Isparta'daki bazı yapı malzemelerinde doğal radyoaktivite tayini

ÖZETDoktora TeziYÜKSEK ENERJİLİ X-IŞINLARI ÜRETEN LİNEER HIZLANDIRICI(LINAK) ÜNİTESİNDE RADYASYON DOZ ÖLÇÜMLERİAysun İNALSüleyman Demirel ÜniversitesiFen Bilimleri EnstitüsüFizik Anabilim DalıDanışman: Prof. Dr. İskender AKKURTRadyoterapide, kanser tedavisi için kullanılan en etkili cihazlardan biri lineerhızlandırıcıdır. Linak‟da, elektronlar yüksek atom numaralı bir hedefe çarptırılarakyüksek enerjili X-ıĢınları (foton) üretir. Foton Radyoterapi; kanserli (tümör) hücreleriyok etmek amacıyla üretilen X-ıĢınlarının dokuda meydana getirdiği iyonlaĢtırmaözelliği kullanılarak uygulanan tedavi yöntemidir. Maalesef hiçbir tümör, tek baĢınadeğildir, yanında mutlaka hayati bir organ vardır. Tümöre maksimum dozu verirken,yanındaki sağlam dokularda dozu minimuma indirmek çok önemlidir. Bu amacayönelik, radyoterapideki en önemli geliĢme Yoğunluk Ayarlı Radyasyon Tedavisi(IMRT) tekniğidir. Bu teknik, karmaĢıklığı ve zorluğu sebebiyle özenle yapılmasıgereken özel bir kalite kontrol prosedürüne ihtiyaç duyar.Bu çalıĢmada, foton radyoterapi uygulamalarında kullanılan 6 ve 18 Mega Volt(MV) enerjili foton ıĢınlamaları ile gerekli doz ölçüm parametreleri elde edildi.Cihazın geometrik ve dozimetrik incelenmesi, farklı iyon odaları, Matrixx, sufantomu ve X-Omat V filmleri kullanılarak yapıldı. Ölçümler, Tedavi PlanlamaSistemi‟nde (TPS) hesaplananlar ile karĢılaĢtırıldı. Elde edilen sonuçlar IMRT‟ yebaĢlarken yapılması gereken doğru kalite kontrol testlerinin neler olduğu velimitlerini göstermektedir.Anahtar Kelimeler: Linak kalite kontrol, IMRT kalite kontrol, foton dozimetrisi,küçük alan dozimetrisi.2011, 110 sayfav

ŞEKİLLER DİZİNİġekil 1.1. Dokuda mega voltaj foton ıĢını için yüzde doz değiĢimi ...…..........……...3ġekil 1.2. CF ölçümleri için geometri.Havada P noktasında (a) A cm 2 alanboyutunda (b) 10x10 cm 2 alan boyutu...... ………..........………..……......7ġekil 1.3. RDF(A)‟nın ölçüm geometrisi. Fantom z max derinliğinde Pnoktasındaki doz, A alan boyutunda (a) ve 10x10 cm 2 alan boyutunda (b)....8ġekil 1.4. %DD tanımı ve ölçüm geometrisi...............................................................9ġekil 1.5. ÇeĢitli foton ıĢınları için, SSD=100 cm ve 10x10 cm 2 alan boyutundasudaki %DD değerleri…………………………..…...……..……..………11ġekil 1.6. TPR ölçüm geometrisi (a) fantomda bir z derinliğinde (b) fantomdabir z ref derinliğinde .........................................…………………...………...12ġekil 1.7. 10 MV X ıĢını için 10x10 ve 30x30 cm 2 alan boyutlarında çeĢitliderinliklerde alınan profil eğrileri…………………….………………….....13ġekil 1.8. Co-60 için Ġzodoz eğrileri (a) SSD kurulumu(A=10x10 cm 2 ;SSD=80 cm) (b) SAD kurulumu (A Q =10x10cm 2 ; SAD=100 cm;izomerkez derinliği 10 cm)..........................................................................16ġekil 2.1. Radyasyonun kaynaktan hasta üzerine gelinceye kadar var olan yapılarve meydana gelen etkileĢmeler…………………………………………….22ġekil 2.2. 6 MV, z max derinliği ve 5x5 cm 2 alan boyutunda EDR2 ve XV filmlerisensitometrik eğrileri....……………………………………….…….…......24ġekil 2.3. Elekta MLC T&G dizaynı. Yaprak geniĢliği (LW), Yaprak aralığı (LG),Girinti ve çıkıntı geniĢlik dizaynı (WG ve WT)............................................26ġekil 2.4. Picket fence (A) ve garden fence testi (B)……………………………......27ġekil 2.5. TPS hesaplama – film ölçüm karĢılaĢtırması ……..……….…………….28ġekil 2.6. Enerji profilleri: Kaynak nokta Ģeklinde olsaydı (a), kaynak aslındaolduğu gibi sonlu boyutta (b)……..……...................................…………...30ġekil 3.1. Elekta marka Synergy platform model Linak …………………………....33ġekil 3.2. Elekta MLC dizaynı …………………………………………...……...….34ġekil 3.3. Elekta Linak kafası aparatları ve kaynak yerleĢim mesafeleri ...…….…..35ġekil 3.4. Su fantomu ve aparatları; (a) Su tankı, (b) su taĢıma aparatı, (c) Sufantomu……………………………………………………………….........37ġekil 3.5. Katı fantomlar ve iyon odaları yerleĢim hazneleri ……...………....…….37viii

ġekil 3.6. Tedavi cihazındaki iyon odası yerleĢimi ve yeterince uzun bir kablo iletedavi cihazı dıĢındaki elektrometre bağlantısı..……..…………………......38ġekil 3.7. FC65-P silindirik iyon odası (a), Ģematik gösterimi (b).............................41ġekil 3.8. Scanditronix- wellhofer marka CC04 kompakt iyon odası ………….......41ġekil 3.9. Scanditronix- wellhofer marka CC13-S iyon odası .....…….……….........42ġekil 3.10. Epson 10000XL film tarayıcı……….………………...….…..…............43ġekil 3.11. Scanditronix – wellhöfer marka I‟mRT Matrixx……...…….........…….44ġekil 3.12. I‟mRT fantom….......................................................................................46ġekil 3.13. Tarayıcı kalibrasyonunda kullanılan film örneği…….….........…...…….47ġekil 3.14. I‟mRT Matrixx Kalibrasyonu……..…….......................….…………....49ġekil 3.15. Matrixx ölçüm kurulumu……..…….....................................….……......49ġekil 3.16. TPS‟ e aktarılan Matrixx transvers kesitleri ve oluĢturulan görüntüler....50ġekil 3.17. TPS‟ e aktarılan CC04 iyon odası ile katı fantom (a) ve FC65-P iyonodası ile I‟mRT fantom (b) transvers kesitleri ve oluĢturulan görüntüler..50ġekil 3.18. Set A düzenlemesi……..…………………….................................…….52ġekil 3.19. Set B düzenlemesi……..……………………..............................……….53ġekil 3.20. Set C düzenlemesi……………………….............................……..……..53ġekil 3.21. Set D düzenlemesi………………………............................……..……..54ġekil 4.1. Epson 10000XL Film tarayıcı kalibrasyon eğrisi……………..….............56ġekil 4.2. Ġlk kutu “A” grubu Kodak XV film kalibrasyon eğrisi …………..….......56ġekil 4.3. Ġkinci kutu “B” grubu Kodak XV film kalibrasyon eğrisi …………….....57ġekil 4.4. 6 MV su fantomu (1, 2, 3, 4, 5, 6, 8, 10, 12, 15, 18, 20, 25, 30, 35 ve40 cm 2 alan boyutları için % Derin Dozlar (%DD))…. …………..…..........57ġekil 4.5. 6 MV için TPS‟e aktarılmıĢ % DD eğrileri ………………………….......59ġekil 4.6. 6 MV 3x3 cm 2 alan için TPS hesaplama – su fantomu ölçüm profil eğrisikarĢılaĢtırması..................... ……………………………….……………....59ġekil 4.7. Ölçüm T1A……………………………………………………………….60ġekil 4.8. EPID ile alınan T1A görüntüsü …...................................……………......60ġekil 4.9. Ölçüm T2A………………………………..………………………….......61ġekil 4.10. T2A, TPS -Film % fark ve gama değerlendirmesi………………….......61ġekil 4.11. T3A, Matrixx – TPS karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi ………...62ġekil 4.12. T4A, Matrixx ile MLC geçirgenlik ölçümü …..……………..................63ix

