen Alan İçin PBC - Ölçülen Doz Haritalarının Karşılaştırılması. ... 54

Şekil 4.30 6 MV X–ışını,10 cm x 10 cm, Gantri Oblik Kare Alan İçin AAA - Ölçülen Doz Haritalarının Karşılaştırılması. ... 55

Şekil 4.31 6 MV X–ışını,10 cm x 10 cm, Gantri Oblik Kare Alan İçin PBC - Ölçülen Doz Haritalarının Karşılaştırılması. ... 55

Şekil 4.32 AAA(sol) – PBC (sağ) 5 x 5 Kare Alan İçin İzodoz Eğrileri ... 61

Şekil 4.33 AAA(sol) – PBC (sağ) 10 x 10 Kare Alan İçin İzodoz Eğrileri ... 61

(13)

xi

Şekil 4.34 AAA(sol) – PBC (sağ) 20 x 20 Kare Alan İçin İzodoz Eğrileri ... 62

Şekil 4.35 AAA(sol) – PBC (sağ) 10 x 10 EDW15 IN Alanı İçin İzodoz Eğrileri... 62

Şekil 4.36 AAA(sol) – PBC (sağ) 10 x 10 EDW30 IN Alanı İçin İzodoz Eğrileri... 63

Şekil 4.37 AAA(sol) – PBC (sağ) 10 x 10 EDW45 IN Alanı İçin İzodoz Eğrileri... 63

Şekil 4.38 AAA(sol) – PBC (sağ) 10 x 10 EDW60 IN Alanı İçin İzodoz Eğrileri... 64

Şekil 4.39 EDW15 IN Kare Alanının Profil Kesit Eğrisi ... 64

Şekil 4.40 EDW30 IN Kare Alanının Profil Kesit Eğrisi ... 65

Şekil 4.41 EDW45 IN Kare Alanının Profil Kesit Eğrisi ... 65

Şekil 4.42 EDW60 IN Kare Alanının Profil Kesit Eğrisi ... 65

Şekil 4.43 Akciğer Kanserli 4 Nolu Hasta İçin Doz Hacim Histogramı ... 68

Şekil 4.44 Akciğer Kanserli 7 Nolu Hasta İçin Doz Hacim Histogramı ... 69

Şekil 4.45 Akciğer Kanserli 5 Nolu Hasta İçin Transvers Kesit Görüntüsü, AAA (sol) ve PBC (sağ)... 69

Şekil 4.46 Akciğer Kanserli 7 Nolu Hasta İçin Transvers Kesit Görüntüsü, AAA (sol) ve PBC (sağ)... 69

Şekil 4.47 Akciğer Hastası 4 Nolu Hasta İçin Profil Kesiti (sol)AAA – (sağ) PBC ... 70

Şekil 4.48 Akciğer Hastası 4 Nolu Hasta İçin Profil Kesit Eğrisi ... 70

Şekil 4.49 Akciğer Hastası 7 Nolu Hasta İçin Profil Kesiti (sol)AAA – (sağ) PBC ... 71

Şekil 4.50 Akciğer Hastası 7 Nolu Hasta İçin Profil Kesit Eğrisi ... 71

Şekil 4.51 GBM Kanserli 1 Nolu Hasta İçin Doz Hacim Histogramı ... 77

Şekil 4.52 GBM Kanserli 2 Nolu Hasta İçin Doz Hacim Histogramı ... 77

Şekil 4.53 GBM Kanserli 2 Nolu İçin Transvers Görüntüsü, AAA(sol) ve PBC(sağ) ... 77

Şekil 4.54 GBM Kanserli 3 Nolu Hasta İçin Transvers Görüntüsü, AAA(sol) ve PBC(sağ) ... 78

Şekil 4.55 GBM Hastası 1 Nolu Hasta İçin Profil Kesiti AAA(sol) – PBC(sağ) ... 78

Şekil 4.56 GBM Hastası 1 Nolu Hasta İçin Profil Kesit Eğrisi ... ………....79

Şekil 5.1 Foton Demeti ... ………....81

(14)

xii

ÇİZELGELER DİZİNİ

Çizelge 3.1 Farklı Doku Eşdeğeri Materyaller İçin Elektron Yoğunluklarına Karşı Gelen HU Numaraları ... 34 Çizelge 4.1 AAA - PBC Algoritmaları İçin Karşılaştırmalı Profil Eğrileri Çizelgesi ... 42 Çizelge 4.2 AAA - PBC Algoritmaları İçin Gama İndeks Analizi ... 53 Çizelge 4.3 Farklı Alan Grupları İçin Su Fantomunda Ölçülen Nokta Doz

Değerlerine Ayrı Ayrı TPS'de AAA - PBC Algoritmalarına Karşı Gelen MU Değerleri ... 57 Çizelge 4.4 EDW'li Alanlar İçin Su Fantomunda Ölçülen Nokta Doz Değerlerine

Ayrı Ayrı TPS’de AAA – PBC Algoritmalarına Karşı Gelen MU Değerleri ... 58 Çizelge 4.5 TPS'de 5 x 5 Alan Boyutu, 6 MV X - Işını İçin Ayrı Ayrı AAA -

PBC Algoritmalarından İzodoz Eğrilerinin Merkezi Eksen ve Off- Axis Mesafesi Ölçüm Sonuçları ... 59 Çizelge 4.6 TPS'de 10 x 10 Alan Boyutu, 6 MV X - Işını İçin Ayrı Ayrı AAA

- PBC Algoritmalarından İzodoz Eğrilerinin Merkezi Eksen ve Off- Axis Mesafesi Ölçüm Sonuçları ... 60 Çizelge 4.7 TPS'de 20 x 20 Alan Boyutu, 6 MV X - Işını İçin Ayrı Ayrı AAA

- PBC Algoritmalarından İzodoz Eğrilerinin Merkezi Eksen ve Off- Axis Mesafesi Ölçüm Sonuçları ... 60 Çizelge 4.8 Akciğer Kanserli 5 Hastanın YART Tedavi Planları İçin

Değerlendirme Kriterleri ve Verileri ... 67 Çizelge 4.9 Akciğer Kanserli 4 Hastanın YART Tedavi Planları İçin

Değerlendirme Kriterleri ve Verileri ... 67 Çizelge 4.10 Akciğer Kanserli Toplam 9 Hastanın YART Tedavi Planlarının

İstatistik Analiz Sonuçları ... 68 Çizelge 4.11 GBM Kanserli İlk 4 Grup Hastanın YART Tedavi Planları İçin

Değerlendirme Kriterleri ve Verileri ... 73 Çizelge 4.12 GBM Kanserli İkinci 4 Grup Hastanın YART Tedavi Planları İçin

Değerlendirme Kriterleri ve Verileri ... 74 Çizelge 4.13 GBM Kanserli Son 4 Grup Hastanın YART Tedavi Planları İçin

Değerlendirme Kriterleri ve Verileri ... 75 Çizelge 4.14 GBM Kanserli 12 Hastanın YART Tedavi Planlarının İstatistik Analiz

Sonuçları ... 76

(15)

1

1.GİRİŞ

Kanser hastalığı günümüzde en ciddi sağlık problemlerindendir. Kansere yakalanmış pek çok hasta Radyoterapi (tek veya eş zamanlı) görmektedir. Radyoterapide en önemli kural; tümör maksimum dozu alırken, çevresindeki sağlıklı doku ve riskli organların minimum dozu almasını sağlamaktır.