ġekil 4.13. Hem kolimatör hem de MLC‟ler kapalı(a) sadece MLC‟ler kapalı iken(b) oluĢturulmuĢ alanlar…………………………………………………...63ġekil 4.14. T5A, Matrixx – TPS karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi…………64ġekil 4.15. T5A, MLC geçirgenliği ölçümü…………………………………….......64ġekil 4.16. T6A, 6A1 ve 6A3 karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi………........65ġekil 4.17. T6A, 6A2 ve 6A4 karĢılaĢtırması………………………………….........66ġekil 4.18. T7A, EPID görüntüsü…………………………………………………...66ġekil 4.19. T7A, 7A1 ve 7A3 karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi…………....67ġekil 4.20. T7A1, Matrixx ve TPS karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi……....67ġekil 4.21. Ölçüm T8A……………………………………………………………...68ġekil 4.22. T8A, Film 8A1 ve 8A2 karĢılaĢtırması……………………………….....68ġekil 4.23. Ölçüm T9A G=0˚ ve C=0˚ segment………………………………….....69ġekil 4.24. 9A3 film ölçümü………………………………………………………...69ġekil 4.25. T9A, Matrixx 9A1 ve 9A3 karĢılaĢtırması………………………….......69ġekil 4.26. T10A, Film ile 10A1 ve 10A2 karĢılaĢtırması ve gamadeğerlendirmesi……………………………………………………………70ġekil 4.27. Ölçüm 11A1, 11A2 ve 11A3 pozisyonlandırmaları ve 11A1 EPIDgörüntüsü…………………………………………………………………..71ġekil 4.28. T11A, 11A1 TPS - Matrixx karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi....72ġekil 4.29. T12A, TPS - Matrixx karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi……......72ġekil 4.30. Ölçüm T1B ıĢınlama pozisyonları…………………………………........73ġekil 4.31. T1B film ölçümü…………………………………………………….......73ġekil 4.32. Segment baĢına düĢen MU aynı, fakat toplam MU farklı iki düzenleme.73ġekil 4.33. T2B, 2B1 – 2B2 film karĢılaĢtırması………………………………........74ġekil 4.34. Ölçüm T3B düzeneği………………………………………………........74ġekil 4.35. T3B, TPS – Film karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi…………….75ġekil 4.36. T4B, Matrixx – TPS karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi……........75ġekil 4.37. T5B, Ok Matrixx – Film karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi…….76ġekil 4.38. T5B, Ters E Matrixx – Film karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi....76ġekil 4.39. Ölçüm T6B yerleĢimi……………………………………………….......77ġekil 4.40. T6B, Matrixx – Film karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi…….......77x

ġekil 4.41. Tüm segmentlerin Matrixx –Film karĢılaĢtırması ve gamadeğerlendirmesi…………………………………………………………...78ġekil 4.42. T8B, Matrixx – TPS karĢılaĢtıması gama değerlendirmesi…………......78ġekil 4.43. T9B, Matrixx – TPS karĢılaĢtıması ve gama değerlendirmesi………….79ġekil 4.44. T10B, Matrixx – Film karĢılaĢtıması ve gama değerlendirmesi………...80ġekil 4.45. T11B, Matrixx – TPS karĢılaĢtıması………………………………........80ġekil 4.46. T1C, 1x20 cm 2 ve 20x1 cm 2 karĢılaĢtırması...……………………….....81ġekil 4.47. T1C, 2x2 cm 2 Matrixx – TPS karĢılaĢtırması……………………….......82ġekil 4.48. T1C, 3x3 cm 2 Matrixx – TPS karĢılaĢtırması...………………………....82xi

ÇİZELGELER DİZİNİÇizelge1.1. Farklı foton enerjileri için 5x5 cm 2 alan boyutunda z maxderinlikleri....……………………………………………………………....5Çizelge 1.2. Co-60 ile suda, SSD=100 cm ve çeĢitli alan boyutları için %DD ........10Çizelge 1.3. Co-60 ile suda, 10x10cm 2 alan boyutu ve farklı SSD değerleri için%DD........................................................................................................10Çizelge 1.4. 10x10 cm 2 alan boyutu, SSD=100 cm ve 5-10 cm derinliklerde çeĢitlifoton enerjileri için %DD değerleri........................………………….…10Çizelge 2.1. EDR2, XV ve iyon odasının 6 MV foton enerjisi için 5x5 cm 2alan boyutunda derinliğin bir fonksiyonu olarak %DD karĢılaĢtırması…24Çizelge 2.2. Ġki farklı iyon odası ve TPS için alan boyutu bağımlı S c faktörü ..........30Çizelge 4.1. 6 MV için alan boyutu ile değiĢen bazı %DD parametreleri………......58Çizelge 4.2. Su fantomu profil eğrilerinden 1, 2, 3, 10 ve 20 cm 2 alanboyutlarında elde edilen bazı parametrelerin değerleri.............................58Çizelge 4.3. 6 farklı yerleĢim için MLC kenarı % dozları: film, matrixx ve TPS......71Çizelge 4.4. 20x20 cm 2 alan boyutu için farklı MU‟ lara göre simetri, düzgünlük,penumbra ve alan boyutu karĢılaĢtırmaları...............................................81Çizelge 4.5. 6 MV MU Lineerite ölçümleri............……………………………........83Çizelge 4.6. 18 MV MU Lineerite ölçümleri …..…………………….…....………..83Çizelge 4.7. 6 MV PMMA build-up baĢlık ve FC65-P iyon odası ile farklıSDD‟ler de alınan S c ölçümleri….............................................................84Çizelge 4.8. 6 MV Pirinç build-up baĢlık, CC13-s ve CC04 iyon odaları ile farklıSDD‟ler de alınan S c ölçümleri …….....................................…………...85Çizelge 4.9. 18 MV PMMA build-up baĢlık, FC65-P ve CC04 iyon odaları ilefarklı SDD‟ler de alınan S c ölçümleri……………………….............…..85Çizelge 4.10. 18 MV Pirinç build-up baĢlık, CC13-S ve CC04 iyon odaları ilefarklı SDD‟ler de alınan S c ölçümleri………........................……….....86Çizelge 4.11. 6 MV foton enerjili fotonlarla gerçekleĢtirilen ıĢınlamadahesaplanan ve ölçümle elde edilen doz değerleri……......………..........87Çizelge 4.12. 18 MV foton enerjili fotonlarla gerçekleĢtirilen ıĢınlamadahesaplanan ve ölçümle elde edilen doz değerleri..……...……….….…87xii

SİMGELER ve KISALTMALAR DİZİNİA Alan boyutuA eĢA QAAPMBPÇNAEMcmEĢdeğer alan boyutuQ noktasındaki alan boyutuAmerican Association of Physicist in Medicine(Beam Profil) IĢın ProfiliÇekmece Nükleer AraĢtırma ve Eğitim MerkeziSantimetreCF Kolimatör faktörü (S c )Co KobaltD DozD exD maxD mindMLCÇıkıĢ DozuMaksimum dozMinumum doz(Dynamic Multi leaf collimatör) Dinamik çok yapraklı kolimatör% DD Yüzde derin dozD pD QD sEPIDFGyhvIAEAIMRTKK havaLINACMLCP noktasındaki dozQ noktasındaki dozYüzeydeki doz(Elektronic Portal Ġmage Device) Elektronik Portal Görüntüleme CihazıIĢın düzgünlüğüGray, absorblanmıĢ doz birimiEnerji(International Atomic Energy Agency) Uluslararası Atom EnerjisiAjansı(Intensity-Modulated Radiation Therapy) Yoğunluk Ayarlı RadyasyonTedavisiKerma (IĢınlanan materyal tarafından serbest bırakılan enerji)Hava Kerma(Lineer Accelerator) Lineer Hızlandırıcı(Multi leaf collimator) Çok yapraklı kolimatörxiii

MUMVN dOAROYPMMARDFr eĢRptSSADS cS cpSDDsMLCS pSSDTGT&GTPRTPSzz exz maxMonitör Unit (1cGy doza karĢılık gelen süre)Mega VoltAbsorblanmı doz kalibrasyon faktörü(Eksen dıĢıs Ratio) Merkezi eksen dıĢı oranOptik YoğunlukPolymethylmethacrylateRölatif doz faktörüEĢdeğer yarıçapRaporIĢın simetrisi(Source Axis Distance) Kaynak eksen uzaklığıKolimatör saçılma faktörüToplam saçılma faktörü(Source Detector Distance) Kaynak - detektör uzaklığı(Static Multi Leaf Collimatör) Durgun çok yapraklı kolimatörFantom saçılma faktörü(Source Skin Distance) Kaynak - yüzey uzaklığı(Task Group) Görev Grubu(Tongue and Groove) Girinti ve Çıkıntı(Tissue Phantom Ratio) Doku fantom oranı(Treatment Planning System) Tedavi planlama sistemiDerinlikÇıkıĢ doz derinliğiMaksimum doz derinliğixiv

1. GİRİŞRadyoterapi, radyoaktif ıĢınlarla tedavi demektir. Kanser olgularında ameliyat vekemoterapi gibi bir tedavi yöntemidir ve tek baĢına yapılabileceği gibi, ameliyatöncesi, sonrası baĢka tedavilerle de uygulanabilir.YaklaĢık 100 yıl önce radyoaktif ıĢınların keĢfinden bu yana radyasyon, tıpta teĢhis(radyoloji) ve tedavi (radyoterapi) amacıyla, giderek yaygınlaĢarak kullanılmaktadır.Radyoterapide daha güçlü ıĢınlar kullanılmasına rağmen hasta tedavi sırasında,röntgen çekiminde olduğu gibi, iĢlemi hissetmez. Radyasyonun tehlikelerihakkındaki yaygın endiĢelere karĢın, tıp bugün radyasyonun kullanılmasındayeterince bilinçli ve deneyimlidir. Radyasyon tedavisi, gereği gibi kullanıldığındariski çok az, yararları ise çok daha fazla olan bir tedavi modelidir. Radyoaktif ıĢınlar,tedavi edilen bölgedeki kanser hücrelerini yok ederek etkilerini gösterirler. Bu aradatedavi alanı içindeki normal hücreler de bu ıĢınlardan kötü etkilenseler de, onlarınkendilerini onarma yetenekleri vardır. Dolayısıyla radyasyona bağlı normal dokuhasarı çoğu kez geçicidir. Muhtemel yan etkilerden olabildiğince kaçınmak amacıylaradyoterapide verilmesi planlanan toplam doz, seanslara bölünerek verilir. Genelliklehaftanın beĢ günü, günde bir seans Ģeklinde uygulanır ve hafta sonu hastanındinlenmesi öngörülür. Böylece normal hücrelerin iyileĢmesine de fırsat tanınmıĢolur. Radyasyon tedavisi, Kobalt–60 (Co-60) ya da Lineer Hızlandırıcı gibi cihazlararacılığıyla vücudun dıĢından (harici radyoterapi) veya vücut boĢlukları ya da dokuiçine radyoaktif maddelerin yerleĢtirilmesi yoluyla içerden (dahili radyoterapi)gerçekleĢtirilir. Tedavilerin Ģekli hastanın yaĢı, genel sağlık durumu, teĢhis edilenkanserin türü, evresi, yerleĢim yeri gibi birçok önemli faktöre bağlıdır. Bu nedenleaynı tip kanser hastası bile olsalar, her hastanın tedavisi kendi Ģartlarında planlanır.1.1. Radyoterapide Harici Foton IşınlarıRadyoterapi iĢlemleri iki temel kategoriye ayrılır: Harici ıĢın radyoterapisi ve dahiliıĢın radyoterapisi (brakiterapi). Harici ıĢın radyoterapisinde radyasyon kaynağı,hastadan dolayısıyla hasta içindeki hedef hacimden belli bir uzaklıktadır. IĢınlama buuzaklıktan yapılır. Brakiterapi de ise radyasyon kaynakları direk olarak hedef1

ıĢınlama hacmi içine yerleĢtirilir. Harici ıĢın radyoterapisi çoğunlukla fotonıĢınlarıyla, daha seyrek elektron demetleriyle, bazen de proton veya nötronlarlayapılan tedavidir (Podgorsak, 2005).Foton ıĢınları bazı fiziksel parametrelerle tarif edilir. OluĢum kaynaklarına, üretilmearaçlarına ve enerjilerine bağlı olarak değiĢim gösterirler. Foton ıĢınlarının iki farklıoluĢum kaynağı vardır: Gama ıĢınları (radyoaktif çekirdekten kaynaklanır) ve X-ıĢınları (Karakteristik fotonlar ve bremsstrahlung fotonları açığa çıkaran hedefmalzemeden kaynaklanır). X-ıĢınları ya X-ıĢını tüpünden ( yüzeysel veya orta voltajX ıĢınları) veya Lineer Hızlandırıcıdan (megavoltaj X ıĢınları) üretilir (Burns et al.,1996).Radyasyon dozimetrisi, dozun hasta üzerinde uygulanmadan önce, hasta benzerimalzemeler kullanılarak belli detektörlerle önceden ölçülmesi ve değerlendirilmesidir.Ġki farklı ayırt edici temelle iliĢkilidir. Ġlki, foton ıĢınlarını oluĢturanfotonların sayısı ve enerjisi, diğeri ise; hava, su veya biyolojik ortamda birikebilecekfoton ıĢınının enerji miktarıyla tanımlanır (Podgorsak, 2005).1.2. Foton Işınlarının Fantom veya Doku İçine NüfuzuHava veya vakum içinde yayımlanan bir foton ıĢınına, ters kare kanunu etkiliyken,doku veya fantom içinde yayımlanan bir foton ıĢınında hem ters kare kanunu hem defantom ve doku içindeki azalım ve saçılma etkili hale gelir. Doğru bir tedavi için,karıĢık bir iĢlem olan bu üç etkinin doku veya fantom içinde bıraktığı doz hesabıdikkatle yapılmalıdır (Podgorsak, 2005).Doku içinde doz dağılımının direk ölçümü mümkün değildir. Bununla beraber, doğrubir tedavi için ıĢınlanan hacimdeki doz dağılımının doğru olarak bilinmesizorunludur. Genellikle fantomda ıĢın kalibrasyon noktasında bilinen dozun dokuiçindeki herhangi bir noktadaki doz ile bağlantısında önem taĢıyan birkaç fonksiyonvardır (Hendee et al., 1996).2