Yaygın olarak kullanılan Radyoterapi teknikleri şunlardır: Üç Boyutlu Konformal Radyoterapi (3BKRT), Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi (Intensity Modulated Radiation Therapy-IMRT), organ hareketleri takip edilerek yapılan Görüntü Eşliğinde Radyoterapi (Image Guided Radiation Therapy-IGRT)’dir.

Tedavi tekniği geliştikçe doz hesaplama algoritmalarının önemi artmaktadır. Modern tedavi planlama sistemlerinde sanal ortam kullanılarak gerçeğe en yakın doz hesaplamaları farklı algoritmalar sayesinde yapılmaktadır. Bu algoritmalar genel olarak ölçüm, model ve Monte Carlo tabanlı algoritmalardır. Monte Carlo tabanlı algoritmalar diğer tür algoritmalara göre daha güvenilirdir, çünkü tüm etkileşimleri doz hesabına katarlar. Ancak, hesaplama sürelerinin uzunluğu ve ticari olarak maliyetinin yüksek olması dezavantaj olarak görülmektedir.

Bu tez çalışması, 6 MV foton enerjisinde Eclipse Algoritmalarından olan Pencil Beam Convolution - Kalem Demet Konvolüsyonu (PBC) ve Anisotropic Analytic Algorithm – Anizotropik Analitik Algoritma (AAA) Algoritmaları; AAPM TG 53, IAEA TEC DOC 1540 gibi uluslararası protokolleri ve başka literatür çalışmaları takip edilerek test seti oluşturup algoritmaların dozimetrik açıdan karşılaştırılması, inhomojenitenin yüksek olduğu anatomik bölgelerde her iki algoritma için ayrı ayrı Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi tedavi planları yapıp birbirlerine göre üstünlükleri saptanarak, hangi durumlarda hangi algoritmanın kullanılması gerektiğini belirlemek amacıyla yapılmıştır.

(16)

2

2. KURAMSAL TEMELLER 2.1 Lineer Hızlandırıcılar

Lineer hızlandırıcılar, doğrusal tüp boyunca yüksek frekanslı elektromagnetik dalgalarla elektron gibi yüklü parçacıkları hızlandıran cihazlardır. Yüksek enerjili elektron demetinin kendisi yüzeysel tümörlerin tedavisinde kullanılırken, bir hedefe çarptırılması sonucu elde edilen yüksek enerjili X-ışınları ile daha derine yerleşmiş tümörlerin tedavisinde de kullanılabilmektedir (Khan 2003).

Şekil 2.1 Lineer Hızlandırıcı Blok Diyagramı

Güç kaynağı, merkezinde katot, çevresinde anot bulunan silindirik yapılı, impuls (atma) oluşturan şebeke ağı ve hidrojen thyratron lambalarını içeren modülatöre doğru akım verir. Elektrik akımı modülatörde depolanır ve bir kontrol sistemi, bu akımla belli aralıklarla titreşim (mikrodalga) oluşturur. Modülatörden çıkan yüksek voltajlı atmalar magnetron veya klystron tüplerine ve aynı zamanda elektron tabancasına iletilir.

Magnetron, elektromanyetik mikrodalgalar üreten, klystron ise elektromanyetik dalgayı güçlendiren düzeneklerdir. 15 MeV'den daha büyük elektronlar için klystron kullanılır.

Hızlandırıcı dalga klavuzu silindirik tüpten oluşmuş seri bakır odacıklardan ibarettir. Bu tüpe yüksek derecede vakum uygulanır (Çakır, Bilge 2012).

Elektron tabancasından elde edilen elektronlar 50 keV'luk enerji ile (ışık hızının beşte ikisi kadar) hızlandırıcı bakır tüpün içine gönderilir. Magnetron veya klystrondan çıkan

(17)

3

elektromanyetik dalgalar hızlandırıcı tüpe gelir. Böylece odacıklarda 3000 MHz frekansında titreşimler oluşturulur. Odacıkta oluşan bu yüksek frekanslı elektromanyetik dalgalar, odacığın ortasındaki kanala iletilir. Bu arada elektron tabancasından elde edilen elektronlar, 50 keV ile hızlandırıcı bakır tüpe girer, elektromanyetik dalgalara bindirilir ve odacıktan odacığa bu kanal boyunca doğrusal olarak hızlanarak ilerler. Bir elektrodun (odacık) içine girmekte olan bir parçacık, AC geriliminin periyodunun yarısına eşit bir zaman için, alan olmayan bir bölgeye sürüklenir. Bu yolla gerilim kutuplanması, parçacığın sürüklenme tüpü içinde geçirdiği süre içinde tersine çevrilir ve daha sonra parçacık, bir sonraki boşluğu geçerken hızlandırılır. Son odacıktan çıktığında elektronların hızları her odacıkta aldıkları hızların toplamına eşit olur. Bu işleme lineer hızlandırma denir. Lineer hızlandırma odalarına iletilen titreşimlerin hepsinin aynı frekansta olmasını sağlamak, frekans düzenleyicisi ve lineer hızlandırıcı tüpünde oluşabilecek iyonları tutarak daha önce oluşturulan vakumu sağlamak için vakum pompası kullanılır. Elektronları bir demet halinde toplamak ve bu halde hedefe göndermek için manyetik odaklayıcılar bulunmaktadır. Daha yüksek enerjili ışınlar elde etmek için, bu huzme, tüp ile hedef arasındaki yönlendirici mıknatıs (bending) ile 90 derece veya 270 derece saptırılarak elektron demetinin çıkacağı kafa kısmına yönlendirilir. Buradan da hedefe (target) veya yapının dışına verilir (Çakır, Bilge 2012).