Bu fonksiyonlar, genellikle doku eĢdeğer fantomlar veya su fantomu içindeki uygunradyasyon detektörleri ile ölçülür. Bu ölçümler doz veya doz oranı olarak, belli birderinlik, alan boyutu ve kaynak-yüzey uzaklığı (SSD) referans alınarak yapılır.ġekil 1.1. hastada megavoltaj foton ıĢını için doz değiĢimini göstermektedir. Birkaçönemli nokta bölge belirlenebilir. IĢının hasta yüzeyine girdiği ilk yerdeki doz yüzeydozudur (D s ). Yüzey dozu, ıĢın hastanın içerisinde ilerledikçe belli bir noktaya kadarhızla artar. ArtıĢın bittiği son nokta maksimum doz noktasıdır (z max ). Yüzde derindoz (% DD) olarak adlandırılan derin doz eğrisi z=0‟dan z=z max aralığındaki bölgebuild-up bölgesi olarak adlandırılır. Daha sonra neredeyse exponansiyel olarak azalırve hastanın çıkıĢ noktasındaki doz çıkıĢ dozu (D ex ) olarak isimlendirilir (Khan,2003)KaynakDokuDerinlik(z)ġekil 1.1. Dokuda megavoltaj foton ıĢını için yüzde doz değiĢimi (Khan, 2003)1.2.1. Yüzey dozu (D s )Megavoltaj foton ıĢınlarında yüzey dozu genellikle maksimum doz noktasındakindendaha küçüktür. Megavoltaj foton ıĢınlarında yüzey dozu ıĢın enerjisine ve alanboyutuna bağlı olarak değiĢir (Podgorsak, 2005).3

Foton enerjisi arttıkça yüzey dozu azalır. 10x10 cm 2 alan boyutunda 6 MV enerjiliX - ıĢını için yüzey dozu % 15 iken, 18 MV enerjili X ıĢını için % 10‟ dur. Belli birenerjideki yüzey dozu alan boyutuyla artıĢ gösterir.Maksimum doz ile düĢük yüzey dozu karĢılaĢtırılması cilt koruma etkisi olarakadlandırılır. Bu da derine yerleĢmiĢ tümörler için orta voltaj ve yüzeysel X - ıĢınlarıile karĢılaĢtırıldığında avantaj sağlar (Podgorsak, 2005).Yüzey dozu ince pencereli paralel-düzlem iyon odası ile ölçülür. Yüzey dozu aĢağıdaki yerlerden gelen katkıları temsil eder: Kolimatör, düzleĢtirici filtre ve havadan saçılan fotonlar Hastadan geri saçılan fotonlar Hasta civarındaki koruma bloklarından ve havada foton etkileĢmelerinden ortayaçıkan yüksek enerjili elektronlar1.2.2. Build-up bölgesiYüzey ile maksimum doz noktası arasındaki doz bölgesi build-up bölgesi olarakadlandırılır. Build-up bölgesindeki doz, hasta içindeki foton etkileĢmeleri(fotoelektrik olay, compton saçılması ve çift oluĢum) ve bu etkileĢmeler sonucuortaya çıkan ikincil yüklerin maksimum doz noktasına kadar arttığı bölgedir(Willams and Thawaites, 2000).1.2.3. Doz maksimum derinliği (z max )Hasta yüzeyi altındaki maksimum doz derinliği, ıĢın enerjisi ve alan boyutuna bağlı –dır. Asıl etki enerjidir. Alan boyutu etkisi çok az olduğundan ihmal edilebilir. Bazıenerjiler için 5x5 cm 2 alanda z max değerleri Çizelge 1.1. de mevcuttur (Podgorsak,2005).Belli bir enerji için en büyük z max derinliği yaklaĢık 5x5 cm 2 alan içindir. Daha büyükalanlarda, z max ; kolimatör saçılması ve düzleĢtirici filtre etkisinden dolayı düĢer. 5x54

cm 2 ‟den daha küçük alanlar için, fantom saçılma etkisi yüzünden azalır (Johns andCunningham, 1984).Çizelge 1.1. Farklı foton enerjileri için 5x5 cm 2 alan boyutunda z max derinlikleri(Podgorsak, 2005)Yüzeyel Ortavoltaj Co-60 4 MV 6 MV 10 MV 18 MV 25 MVz max (cm) 0 0 0.5 1 1.5 2.5 3.5 51.3. Radyasyon Tedavisi ParametreleriFoton ıĢınlarıyla harici radyoterapi, üç tip tedavi cihazı ile gerçekleĢtirilir. X-ıĢınıcihazları, izotop tele terapi cihazları (Co-60 cihazı) ve Lineer hızlandırıcılar (Linak).Foton ıĢınlarıyla harici ıĢın doz verilmesi için, istenilen ölçüm koĢullarınınsağlanmasında temel parametreler tedavi derinliği (z), alan boyutu (A), kaynakyüzeyuzaklığı (SSD), foton ıĢını enerjisi (h)‟ dir.1.3.1. Radyasyon ışın alanıRadyoterapide kullanılan ıĢın alanları, çeĢitli Ģekillere sahiptir. IĢın alanlarınınĢekillendirilmesinin amacı, var olan hedef hacme göre biçimlendirmektir. Genelolarak radyoterapide dört çeĢit alan Ģekli kullanılır. Bunlar; kare, dikdörtgen, daireselve düzensiz alanlardır (Hendee et al., 1996).Kare ve dikdörtgen alanlar radyoterapi cihazlarında monteli olan kolimatörler ilesağlanır. Dairesel alanlar tedavi cihazına eklenen özel kolimatörler ile yapılırkendüzensiz alanlar, koruma blokları veya çok yapraklı kolimatörler (MLC) iledüzenlenir.Ġsteğe bağlı oluĢturulan herhangi bir eĢdeğer kare veya dairesel alan hesaplanabilir.Bu hesaplamalar radyasyon dozimetresinde önem taĢır ve benzer ıĢın parametreleriile karakterize edilebilir.5

Ġsteğe bağlı oluĢturulan dikdörtgen alanların a ve b kenarları yaklaĢık olarak eĢkenarlı kare alana eĢdeğer olabilir ve denklem 1.1. deki gibi ifade edilir.aba 2eş…………… (1.1)a bDairesel alan için ise a eĢ denklem 1.2. deki gibi yaklaĢık olarak r eĢ dairesel alanyarıçapına eĢdeğerdir.a eĢ2= πr eĢ 2 … .(1.2)1.3.2. Kolimatör faktörü (CF)Havada ıĢınlama, primer ve saçılan olarak iki bileĢen içerir: Primer bileĢen, asıl bileĢendir; kaynaktan direk gelen ve alan boyutuna bağlıolmayan bileĢendir. Saçılan bileĢen, net olarak belli olmayan, hava da herhangi bir noktada büyükoranda kolimatörden, ayrıca düzleĢtirici filtre ve havadan gelebilir. Bu bileĢen alanboyutuna bağımlıdır. Alan boyutu arttıkça saçılma ihtimali artmaktadır.Havada ıĢınlama, hava kerma (K hava ) hava ve doz (D), A alan boyutuna bağlıdır vebunu kolimatör faktörü (CF) parametresi temsil eder (veya Khan tarafındantanımlanan S c (kolimatör saçılma faktörü)). CF aĢağıdaki gibi tanımlanırCF(A,hv) = S c (A,hv ) =KKhavahava( A,hv)(10, hv)havahavaD(A,hv) (1.3)D(10,hv)CF‟nin ölçüm geometrisi ġekil 1.2. de gösterilmiĢtir. ġekil 1.2.(a) da D (A,hv)1.2.(b)‟de ise D (10,hv) ölçümleri gösterilmiĢtir (Podgorsak, 2005).CF ölçümü genellikle verilen enerjide maksimum doz build-up‟ı sağlamak içinyeterli geniĢlikteki build-up baĢlıklı iyon odası ile yapılır. Küçük alanlarda build-up6

aĢlığı tamamen alan içinde kalacak Ģekilde seçilen kaynak-detektör uzaklıklarında(SDD) ölçüm alınır. Bununla beraber bu veri ters kare kanunu kullanılarak nominalSSD‟ye göre düzeltilebilir (Khan, 2003).KaynakKaynakġekil 1.2. CF ölçümleri için geometri. Havada P noktasında (a) A alan boyutu (b)10x10 cm 2 alan boyutuCF tedavi makinesinin nominal SSD‟si ve nominal alan boyutu olan 10x10 cm 2 alanboyutu için 1‟e normalize edilir. 10x10 cm 2 ‟den büyük alanlarda 1‟den büyük birdeğer bulunurken daha küçük alanlarda bu değer 1‟den küçüktür. Ölçüm genellikleuygun bir build-up baĢlık ile silindirik iyon odası kullanılarak yapılır. ġekil 1.2. dwyer alan ölçüm noktası olan P noktası iyon odası merkezinde yerleĢmiĢtir (nominalSSD+z max ). Nominal SSD değeri 80 veya 100 cm‟dir. Maksimum doz derinliği ise(z max ) foton enerjisine bağlı olarak değiĢir.1.3.3. Rölatif doz faktörü (RDF)Verilen bir SSD‟de belirli foton enerjisi için, ġekil 1.3. de görülen P noktasındakidoz oranı (fantomdaki z max derinliğinde) alan boyutuna bağlıdır; alan boyutu arttıkçadoz artar. Rölatif doz faktörü (RDF) (Khan tarafından toplam saçılma faktörü (S cp )veya bazen cihaz verim faktörü olarak tanımlanır) bir fantomda A alan boyutu için Pnoktasındaki dozun D p (z max ,A,f,hv), 10x10 cm 2 alan için P noktasındaki doza(D p (z max ,10,f,hv)) oranıdır.7

Dp( zmax, A,hv)RDF(A,hv) Scp( A,hv)(1.4)D ( z ,10, f , hv)pmaxRDF (A,hv)‟nün ölçüm geometrisi ġekil 1.3.(a)‟da D p (z max ,A,f,hv) için 1.3.(b)‟de iseD p (z max ,10,f,hv) için gösterilmiĢtir (Podgorsak, 2005). Khan‟a göre ise;S cp (A,hv)=S c (A,hv) S p (A,hv) (1.5)RDF‟nin iki bileĢeni vardır; kolimatör ve fantom saçılması (Khan, 2003).KaynakKaynakġekil 1.3. RDF(A)‟nın ölçüm geometrisi. Fantom z max derinliğinde P noktasındakidoz, A alan boyutunda (a) ve 10x10 cm 2 alan boyutunda (b)1.4. Foton Dozimetrisinde Kullanılan Önemli Parametreler1.4.1. Suda merkezi eksen yüzde derin doz (% DD)Hasta veya fantom içindeki merkezi eksen doz dağılımı genellikle maksimumu dozderinliğindeki doz değerine (D max = % 100 ) normalize edilir. Bu dağılım %DDdağılımı olarak adlandırılır (British journal of Radiology, 1996) ve Denklem 1.6.daki Ģekilde ifade edilir.%DD(z,A,f,hv) = 100D Q /D p =100Ď Q /Ď p (1.6)8

Burada, D Q ve Ď Q , ġekil 1.4. deki gibi z derinliğinde Q noktasındaki doz ve doz oranıiken, D p ve Ď p ise z max derinliğinde P noktasındaki doz ve doz oranıdır (Podgorsak,2005).ġekil 1.4. de tanımlandığı gibi z herhangi bir derinlik iken z max dozun maksimumolduğu derinliktir. % DD fantomdaki z derinliği, alan boyutu (A), SSD (f) ve fotonenerjisi (hv) olmak üzere dört farklı parametreye bağlıdır (Podgorsak, 2005).Saçılma bileĢeni, Q noktasındaki doza saçılan radyasyonun katkısını yansıtır. ġekil1.1. de de gösterilmiĢ olduğu gibi, % DD eğrisi önce artar ve maksimum dozderinliğinden sonra düĢüĢe geçer. Maksimum doz derinliği ve yüzey dozu, enerjiyebağlıdır. Enerji ve maksimum doz derinliği artarken yüzey dozu azalır. z, f ve hv sabit iken, % DD; merkezi eksendeki noktalara saçılanların katkısınınartması yüzünden, alan boyutu (A) büyümesi ile artar. (Bu durum Co-60 içinÇizelge 1.2. de görülmektedir). z, A ve hv sabit iken, % DD; foton ıĢınının primer bileĢeni olan ters karefaktöründeki z etkisinin azalıĢı sebebiyle, f değerinin büyümesiyle artar (Bu durumCo-60 için Çizelge 1.3. de görülmektedir). z, A ve f z max sabit iken, %DD, enerji ile artar.Kaynakġekil 1.4. % DD tanımı ve ölçüm geometrisi9

ġekil 1.5 ve Çizelge 1.4. de 10x10 cm 2 alan boyutu ve çeĢitli mega voltaj X ıĢınlarıiçin %DD dağılımlarının bir örneği görülmektedir. IĢın enerjisinin artıĢıyla build-upbölgesi geniĢliği artarken, yüzey dozu azalmaktadır (Podgorsak, 2005).Radyoterapi ıĢınları için %DD' lar genellikle kare alanlar için oluĢturulur. Bununlaberaber, radyoterapide kullanılan alanların büyük çoğunluğu dikdörtgen veyadüzensiz alanlardır. EĢdeğer kare kavramı, dikdörtgen veya düzensiz alanlarıneĢdeğer karesini tanımlamak için kullanılır.Çizelge 1.2. Co-60 ile suda, SSD=100 cm ve farklı alan boyutları için %DD değerleri(Podgorsak, 2005)A (cm 2 )0x0 5x5 10x10 15x15 20x20 25x25 50x50%DD(5,A,100,Co) 68,2 76,7 80,4 82,0 83,0 83,4 85,2%DD(10,A,100,Co) 44,7 53,3 58,7 61,6 63,3 64,4 67,3%DD(15,A,100,Co) 29,5 36,5 41,6 44,9 47,1 48,6 49,7Çizelge 1.3. Co-60 ile suda, 10x10 cm 2 alan boyutu ve farklı SSD değerleri için%DD (Podgorsak, 2005)f=SSD (cm) 60 80 100 120 140%DD(5,10,f,Co) 76,2 78,8 80,0 81,3 82,3Çizelge 1.4. 10x10 cm 2 alan boyutu, SSD=100 cm ve 5 - 10 cm derinliklerde çeĢitlifoton enerjileri için % DD değerleri (Podgorsak, 2005)Foton ışını (hv)Co-60 4 MV 6 MV 10 MV 18 MV 25 MVNominal z max (cm) 0,5 1,0 1,5 2,5 3,5 5,0%DD(5,10,100,hv) 80 84 86 92 97 98%DD(10,10,100,hv) 59 65 67 74 80 8210