2.2 Bilgisayarlı Tomografi

Bilgisayarlı Tomografi (BT) sistemi, klasik X-ışını incelemelerine benzer olarak hastadan çıkan transmisyon görüntülerinin elde edilmesine yarar. Bir gantride karşılıklı yerleştirilmiş, X-ışını tüpü ve dedektör dizisi hasta yatağı çevresinde dönme hareketi yaparken birçok açıda elde edilen görüntüler (projeksiyonlar) kesit görüntülerinin oluşturulmasında kullanılır (Bor 2009).

Elde edilen kesit görüntüleri (transvers) birleştirilip üç boyutlu görüntü haline getirilir.

Bu 3B görüntüden sagital ve koronal kesitlerde oluşturulur. Radyoterapi için Bilgisayarlı Tomografi’de çekilen görüntülerin kesit kalınlığı 2-10 mm arasında değişmektedir (Kachelries 2006).

Bir madde içerisinden geçen foton demetinin bu madde tarafından ne kadar

(18)

4

soğurulacağı (şiddetinin azalacağı) maddenin kalınlığından başka doğrusal azalım katsayısına (μ) bağlıdır. Bu katsayı, hem foton demetinin enerjisine hem de dokunun özelliklerine bağlıdır. BT görüntülerinde dokuda direkt μ değerleri ile değil farklı dokuların ortak skalada gösterilebilmesi için Hounsfield Unit (HU) ile ifade edilirler.

BT görüntülerinde su referans olarak alınır ve her pikselin içeriği HU olarak aşağıdaki gibi tanımlanır (Bor 2011).

Şekil 2.2 X – ışını azalımı

Şekil 2.3 Azalım Katsayılarının Gri Skalada Gösterilip Kesit Görüntüsü Oluşumu BT numarası gri skalaya dönüştürülerek görüntü meydana gelir. HU değerlerinin gri skalaya yansıtılarak dönüştürülmesinde amaç yumuşak dokuya ait bilgilerin yüksek kontrastta gösterilmesidir. BT numaraları ; -1000 (hava) , +1000 (kemik) arasındadır (Bor 2011).

(19)

5

Eşitlik 2.1’de BT numaralarının HU numaralarına dönüşümü gösterilmektedir.

(Eşitlik 2.1) Burada, D; dokuyu temsil etmektedir. Suyun BT numarası 0’dır.

2.3 Tedavi Planlama Sistemi

Tedavi Planlama Sistemi (TPS), içeriğinde yüklü olan doz hesaplama algoritmalarıyla her hastanın tedavisinde kullanılacak olan foton veya elektron enerjisi, derinlik, alan boyutu ve tedavide kullanılan demet değiştirici aksesuarlara (çok yapraklı kolimatör, kama filtre, blok tepsisi, özel koruma blokları, bolus vb.) ait parametreleri dikkate alarak doz hesabı yapmaktadır. Hesaplamalar sonunda, radyasyonun hedef içindeki doz dağılımı, çevre doku, organlar ile tümörün (hedef) alacağı doz oranları belirlenebilmektedir (Pelagade vd 2007).

2.4 Doz Hesaplama Algoritmaları

Radyoterapide hasta tedavi dozları, tedavi cihazlarının dozimetrik bilgilerinin yüklü olduğu tedavi planlama sistemleri ile hesaplanır. Tedavi tekniği geliştikçe hesaplama algoritmalarının önemi artmaktadır. Tedavi Planlama Sistemleri sanal ortamda gerçeğe en yakın doz hesaplamalarını yaparken farklı algoritmalar kullanırlar. Algoritmalar, ölçüm tabanlı, model tabanlı ya da Monte Carlo tabanlıdır.

Ölçüm tabanlı algoritmalar, referans koşullar için belirlenmiş tedavi alanlarında, su fantomu kullanılarak; yüzde derin doz, doz profili, doz verimi ölçümleri alınır. Hasta dozu hesaplanırken, belli tedavi alanları için doku inhomojenitesi gibi pek çok düzeltme yapılmaktadır. Bu tür algoritmalar tamamen ölçüm verilerine dayanır. Doku düzensizlikleri, inhomojenite ve ikincil elektronlar hesaba katılmaz (Evens 2006).

Model tabanlı algoritmalar, Monte Carlo simülasyonları ile hesaplanmış demet bilgilerini kullanır. Doz kernel, farklı seviyelerdeki enerji aktarımını, primer foton doku etkileşimleri ile oluşan soğurulan dozu tanımlar. İlk olarak primer kerneli kullanıp, primer elektron dozunu ve daha sonra saçılma kernelleri kullanıp, saçılan foton dozunu hesaplamaktadır. Konvolüsyon yaparak kartezyen koordinat sisteminde, süperpozisyon

(20)

6

yaparak küresel koordinat sisteminde gösterir ve lokal elektron yoğunluğu değişimini doz hesabına katar. İnhomojenitenin olduğu ortamlarda ölçüm tabanlı algoritmalara göre doz hesabını daha doğru yapmaktadır.

Monte Carlo tabanlı algoritmalar, madde içinde çok sayıda foton ve başka parçacıkların etkileşimlerini hesaba katarlar. Bu yazılım, foton ve elektronların olası etkileşimlerini belirlemek için temel fizik yasalarını kullanır. En doğru doz hesaplama algoritması olarak kabul edilir. Hesaplama süresinin uzunluğu dezavantaj olarak görülmektedir (Yöndem 2007).

Bu tez çalışmasında bu algoritmalardan Model tabanlı AAA ve ölçüm tabanlı PBC algoritmaları kullanılmıştır.

2.4.1 Anizotropik Analitik Algoritma (Anisotropic Analytic Algorithm) –AAA Anizotropik Analitik Algoritma (Anisotropic Analytic Algorithm – AAA), Monte Carlo (MC) kullanan 3 boyutta kalem demet konvolüsyon ve süperpozisyon algoritmasıdır.

Birincil fotonlar, saçılan ekstra-fokal (ikincil) fotonlar ve demet sınırlayıcı aksesuarlardan saçılan elektronlar için ayrı ayrı konvolüsyon modellerine dayanmaktadır (Eclipse Reference Guide 2008).

AAA, ilk olarak Dr. Waldemer Ulmer ve Dr. Wolfgong Koissl tarafından tasarlanmıştır.

Algoritma, Üçlü Gaussion Foton Kernel Modeli adı altında 1995’te son halini almış ve Eclipse Tedavi Planlama Sisteminde (TPS) kullanılmadan önce stereotaktik tedavi planlarına uyarlanmıştır. Günümüzde, Ulmer ve Koissl’in çalışmalarına dayalı araştırma ve geliştirme çalışmaları devam etmektedir (Eclipse Management Course 2006).

AAA, doz hesaplaması Eclipse Tedavi Planlama Sisteminde lisanslı olarak uygulanmaktadır. Planlama esnasında doz hesaplama aralığı (grid çözünürlüğü) 1-5 mm arasında seçilebilmektedir.