Sudaki derinlikġekil 1.5. ÇeĢitli foton ıĢınları için, SSD=100 cm ve 10x10 cm 2 alan boyutundasudaki %DD değerleri1.4.2. Doku fantom oranı (TPR)Doku fantom oranı (TPR), rotasyon radyoterapisi için Johns tarafından bulunmuĢtur(Johns ve Cunningham, 1984). Ġzomerkez, çoklu alan kullanılarak yapılantedavilerde de kullanılır. Rotasyon tedavisi, kaynağın belli bir eksen etrafındadairesel olarak dönmesiyle uygulanır. Hasta etrafında rotasyon sırasında hastakonturuna bağlı olarak SSD değiĢkenlik gösterirken kaynak – eksen uzaklığı (SAD)sabittir (Podgorsak, 2005).TPR(z,AQ.DQDQ, hv) (1.7).DQrefDQrefBurada. QDQ ve D doz ve doz oranı iken DQref ve.D seçilen z ref derinliğindekiQrefdoz ve doz oranıdır. z ref değeri genellikle, 5 veya 10 cm‟dir. D Q ve D Qref doz ölçümgeometrisi ġekil 1.6. da görülmektedir. TPR aynı üç parametreye bağlıdır (z, A Q ve hv). Fakat SSD ve SAD‟danbağımsızdır. 0 ≤ TPR ≤ 1 A Q ve hv sabit iken TPR, z artıĢıyla azalır11

z ve hv sabit iken TPR, A Q artıĢıyla artar z ve A Q sabit iken TPR, hv artıĢıyla artar.KaynakKaynakġekil 1.6. TPR ölçüm geometrisi (a) fantomda bir z derinliğinde (b) fantomda bir z refderinliğinde1.4.3. Merkezi eksen dışı oranlar (OAR) ve ışın profilleri (BP)Merkezi eksen boyunca var olan doz dağılımı ile hasta içinde tanımlanan dozdağılımı için gerekli bilgilerin sadece bir kısmı verilir. Üç boyutlu (3D) ve Ġkiboyutlu (2D) doz dağılımları için merkezi eksen verileri ile eksen dıĢı dozprofillerinin bağlantısı tanımlanmalıdır (Podgorsak, 2005).Bunu bulmanın en temel yolu, fantom içinde tanımlanan bir derinlikte, merkezieksene dik olarak ölçülen ıĢın profilleri ile belirlemektir. Ölçüm derinliklerigenellikle z max ve 10 cm dıĢında tedavi planlama sistemini istediği derinliklerdir.ġekil 1.7. de 10 MV X - ıĢını için 10x10 ve 30x30 cm 2 alan boyutlarında çeĢitliderinliklerde alınan profil eğrileri görülmektedir. OAR genellikle aynı derinliktekibir eksen dıĢı noktasındaki dozun, belli bir derinlikteki merkezi eksen dozuna oranıolarak tanımlanır.12

Megavoltaj X ıĢını profilleri, ayrı üç bölge içerir. Merkezi, yarı gölge (penumbra) vegölge (umbra). Merkezi, bölge ıĢın merkezi ekseninden, geometrik alan kenarının 1 - 1.5 cmiçerisinde var olan profilin merkez kısmını temsil eder. Geometrik alan boyutu (optikıĢık alanı ile belirlenen) ıĢın profilinde % 50‟ lik doz skalası aralığı olarak tanımlanır.Megavoltaj enerjiler için merkezi bölge, kalın targete çarpan elektronlarınenerjisinden etkilenir. Buradaki etkinin asıl kaynağı, targetin atom numarası,düzleĢtirici filtrenin atom numarası ve geometrisidir.Derinlik(cm)Merkezi eksenden uzaklık (cm)ġekil 1.7. 10 MV X ıĢını için 10x10 ve 30x30 cm 2 alan boyutlarında, çeĢitliderinliklerde alınan profil eğrileri Doz profilinin penumbral bölgesinde, hızlı doz değiĢimi olur. Bu kolimatörler iletanımlanmıĢ alan boyutuna, focal spot boyutuna (ayna boyutu) ve yana doğru(lateral) elektronik dengesizliğe bağlıdır. Geometrik ıĢın kenarında var olan dozdüĢüĢü, sigmoid Ģekillidir ve kolimatör çeneleri altındaki penumbral kuyrukbölgesinde geniĢler. Burada kolimatör çenelerinin transmisyonundan (transmisyonpenumbra), kaynak boyutunun (geometrik penumbra) katkısından ve en önemlisihastadan saçılan X-ıĢını (saçılmıĢ penumbra) etkisi söz konusudur. Toplampenumbra fiziksel penumbra olarak adlandırılır ve bu üç etkinin toplamı olarak yeralır. Fiziksel penumbra ıĢın enerjisine, kaynak boyutuna, SSD‟ye, kaynak- kolimatöruzaklığına ve fantom derinliğine bağlıdır.13

Umbra radyasyon alanı dıĢındaki bölgededir. Bu bölgedeki doz genellikle azdır vekolimatör zırhlaması içinden geçen radyasyondan kaynaklanır.Doz profil değiĢmezliği, genellikle su fantomunda belli derinliklerde ölçülür. Ġkitemel parametreye bağlıdır: ıĢın alanı düzgünlüğü (F) ve ıĢın alanı simetrisi (S).1.4.3.1. Işın düzgünlüğü (F)IĢın düzgünlüğü (F); % 80‟lik doz aralığı içinde görülen maksimum (D max ) ileminimum (D min ) doz noktaların da, denklem 1.8. de verilen bağıntı ile tanımlanır(Podgorsak, 2005).Genellikle, en geniĢ alan boyutunda ( 40x40 cm 2 ), 10 cm derinlikte, SSD; 100cm‟de su fantomu içinde alınan profil eğrisinden tanımlanır. Limit değeri % 6‟dır.FDmax min 100x(1.8)Dmax D Dmin1.4.3.2. Işın simetrisi (S)IĢın simetrisi (S), z max ‟da tanımlanır. IĢın merkezi ekseninden hem sağda hem soldaaynı dozdaki off axis noktalarının oranlarından bulunur. Ya da %50‟ lik doz seviyesindekinoktaların merkezi eksene uzaklıkları ile bulunabilir (Podgorsak, 2005).Limit %3‟dür.SAlansolAlansağ 100 x(1.9)Alan Alansolsag1.4.4. Su fantomunda izodoz dağılımıRadyasyon ıĢınlarının fiziksel karakterleri aĢağıdaki standart koĢullar altında yapılanölçümler ile bulunur (Podgorsak, 2005); Homojen birim yoğunlukta bir fantom14

Düz fantom yüzeyi Fantoma dik ıĢın giriĢiDoz profilleri ile merkezi eksen derin doz verileri iki boyulu (2D) ve üç boyutlu (3D)olarak doz verilerini içerir. Bununla beraber bu bilgi yalnız baĢına yeterli değildir.Birkaç ıĢın birleĢimi gereklidir. Derin dozlardaki, düzlemsel ve hacimsel değiĢimler,izodoz eğrileri ile görülür. Ġzodoz eğrileri, genellikle soğurulan dozun düzenliaralıklarında çizilir ve referans bir noktadaki dozun yüzdesi olarak tanımlanır. Ġzodozeğrileri içeren tek bir alan için verilen izodoz planı genellikle düzenli artan % DD‟deçizilir. Ġki normalizasyon tekniği kullanımdadır; SSD kurulumları için, tüm izodozdeğerleri merkezi eksende maksimum doz noktasında 100‟e normalize edilir. SADkurulumları için, tüm izodoz değerleri izomerkez noktasında 100‟e normalize edilir.Bir SSD kurulumu için izodoz planları, %DD değerlerinin çizimidir. Herhangi birderinlikteki Co-60 için en geniĢ yer merkezi eksendedir, ıĢın kenarlarına gidildikçedüĢer. Megavoltaj foton ıĢınları için, sığ derinliklerdeki eksen dıĢı dozu aynıderinlikteki merkezi eksen dozuna göre daha geniĢtir. Bu düzleĢtirici filtrenin birsonucudur. Bu filtreler suda 10 cm derinlikte düz ıĢınlar edinimini sağlar, aynızamanda sığ derinliklerdekini telafi edebilmelidir (AĢırı eksen dıĢı yönündeki etkinenerjisinin önemi merkezi eksendekinden daha azdır). ġekil 1.8 suda Co- 60 ıĢını içinizodoz planlarının bir örneğini göstermektedir.Penumbra bölgesindeki ıĢın kenarı dozu, ıĢın merkezi ekseninin lateral uzaklığı ilehızla azalır. Bu doz düĢüĢü, sadece geometrik penumbradan değil aynı zamanda ke -nar saçılmasından da kaynaklanmaktadır.IĢın ve penumbranın geometrik limitinin dıĢında, doz değiĢimi üç bileĢeninsonucudur; Radyasyon alanından saçılan doz, kolimatör çeneleri ve cihaz kafasındansızıntı.Tek ıĢın izodoz dağılımını etkileyen parametreler, ıĢın kalitesi, kaynak boyutu, ıĢınkolimasyonu, alan boyutu, SSD ve kaynak- kolimatör uzaklığıdır.15