AAA (Anizotropik Analitik Algoritma), kısa adını açılımının baş harflerinden alır ve kısaca özetlenirse;

(21)

7

Anizotropik (Anisotropic): 3 boyutta, her nokta için üç boyutlu çevre yoğunluğa göre saçılan doz modifiye edilir.

Analitik (Analytic): Saçılan doz modellenirken analitik matematiksel fonksiyonlar kullanılır.

Algoritma (Algorithm): Küçük demetler (Beamletler) ve saçılan ışınların katkıları konvolüsyon ve süperpozisyonla hesaplanır.

AAA, ışını karakterize etmek için temel fiziksel parametrelere ihtiyaç duyar. Bu parametreler, kullanıcıların konfigürasyon için ölçtüğü ışın verileri uyumlandırılarak oluşturulur. Temel fiziksel parametrelerin fonksiyonel şekli AAA’da analitik konvolüsyonla etkinleştirilir ve bu da hesaplama süresini önemli ölçüde azaltmaktadır.

AAA, algoritmasının doz hesaplamasında, inhomojeniteli dokunun tedavi alanında önemli üstünlüğü vardır. Doz hesaplamalarında, AAA demet değiştirici aksesuarlar ve demet sınırlayıcı aksesuarları da dikkate alır. Örneğin; bloklar, fiziksel kama filtreler, dinamik kama filtreler, çok yapraklı kolimatörler, tepsiler (trayler), ayrıca bolus ve tedavi masasının katkısını da doz hesabına katar (Eclipse Reference Guide 2008).

AAA’nın özellikle, saçılan doz hesaplamalarında doğruluğu yüksektir. AAA, anizotropik inhomojeniteli doku için, bir etkileşim noktasında tüm 3 boyutta komşular için, çoklu lateral yönlerde foton saçılan kerneli tarafından hesaplanır. Son doz dağılımı; hesaplanan dozun süperpozisyonu, elektron ve fotonla konvolüsyonu sonucu elde edilir (Eclipse Reference Guide 2008).

Lineer Hızlandırıcıda, radyasyon verileri belirli temel parametrelerle modellenir ve bu temel parametreler MC simülasyonları ile tanımlanır. Her klinik demet için modelde özelleştirilmiş spesifik faz uzayı oluşturulur.

2.4.1.1 Faz Uzayı Modeli

İlk Faz uzayı (Initial Phase Space - IPS) lineer hızlandırıcı çeneleri altında kaynağa doğru, Modifiye Faz Uzayı (Modified Phase Space - MPS) ise çenelerin altından hasta yüzeyi giriş seviyesinde olmak üzere ikiye ayrılır. Faz Uzayı Modeli için tedavi kafası

(22)

8

hakkında teknik bilgiye ihtiyaç vardır. Demetin fiziksel parametreleri kullanılarak modellenir (Josefsson 2008).

Blok, ÇYK (Çok Yapraklı Kolimatör), DÇYK (Dinamik ÇYK), dinamik kama filtre, fiziksel kama filtre gibi demet değiştiren aksesuarlar IPS’dedir, yani hızlandırıcı kafasında modellenir. IPS’de parçacık, enerji, akı değişimi söz konusudur. MPS için de IPS’deki değişim hesaba katılır. MPS, ışın demeti hastanın giriş seviyesindedir ve IPS ile aynı fiziksel özelliklerle açıklanır (Josefsson 2008).

Şekil 2.4 Lineer Hızlandırıcının IPS ve MPS seviyeleri için şematik gösterim (Josefsson 2008).

AAA iki farklı bölüme ayırarak açıklanabilir;

a. Konfigürasyon Bölümü: Gerçek demet hesaplaması için temel gerekli fiziksel parametreleri içerir. Bu bölümde faz uzayı (IPS ve MPS) karakterize edilir. Birincil ve ikincil kaynak modellemesi yapılır.

b. Doz hesaplama Bölümü: Temel fiziksel parametreler kullanılarak doz hesaplanır.

Bu parametreler foton ve elektron içeren demetin enerji spektrumu ve parçacık akısı ile karakterize edilir. Ayrıca bu bölümde hacimsel doz hesabı yapılır.

(23)

9

2.4.1.1.a Konfigürasyon Bölümü Çoklu Kaynak Modeli

AAA, demeti ‘Çoklu Kaynak Modeli’ kullanılarak açıklanabilir. Geniş klinik demet, sınırlı-küçük boyutta beamlet denilen küçük demetlere (𝞫) bölünür. Foton ve elektron gibi bileşenlerin her birinin ayrı ayrı beamlet yoğunluğu vardır. Bu modelde;

birincil kaynak, ekstra-fokal (ikincil) kaynak, kontamine elektron kaynağı ve fiziksel kama filtreden saçılan foton kaynağı yer alır. Ayrıca; düzleştirici filtre, demet sınırlayıcı aksesuarlar ve demet değiştirici aksesuarlardan kaynaklanan elektron kontaminasyon kaynağı da modellenir (Eclipse Reference Guide 2008).

Foton kaynakları:

 Birincil kaynak (hedef),

 Ekstra-fokal (ikincil) kaynak,

(düzleştirici filtre demet sınırlayıcı cihazlar ve demet değiştirici cihazlar)

 Fiziksel kama filtreden saçılan fotonlardır.

Elektron kontaminasyon kaynağı:

 Düzleştirici filtre,

 Demet sınırlayıcı aksesuarlar ve demet değiştirici aksesuarlardır.

Foton Kaynakları

 Birincil Kaynak

Hedef düzleminde yer alan nokta kaynaktır. Hedefte yaratılan bremsstrahlung fotonlarıyla modellenir ve tedavi ünitesi kafasında etkileşmeye girmezler. Birincil kaynak, üç temel fiziksel parametre ile karakterize edilir.

 Foton enerji spektrumu,

 Ortalama radyal enerji,

 Akı yoğunluğu (yoğunluk profili)

(24)

10

Gerçek hedef materyalinin kullanıldığı demet spektrumu hedefin eksen merkezinde MC simülasyon yöntemiyle hesaplanır. Yani, zayıflatılmış ilk foton enerji spektrumu, MC ile hesaplanır. Ortalama radyal enerji, düzleştirici filtreden gelen demet sertleşmesi (beam hardening) etkisi dikkate alınır. Demetin merkezi eksenden olan mesafesinin kısalmasıyla, foton demetindeki ortalama enerji artar. Radyal yoğunluk profili, tedavi alanında düzleştirici filtre altındaki foton akı değişimini dikkate alır.

 Ekstra Fokal (İkincil) Kaynak

Modelde, bu kaynak düzleştirici filtre, birincil kolimatörler ve çenelerden gelir. Ekstra fokal kaynak, hedefte lineer hızlandırıcının kafası dışındaki etkileşmelerden kaynaklanır. Bu kaynak, Gauss düzlem kaynağıdır. Düzleştirici filtrenin alt kısmında bulunan sonlu bir genişliğe sahip sanal bir kaynaktır. Kaynak izomerkeze yakındır ve birincil foton kaynağından daha geniş ışın demeti tarafından üretilir. Ekstra fokal kaynak etkisi birincil kaynaktan tanımlı demetin dışında fark edilebilir. Bu ikincil kaynağın akısı birincil kaynak akısından hesaplanır.

 Fiziksel Kama Filtreden Saçılan Foton Kaynağı

Kama filtre, her noktada yardımcı saçıcı kaynak olarak rol alır. Her noktadan saçılan radyasyonun yoğunluğunun, o noktaya isabet eden birincil radyasyon ile orantılı olduğu varsayılır.

Elektron Kontaminasyon Kaynağı

Lineer hızlandırıcı kafasında ve havada Compton etkileşmeleri sonucu oluşan elektron kaynaklıdır. Düzleştirici filtrede, kolimatörlerde, çenelerde ve ÇYK gibi aksesuarlarda soğurulur. IPS’de aksesuarların kendisi MPS’de görülen bir kontamine elektron kaynağı haline gelir.

2.4.1.1.b Doz Hesaplama Bölümü

Foton enerji spektrumu, ortalama radyal enerji, saçılan kernel gibi temel fiziksel parametrelere dayanmaktadır. Tüm bu fiziksel parametreler ortalama su eşdeğeri ortam için önceden tanımlıdır ve hesaplama sırasında bu parametreler hastanın gerçek

(25)

11

yoğunluğu dikkate alınarak yeniden ölçeklenir. Hastanın vücut hacmi voksellere ayrılır ve alan boyutuna göre hesaplama aralığı seçilir. Voksel gridi farklı olan BT görüntüsünden ortalama hesaplanan elektron yoğunluğu ile ilişkilendirilir. Geniş demet sonlu boyutta küçük demetler voksel çözünürlüğü ile uyumlu olacak şekilde enine kesit alanlarına ayrılır (Eclipse Reference Guide 2008).

Şekil 2.5 Şekil 2.6 Şekil 2.5 Küçük ışın demetleri için şematik gösterim

Şekil 2.6 Hasta vücut hacminin voksellere ayrılmış durumu için şematik gösterim

Foton hesaplaması için bir dizi monoenerjili kalem demet kerneli dar demetler için MC simülasyonları ile oluşturulur. Foton akısının küçük demet kesiti üzerinde düzgün olduğu varsayılır. Hesaplamanın ilk parçası hasta ortalama su eşdeğeri olsaydı diye yapılır. İlk olarak, her küçük demet için bir polienerjili kalem demet kernel demet eksenleri boyunca her voksel için önceden hesaplanmış monoenerjili kernellerden süperpozisyonla oluşturulur. İkincisi, hesaplanan model demet eksenleri için, enerji demet eksenleri ve derinlik boyunca, dikey yönde soğurma olarak bileşenlere ayrılır.

Ortalama inhomojen ortamda ters göreli elektron yoğunluğu ile yerel ölçekte hesaplama için bir düzeltme yapılır. Saçılan Üçlü Gauss farkının ağırlık toplamından oluşur. Üçlü Gaussian kernelin, temel özelliği hata fonksiyonlarının toplamı olarak ifade edilmesi ve konvolüsyonu analitik olarak gerçekleştirilip doz hesaplama süresini oldukça kısaltmasıdır (Eclipse Reference Guide 2008).

(26)

12

Kontamine elektronlar için saçılan kernel geleneksel olarak modellenir. Gauss dağılım fonksiyonu, derinliğe bağımlılığı ve yoğunluk ölçeklenmesi MC ile belirlenir. Elektron demetinin akısı, birincil akının Gauss fonksiyonunun lateral yayılımı sonucu sınırlı kaynak tarafından konvolüsyonu ile modellenir.

AAA, konvolüsyon temellidir. Her bir kalem demetten gelen doz konvolüsyonla belirlenir. Doz dağılımının son hali, birincil fotonlar, ikincil fotonlar ve kontamine elektronların tüm beamletlerde süperpozisyonu ile hesaplanır. Beamlet enerji akısına katkı pek çok bileşenden oluşur. Bunlar; birincil fotonlar, ekstra fokal fotonlar, kontamine elektronlardır. Kontamine elektronlar; düzleştirici filtreden, iyon odasından, kolimatör çenelerinden ve havadan kaynaklıdır.

Doz katkısı, beamletten ( 𝞫 ) akı ( 𝞥 ) konvolüsyon ve soğurulan doz yoğunluk fonksiyonu I(z,ρ) saçıcı kernel K(x,y,z,ρ) ile modellenir ayrıca lateral doz saçılması hesaplanır. Birincil fotonlar, ekstra fokal (ikincil) fotonlar ve kontamine elektronlar için doz hesabı denklemleri Eşitlik 2.2, Eşitlik 2.3 ve Eşitlik 2.4’de verilmiştir (Eclipse Management Course 2006).

(Eşitlik 2.2)

(Eşitlik 2.3)

(Eşitlik 2.4)

Eşitlik 2.2 Birincil fotonlar için beamlet (𝞫) boyunca doz hesabını, Eşitlik 2.3 Ekstra-fokal (ikincil) fotonlar için (𝞫) boyunca doz hesabını, Eşitlik 2.4 Kontamine elektronlar için (𝞫) boyunca doz hesabını gösterir.

Her katkı fonksiyonu; akı, soğurulan doz yoğunluk fonksiyonu ve saçılan kernel bileşenlerinin her biri için ayrı ayrı tanımlanır. Gösterilen fonksiyonların enerji akı bileşenleri; birincil ve saçılan kernel için analitik olarak ifade edilir ve konvolüsyon integralleri, küçük alan boyutları üzerinde analitik olarak çözülür. Bu algoritmanın analitik olarak adlandırılmasının sebebi budur. Ayrıca AAA’yı PBC’den ayıran özelliği,

(27)

13

saçılan kernelin yoğunluğa bağımlılığı ve beamletlerden yanal pek çok yönden gelen katkıyı dikkate almasıdır.

2.4.1.2 Konvolüsyon / Süperpozisyon (Convolution / Superposition)

Konvolüsyona katkı, birincil foton demeti, ekstra fokal (ikincil) foton demeti ve kontamine elektronlardan gelir. Toplam doz, her bir noktada soğurulan doz beamlet katkılarının konvolüsyon sonuçlarının toplamları ve soğurulan dozların süperpozisyonları ile hesaplanır ve Eşitlik 2.5 ile gösterilir (Eclipse Management Course 2006).