ġekil 1.8. Co-60 için Ġzodoz eğrileri (a) SSD kurulumu(A=10x10 cm 2 ; SSD=80 cm)(b) SAD kurulumu (A Q =10x10cm 2 ; SAD=100 cm; izomerkez derinliği 10 cm)Ġzodoz planları iyon odası, katı hal detektörleri, standart radyografik film veradyokromik film ile ölçülür (Podgorsak, 2005).Direkt ölçümlere ek olarak izodoz planları TPS‟de kullanılan çeĢitli algoritmalarkullanılarak oluĢturulabilir.Tek bir foton ıĢını ile tedavi genellikle yüzeye yakın tümörlerde kullanılır. DerineyerleĢmiĢ tümörler ise iki veya daha fazla ıĢın alanı kullanılarak yapılır. Amaçtümörde uygun doz dağılımı sağlanırken normal dokuları da koruyabilmektir.1.5. Yoğunluk Ayarlı Radyasyon Tedavisi (IMRT: Intensity ModulatedRadiation Therapy)X - ıĢını 8 Kasım 1895 tarihinde keĢfedilmiĢtir. Elli yıllık bir dönem içinde iyonizeradyasyon ile kanser tedavisinde kullanılmaya baĢlanmıĢtır. Kare veya dikdörtgenalanlarla uzun süre tedaviler yapılmıĢtır. Fakat tümörün hemen etrafındaki sağlamdokuları korumak için bazı koruyuculara gereksinim duyulmuĢtur. Bunun üzerineblok, wedge ve kompansatörler geliĢtirilmiĢtir. Uzun yıllar bu teknik sayesinde üçboyutlu tedavi planlama sistemlerinin de geliĢmesiyle konformal tedaviler16

yapılmıĢtır. Ardından, tümör çevresindeki sağlıklı organ ve dokuları korumak içinkullanılan bloklar yerine Çok Yapraklı Kolimatör‟ ler (MLC) geliĢtirilmiĢtir.Blokların, hazırlanıĢı ve uygulanıĢı açısından bazı dezavantajlar mevcuttur(Williams, 2003). Bu dezavantajlar arasında, blok malzemesi olan cerrobend zehirlioluĢu, her bir hasta için ayrı zaman harcanması, hem insan gücü hem malzemeaçısında ayrıca maliyet yer almaktadır. Ayrıca, konformal tedavide kullanılabilse deYoğunluk ayarlı radyasyon tedavisi‟ nde (IMRT) her bir ıĢın alanı içinde çoklusegmentler yer almaktadır. Bu segmentler arasında blok değiĢtirmek imkânsızdır. Buyüzden IMRT uygulamasında MLC kullanımı Ģarttır (Boyer vd., 2001).Sağlam dokuları korumayı daha iyi baĢaran konformal tedavi ile yine de konkav birdoz dağılımı yakalamak mümkün olmamıĢtır. Bununla beraber, tümörlerin %30‟ ukonkav Ģekildedir. Ayrıca, hedef hacim içinde daha homojen doz dağılımı ve dozartıĢı için daha geliĢmiĢ bir teknik gerekmiĢtir. Bunun üzerine 1994‟ lü yıllardaIMRT üzerine çalıĢmalar yapılmaya baĢlanmıĢtır. IMRT, her biri çoklusegmentlerden oluĢan alanlardan planlanmıĢ bir tekniktir. IMRT çalıĢmalarıylaberaber hem tedavi planlama sistemlerinde hem de lineer hızlandırıcı cihazlarındaçok daha kompleks düzenlemeler yapılmıĢ ve kalite kontrol parametreleri ile kalitekontrol sıklığı arttırılmıĢtır. En önemlisi ise cihazların IMRT için kabul edilebilirliklimitleri düĢürülmüĢtür.IMRT „nin uygulanması sırasında iki yöntem geliĢtirilmiĢtir. Bunlardan ilki sMLC(segmented multi leaf collimatör) diğeri ise dMLC (dynamic multi leaf collimatör)yöntemi olmuĢtur (Arnfield vd., 2000). sMLC “dur ve ıĢınla” prensibiyle MLC‟lerinhareketi esnasında ıĢınlamanın kesildiği, ıĢınlama sırasında MLC‟lerin durgunolduğu teknik iken dMLC yöntemi; MLC hareketi esnasında ıĢınlamanın yapıldığıyöntemdir.1.5.1. IMRT öncesi geometrik kalite kontrolYüksek oranda konformal doz dağılımı IMRT ile mümkündür. IMRT, ıĢınlanannormal doku volümünü azaltırken hedef bölge içinde doz artıĢını sağlar. Bununla17

eraber IMRT karıĢık bir dizi iĢlem gerektirir. Örneğin, hasta seçimi, sabitleme,target ve dokuların tanımlanması, tedavi planlaması, değerlendirilmesi ve tedaviedilme süreci. Böyle kapsamlı bir kalite güvencesi programı, güvenli ve doğru IMRTalanları uygulamasında Ģarttır. IMRT tedavilerine baĢlamadan önce yapılmasıgereken bazı kalite kontrol testleri gereklidir. Bunların ilki Linak cihazında yapılmasıgereken geometrik kontrollerdir (Hounsell and Jordan, 1997). Açık alan kontrolleri: IMRT‟de 1x1 cm 2 den baĢlayan alandan 40x40 cm 2 alanboyutuna kadar ıĢık alanı - ıĢın alanı kontrolü yapılmalı aynı zamanda mekanikolarak yapılacak ölçüm ile doğulanması gerekir. Ġzomerkez kontrolü : Kaynak - yüzey uzaklığı 100 cm‟de alan merkezininkolimatör, gantry ve masa hareketi değiĢimi ile sabitliği kontrol edilmelidir (Khan,2003) Açık alan yüzde derin doz kontrolleri (%DD) Açık alan profil eğrilerinin kontrolü (BP) Alan düzgünlüğü kontrolü (F) Alan simetrisinin kontrolü (S) Çok yapraklı kolimatör yapraklarının (MLC) doğru pozisyonlanmasının kontrolü Yaprakların pozisyonlarının tekrarlanabilirliğinin kontrolü Yaprak geniĢliğinin izdüĢümünün ıĢık ve ıĢın alanında kontrolü1.5.2. IMRT öncesi dozimetrik kalite kontrolIMRT‟de küçük alanlarda ve küçük MU (Monitör Unit) ‟larda ıĢınlama temeldir. Buyüzden dozimetrik kontrollerde daha detaylı ve kontrol sıklığı daha fazla testleruygulanmalıdır. Bu testler klasik kalite kontrol testlerine ek olarak yapılmalıdır.Özellikle küçük alanlarda yapılacak dozimetrik kontroller oldukça zor tekniklergerektirmektedir. Ölçüm düzenekleri son derece dikkatli oluĢturulmalı vekullanılacak ölçüm araçları hassasiyetle seçilmelidir. Yapılması gereken dozimetrikkontroller birçok protokol ve makalede belirtilmiĢtir (AAPM rpt 82, 2003; Hug,2008; Budgell, 2005; LoSasso,2003).18