(Eşitlik 2.5) Konvolüsyon: Birincil foton demeti, ekstra fokal (ikincil) fotonlar, kontamine

elektronların katkısı alınır.

Süperpozisyon: Konvolüsyon sonuçlarının toplamları ve son soğurulan doz süperpozisyonla belirlenir.

2.4.1.3 Birincil Kaynağın Modellenmesi Faz Uzayı Modeli

Demet fiziksel parametreler kullanılarak modellenir. Bu parametreler tedavi demeti içeren parçacıkların faz uzayıyla açıklanır. Model etkin doz hesaplama koşullarındaki fiziksel parametrelere dayalıdır. Fiziksel olmayan ölçümler için bu model ayarlanamaz ve model tedavi kafasının yapısı hakkında teknik bilgi gerektirir. Modelin parametreleri lineer hızlandırıcıya kolayca uyumlandırılır.

 Foton Soğurulan Doz Spektrumu

AAA konfigürasyon işlemi sırasında soğurulan doz spektrumu gereklidir. Saçılan doz kernel çekirdeklerinden türetilir. İlk foton enerji spektrumu hedefe çarpan elektronların bremsstrahlung spektrumunun MC simülasyonlarıyla tanımlanır. Enerjiye bağlı (MeV) göreli parçacık akısı eğrisiyle gösterilir.

(28)

14

Şekil 2.7 Foton Soğurulan Doz Spektrum Eğrisi

 Ortalama Radyal Enerji

AAA’da kullanılan enerji spektrumunu etkileyen bir diğer önemli parametredir.

Demetin merkezi eksenden olan mesafesinin kısalmasıyla, foton demetindeki ortalama enerji artar. Eğri, düzleştirici filtrenin demet sertleşme etkisi olarak tanımlanmaktadır.

Ortalama radyal enerji, ortalama enerji eğrisine ve kullanılan özel düzleştirici materyaline bağlıdır. Merkezi eksenden gelen demetin fonksiyonudur ve merkezi eksenden radyal mesafeye bağlı ortalama enerji (MeV) eğrisi ortalama radyal enerji olarak tanımlanır.

Şekil 2.8 Ortalama Radyal Enerji Eğrisi

 Yoğunluk Profili

Tedavi alanında düzleştirici filtrenin altındaki foton akı değişimini dikkate alır ve yoğunluk tedavi alanına göre hafifçe değişir. Değişen foton akısı, yoğunluk profil eğrisi

(29)

15

olarak adlandırılan parametre ile modellenir. Yoğunluk profili, foton enerji akısı gibi (numara x foton enerjisi) merkezi eksenden gelen radyal mesafenin fonksiyonuyla hesaplanır. Radyal mesafe (mm), yoğunluk eğrisi akı haritası olarak adlandırılır.

Şekil 2.9 Yoğunluk Profili Eğrisi

 Elektron Kontaminasyonu

Farklı derinliklerde lateral toplanan göreli elektron dozu kontamine elektron olarak tanımlanır. Elektron üretimi; düzleştirici filtre, iyon odası, kolimatör çeneleri, demet değiştirici aksesuarlar ve demet sınırlayıcı aksesuarlardan kaynaklanır. Ayrıca, kontaminasyon önemli ölçüde foton enerji spektrumu ve alan boyutuyla ilişkilidir.

Derinliğe bağlı bir eğri ile modellenir ve belli bir derinlikte elektron kontaminasyon dozunun toplamıyla tanımlanır.

(30)

16

Şekil 2.10 Elektron Kontaminasyon Eğrisi

2.4.1.4 İkincil Kaynağın Modellenmesi

Ekstra fokal foton radyasyonu, hedefin dışından çıkan tüm fotonlardır ve düzleştirici filtrenin alt yüzeyinde tanımlı sanal kaynağın kullanılmasıyla modellenir. Bu sanal kaynak ikincil kaynak olarak tanımlanır. İkincil kaynak, bir Gauss yoğunluk dağılımına sahiptir.

İkincil Kaynak Enerji Akısı

İkincil kaynak akısı, keyfi bir düzlemde hesaplanır. Hedef akı dizisi için her bir bileşende katkılar eklenir. Katkılar farklılık gösterebilir ve ışın demetinin çenelere ve çok yapraklı kolimatörlere vurup vurmamasına bağlıdır. Hesaplama kolimatör çeneleri için hem üst hem de alt olarak iki düzlemde çok yapraklı kolimatörler için ise tek düzlemde modellenir.

İkincil Kaynak Parametreleri

İkincil kaynak modeli tüm enerji ekseninde verilen ortalama enerjiyi elde etmek için ölçeklenen bir spektrumu içerir. Eksen dışı değişiklikler ikincil kaynak için spektrumda modellenmemiştir. İkincil kaynağın ağırlığı birincil foton kaynağıyla karşılaştırılır ve kaynak düzlemi Gauss genişliğinin düzlemidir. Mesafe, hedeften ekstra-fokal kaynağa kadardır. Hedeften her bir hedef yön verici aksesuar için, konfigürasyon başlangıcında hesaplanan verilerden elde edilir.

(31)

17

İkincil kaynak parametreleri konfigürasyonlarda cihaz geometrisine göre tanımlanır ve optimizasyon süresince değiştirilemez. Ancak, parametreler konfigürasyondan önce kullanıcı tarafından gerçek tedavi cihazı ile eşleştirmek için değiştirilebilir.

2.4.1.5 Hasta Saçılım Modeli

Hasta saçılım modelinde hasta içinde soğurulan doz kullanılır. Faz uzayı parametreleri hasta yönünde tedavi demeti tanımı verilir. Tüm tedavi demeti hastada tanımlı-sınırlı boyutta bölünmüş beamletlere girer ve her biri modellenirken monoenerjili saçılan kernel kullanılır.

Saçılan Kernel

Saçılan kerneller, farklı demet kaliteleri için fantom saçılma etkilerini tanımlar. Suda, tek enerjili kalem demet için MC kullanılarak hesaplanır. Çok enerjili saçılan kernel, tek enerjili kernellerin ağırlıklı toplamı olacak şekilde tanımlanır. 3B’da doz hesaplama boyunca, bu çekirdekler BT’den gerçek hasta doku yoğunluğuna göre ölçeklenir (Eclipse Reference Guide 2008).

Monoenerjili saçılan kerneller; MC ile önceden hesaplanan veriler için simüle edilir.

Polienerjili saçılan kerneller; Monoenerjili kernellerin ağırlıklı toplamıdır. Yoğunluğa göre ölçeklendirilir ve demet konvolüsyonları için kullanılır.

Şekil 2.11 Monoenerjili ve Polienerjili Gaussion Kerneller

(32)

18

2.4.1.6 Küçük Işın Demetleri (Beamletler)

Şekil 2.12 Hasta ve Beamlet Koordinat Sistemlerinin Şematik Gösterimi

Hesaplama noktası (P), (x,y,z) hasta koordinat sisteminde, (x,y,z) beamlet koordinat sistemi.

Derinlik koordinatı (z), beamlet koordinat sisteminde merkezi eksen ile kesişme noktasından veya yüzeyden ölçülür.

Özellikleri:

 Geniş demet sınırlı boyutta beamletlere bölünür ( 𝞫).

 Beamlet boyutu, hesaplama aralığına (grid çözünürlüğü) karşılık gelir.

 Beamletlerde fanline boyunca doz hesaplaması yapılır.

 Beamletler homojen akıya sahiptir.

 Her bir kaynak için beamlet kernel konvolüsyonu yapılır.

(33)

19

2.4.2 Kalem Demet Konvolüsyonu (Pencil Beam Convolution)-PBC

Kalem Demet Konvolüsyonu (Pencil Beam Convolution – PBC), doz kerneli düzensiz alanların fonksiyonları ile konvolve ederek doz matrisini oluşturur.

Bir noktadan yayılan enerji kalem demet veya doz dağılımı elde etmek için çizgisel hat boyunca enerjilerin toplamı olarak hesaplanır (Mariam 2006).

Algoritma adını açılımının baş harflerinden alır, kısaca özetlenirse;

Kalem Demet (Pencil Beam) : Kalem demet kernel (K), su fantomunda standart SSD’de soğurulan doz dağılımını temsil eder. 0,25 cm’de çok küçük foton demetlerinden kaynaklanır.

Konvolüsyon (Convolution): Alan yoğunluğu ile ağırlıklandırılmış toplam doz katkısını içeren demetlerin toplam konvolüsyonudur.

PBC algoritması 3 başlık altında toplanabilir:

1. Demet konfigürasyonu: Homojen su fantomunda doz ölçümü yapılır. Set-up

gösterimi Şekil 2.13’de gösterilmektedir. Sabit SSD’de demet oluşturulur, derinlik hesaba katılarak SAD’ye geçilir.

2. Hasta modelleme: Hasta yüzey geometrisi (oblikliği) ve doku inhomojenitesi için düzeltme yapılır (Eclipse Management Course 2006).

Şekil 2.13 PBC Demet Konfigürasyonu için set-up gösterimi

(34)

20

3. MU hesaplama: Verilen gerçek doz için referans SSD=100 cm, referans doz maksimum derinliğinde, referans 10 cm x 10 cm’lik alanda 100 MU = 100 cGy eşitliği olacak şekilde doz ayarı yapılır.

PBC doz hesabını D(x,y,z), foton tedavi alanına (F) göre, enerji akısının Ψ konvolüsyonu ve her noktada önceden hesaplanmış soğurulan doz kerneli kullanarak yapar.

Suda sınırlı kalem demet için doz, Eşitlik 2.6’da gösterildiği gibi hesaplanır.

(Eşitlik 2.6)

Oluşan dozun z (derinlik)’si ortam yoğunluğu ile ölçeklenir. Fakat soğurulan doz kerneli yanal olarak sabittir yani lateral katkı hesaba katılmaz (Gagne vd 2007).

2.4.2.1 Doz Hesaplama

F alanı, (x,y,z) noktası için doz hesabı Eşitlik 2.7’de gösterildiği gibi yapılmaktadır.

(Eclipse Management Course 2006).

(Eşitlik 2.7)

, merkezi eksen dışı olma oranı,

,

inhomojenite düzeltmesi.

(35)

21

Standart Derinlikte Doz Hesaplama

Standart derinlik için doz hesabı Eşitlik 2.8’de gösterildiği gibi yapılmaktadır (Gagne vd 2007).

(Eşitlik 2.8)

Kalem demet kernel, Alan yoğunluk matrisi,

yoğunluk profili z derinliğinde, birincil foton akısının normalize hali.

Doz hesabının son hali Eşitlik 2.9 ile gösterilebilir.

(Eşitlik 2.9)

2.5 Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi (YART)

YART tekniği, yoğunluk ayarlı foton alanı, ÇYK bulunduran lineer hızlandırıcı ile gerçekleştirilmektedir. Yoğunluk ayarı çene ve ÇYK hareketleri ile birçok farklı radyasyon alanının üst üste gelmesi ile yapılmaktadır.

Her bir alanda istenilen doz yoğunluğunda ışın demeti kullanılarak kompleks şekilli tümörlerin tedavileri istenildiği gibi yapılabilir. Alanların alt segmentlere bölünmesiyle yapılan tedaviler Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi (YART) veya Intensity Modulated Radiation Therapy (IMRT) olarak adlandırılır (Bilge 2013).

YART, 3BKRT’ye göre daha iyi doz dağılımı sağlayıp ve tümör hacmini daha homojen ışınlarken çevre dokular için daha düşük doz dağılımı sağlar.

2.5.1 Sliding Window Tekniği (SW)-Dinamik Teknik

YART, çok yapraklı kolimatör kullanarak, Step and Shoot (Statik) ve Sliding Windows (Dinamik) olmak üzere iki farklı yöntemle yapılır. Her iki yöntemde de ışınlama

(36)

22

yapılırken gantri ve kolimatör açısı sabittir. Step and Shoot yöntemiyle yapılan ışınlamalarda, çoklu yapraklar segmentleri oluşturulur ve segmentler hazır olduktan sonra ışınlama yapılır. Sliding Window yönteminde çoklu yapraklar hareket ederek segmentleri oluştururken ışınlama devam eder (Bilge 2013).

Bu tezde SW tekniği kullanılmıştır. Yoğunluğu ayarlanmış ışın alanını oluşturan segmentleri yaprakların her birinin farklı hızda hareket etmesi ile sürekli ışınlamanın sağlanması nedeniyle, ışınlama durmadığından bu teknik Step and Shoot tekniğine göre çok daha kısa sürmesi nedeniyle tercih edilmiştir. Ayrıca, SW yönteminin kullanılabilmesi için Lineer Hızlandırıcı ÇYK’nin dinamik özelliğinin olması gerekir.

2.6 Akciğer Kanserleri

Akciğer Kanseri, akciğer dokusunun malign transformasyonu ile oluşan kanser türüdür.

Trakea, bronşlar, bronşioller gibi alt solunum yolları veya akciğer parankiminden gelişen tümörler için akciğer kanseri terimi kullanılır.

Akciğer kanserleri esas olarak; küçük hücreli akciğer kanseri ve küçük hücreli dışı akciğer kanseri olmak üzere iki gruba ayrılır. Akciğer kanseri tanısı konulan tüm olguların yaklaşık %75-80’ni küçük hücreli dışı akciğer kanseridir (Beyzadeoğlu, Ebruli 2008).

Küçük hücreli akciğer kanseri tedavisinde kemoterapi ve radyoterapi tercih edilirken, küçük hücreli dışı kanserlerde ilk tercih cerrahidir.

2.7 Glioblastoma Multiforme (GBM) Beyin Tümörü Kanserleri

Astrasitik hücreler diğer glial hücreler gibi Merkezi Sinir Sisteminde destek dokusu görevini yüklenmiş ve ömür boyu bölünme yeteneğine sahip olan hücrelerdir. Astrasitik hücrelerden gelişen tümörler astrositomalardır ve Glioblastoma Multiforme (GBM) 4.

derece astrositomadır (Dirican 2011).

GBM için Dünya Sağlık Örgütü’nün yaptığı sınıflamaya göre sınıflama adı Glioblastoma’dır. En yaygın ve en agresif seyreden primer beyin tümörüdür. Hastaların standart tedavisi mümkün olan en geniş cerrahi rezeksiyon sonrasında uygulanan radyoterapidir. Yardımcı tedavi kemoterapidir (Cameron 1994).

(37)

23

2.8 Doz- Hacim Histogramları (DVH)

Radyoterapi planını değerlendirmek için en önemli kriterlerdendir. Hedef ve normal dokuların üç boyutlu doz dağılımı hakkında bilgi verir. Histogramı hesaplamak için her hacim voksel denilen eşit oranlara bölünür. Dozun her vokselden homojen geçebilmesi için, vokseller oldukça küçük aralıklara bölünür. Doz hacim histogramları, tümör ve normal doku hacmi içindeki oransal doz dağılımını gösterir (Perez 2004).

Diferansiyel ve Kümülatif DVH olmak üzere iki çeşittir.

Diferansiyel DVH, tanımlanan dozun istenilen hacmin tamamına verildiğini gösteren DVH’dir. Normal dokuların dozlarının farklı hacimlere verilmesiyle dağılımı pik şeklinde gösterir.

Kümülatif DVH, % izodoz eğrilerinin kapsadığı hacmin ne kadar doz alacağını anlatır.

Tanımlanan hacimlere karşı gelen dozları açıkça göstermektedir. Kümülatif DVH’ler hacimsel değerlendirme seçeneğinden dolayı daha çok tercih edilmektedir. Bu tez çalışmasında Tedavi Planları kısmında da kümülatif DVH’ler kullanılmıştır.

(38)

24

3. MATERYAL VE YÖNTEM 3.1 Materyaller

3.1.1 Varian Marka Clinac DBX Lineer Hızlandırıcı Cihazı

Tez çalışmasında, Varian marka Clinac DBX lineer hızlandırıcı cihazı kullanılmıştır.

Bu cihaz; Üç Boyutlu Konformal Radyoterapi, Yoğunluk Ayarlı Radyoterapi (YART) ve Ark terapi tedavi tekniklerinin uygulandığı çok fonksiyonlu bir lineer hızlandırıcıdır.

Şekil 3.1 Lineer Hızlandırıcı - Varian Clinac DBX

Cihazda, 6 MV foton demeti ile tedavi yapılmaktadır. Geometrik alanlar için koruma bloklarına gerek yoktur, çok yapraklı kolimatör sistemiyle oluşturulabilir. 80 adet çok yapraklı kolimatör sistemine sahiptir. Yaprak kalınlıkları 1 cm’dir. Yaprak ucu yuvarlak tasarımlanmıştır. Yapraklar arasındaki minimum açıklık 0,5 mm, yaprakların fiziksel yaprak geçirgenliği faktörü 0.013000, yapraklar arasındaki sızıntı faktörü 0.233000’dir.

SSD mesafesi 100 cm iken açılabilen minimum alan boyutu 1cm x 1 cm ve maksimum alan boyutu ise 40 cm x 40 cm’dir. Kaynak eş merkez mesafesi diğer lineer hızlandırıcılarda olduğu gibi 100 cm’dir. Tedavi kafasında tungsten hedef, hareketsiz (sabit) birincil kolimatörler, tungsten düzleştirici filtre, saçıcı foil, iki monitör iyon odası, Y üst çeneleri ve X alt çeneleri, 40 çift ÇYK sistemi, ışık kaynağı ve ayna bulunur.

(39)

25

Cihazda, elektronik portal görüntüleme sistemi (EPID), karbon-fiber tedavi masası vardır. Ayrıca tüm açılarda tedavi yapabilmektedir.

Şekil 3.2 Lineer Hızlandırıcının Kafa Yapısı 3.1.2 Philips Marka Bilgisayarlı Tomografi

Bu tez çalışmasında fantom ve hasta BT görüntülerini elde etmek için Philips marka Birilliance model 64 dedektörlü bilgisayarlı tomografi cihazı kullanılmıştır. Cihaz;

üçüncü kuşak, gantri açıklığı 700 mm’dir.

BT’ler sırtüstü (supine) pozisyonda çekilmiştir. BT çekiminde hastalar ve fantomlar doğal set-up şartları ile olabildiğince uyumlu ve düz tedavi masası olmalıdır.

BT’den görüntüler DICOM ağı ile sanal ortamda çizim (kontur) ve planlama bilgisayarlarına aktarılmaktadır.

(40)

26

Şekil 3.3 Philips Marka Bilgisayarlı Tomografi 3.1.3 RW3 Katı Su Fantomu

RW3 katı su fantomu yüksek enerjili foton ve elektron dozimetrisi için üretilmiş su eşdeğeri bir fantomdur. Farklı iyon oda hacimlerine göre üretilmiş özel plaka kesitleri (insert) vardır. 40 cm x 40 cm’lik plakalar halinde, 1 mm, 2 mm, 5 mm, 10 mm gibi farklı kalınlıklarda üretilmektedir. Fotonlar için 70 kV- 50 MV arasındaki enerjilerde ölçüm olanağı sunar.

Şekil 3.4 RW3 Katı Su Fantomları

3.1.4 PTW Su Fantomu

Algoritmaların oluşturulması için gerekli verilerin büyük bir kısmı, radyasyonun dokuda oluşturduğu etkileşmelere benzer veriler elde edebilmek için PTW marka 50 cm x 50 cm x 45 cm ebatındaki su fantomunda alınmıştır. Alana farklı hacimde iyon odası

Şekil

Updating...

Benzer konular :