Açık alan kolimatör saçılma faktörleri (S c ) kontrolleri Açık alan toplam saçılma faktörleri kontrolleri (S cp ) Küçük MU‟ larda alan düzgünlüğü (F) kontrolleri Küçük MU‟ larda alan simetrisi (S) kontrolleri Küçük MU‟larda Linak performans (Lineerite) testi MLC‟ lerin yaprak geçirgenliği testi MLC‟ler arası sızıntı testi MLC‟lerin yaprak sonu etkisi testi MLC‟lerin tongue&groove (girinti&çıkıntı) dizaynının kontrolü testi Küçük alanlarda doz kontrolü Klinik vakalara uygun kontrol testleri19

2. KAYNAK ÖZETLERİKanser tedavisinde, radyoterapi kullanımının baĢlamasıyla bir çok soru ve sorunlakarĢılaĢılmıĢtır. Bunların çözümü için yapılmıĢ birçok çalıĢma vardır. Bu çalıĢmalarıĢığında birçok protokol hazırlanmıĢtır. IMRT kullanımıyla ise sorunlar daha daartmıĢtır. Küçük alan problemleri, verim fotonlarının değiĢimi, küçük MU‟ lardaıĢınlama problemleri, MLC dizaynı ve kalite kontrolleri gibi birçok sorun ilekarĢlaĢılıp çözülmeye çalıĢılmıĢtır. IMRT dozimetrik ve geometrik kalite kontrolleri;kabul testleri, IMRT‟ye baĢlangıç ve rutin kontrol olmak üzere sınıflandırılmıĢtır.Yurt içi ve yurtdıĢında birçok kontrol parametresi önerilmekle beraber net birprotokol yayımlanmıĢ değildir. AĢağıda IMRT soru ve sorunlarıyla ile ilgili olarakyapılan bazı çalıĢmalar özetlenmiĢtir.Ahnesjö ve ekibinin 1994 yılında yaptığı bir çalıĢmada, özellikle küçük alanlardaönem taĢıyan, düzleĢtirici filtre ve primer kolimatörün, verim fotonlarına % 12oranında katkı sağladığı bulunmuĢtur.Zhu ve ekibi 1994 yılında, kafa saçılmalarını, geniĢ alan boyutlarında pirinç baĢlık vemini fantom karĢılaĢtırması yapılmıĢtır. ÇalıĢma sonuçlarına göre enerji arttıkçaaralarındaki fark artmıĢtır. Ayrıca, elektron kontaminasyonları ve yüksek atomnumaralı materyallerin bazı sorunları yüzünden büyük alanlarda mini fantomlarönerilmiĢtir.Zhu ve ekibinin 1995 yılındaki çalıĢmasında, kafa saçılması faktörüne etki edenbirçok neden olduğu söylenmiĢtir. Fotonlar hızlandırıcı kafasındaki bazı yapılardansaçılırlar (kafa saçılması). Ayrıca fotonlar ve elektronlar monitör odasından saçılırlar(monitör geri saçılması). Kafa saçılmasının sebeplerinin, primer kolimatör,düzleĢtirici filtre, ikincil kolimatörler ve eğer kullanılıyorsa wedge gibimalzemelerden kaynaklandığı bildirilmiĢtir.Khan ve ekibi, 1996 yılında yayımlanan çalıĢmada, literatürde hızlandırıcınınkolimasyon sisteminde meydana gelen saçılmaları hesaba katan kafa saçılmasının,20

hızlandırıcıdaki, target, primer kolimatör, düzleĢtirici filtre, monitör odaları, ayna,kolimatör yaprakları ve diğer soğuruculardan oluĢan hızlandırıcı kafasındankaynaklandığı söylenmiĢtir. Fakat içlerinde en önemli etkenin düzleĢtirici filtreolduğu belirtilmiĢtir. Kolimatör yaprakları ve monitör odalarından meydana gelensaçılmalarının öneminin ise az olduğu birçok çalıĢmacı tarafından ispatlanmıĢtır. IĢındemeti yoğunluğu değiĢiminin targetten uzaklaĢtıkça ters kare kanunundan sapmayabaĢladığı bulunmuĢtur.Liu ve ekibi tarafından 1997 yılında yapılan bir çalıĢmada, sonuçlar fotonbileĢenlerinin primer fotonlar ve saçılan fotonlardan oluĢtuğunu göstermiĢtir. Saçılanfotonların % 11-16 oranında primer kolimatörden kaynaklanırken, düzleĢtirici filitrekatkısının da % 70 oranında olduğunu belirtilmiĢtir.Webery ve arkadaĢlarının 1997 yılında, yaptığı bir çalıĢmada yüksek atom numaralıbuild-up baĢlıklar ve mini fantomlar kafa saçılması için karĢılaĢtırılmıĢtır. YeterligeniĢlikte duvar kalınlığına sahip kurĢun ve pirinç baĢlıklar ile iyon odasına eĢdeğer(grafit) materyallerden yapılmıĢ baĢlıklar karĢılaĢtırılmıĢtır. Ayrıca silindirik ve karemateryallerle karĢılaĢtırılmıĢ. 3x3 – 40x40 cm 2 alan boyutlarında, 4, 6, 10 ve 18 MVfoton enerjilerinde çalıĢılmıĢtır. Sonuçlara göre, kurĢun ve pirinç baĢlıkların, geniĢalan boyutları ve yüksek foton enerjilerinde grafit baĢlığa göre oldukça farklı olduğubulunmuĢtur. DüĢük enerjilerde ise bir fark görülmemiĢtir. Mini fantom ve grafitlerarasında da fark bulunmamıĢtır.Laub ve Wong‟ un 2003 yılında yaptığı bir çalıĢmada, küçük alan ölçümlerindekullanılan detektörler karĢılaĢtırılmıĢtır. 0,6 cc iyon odası ile yapılan IMRT alanölçümleri ile TPS hesapları karĢılaĢtırılmıĢ ve %6 fark bulunmuĢtur. Aynı iĢlemhacmi küçük (0,015 cc) pinpoint iyon odası ile yapıldığında, %2‟ den küçük farklarbulunmuĢtur.AAPM TG 74‟ e göre, direkt radyasyon, kaynakta üretilen ve hastaya ulaĢanradyasyondur. Endirekt radyasyon, düzleĢtirici filtre, kolimatörler ve diğer yapılarlaetkileĢimi sonucu saçılan fotonlardır. ġekil 2.1. „de tedavi kafası görülmektedir.21

Endirekt saçılma kafadan saçılan radyasyon olarak tanımlanır. Ya tedavi kafasındanya da hava da, yüklü parçacık kontaminasyonu diğer adıyla elektron kontaminasyonuetkileĢmeleriyle elektronlar ve pozitronlar serbest bırakılır. Direkt radyasyon,endirekt radyasyon ve elektron kontaminasyonu verim radyasyonunu oluĢturur.Verim radyasyonu Ģekildeki çıkıĢ radyasyondur. Hasta veya fantoma ulaĢanradyasyon, yani soğurulan dozun primer bileĢeni hastada meydana gelenetkileĢmelerden kaynaklanır.Kaynakİndirekt( kafasaçılması)Düzleştirici filitreMonitör odasıKolimatörElektron kontaminasyonuDirektYüklü parçacıkkontaminasyon dozuÇıkış radyasyonuPrimer radyasyonİkincil elektronlarSaçılan radyasyonġekil 2.1. Radyasyonun kaynaktan hasta üzerine gelinceye kadar var olan yapılar vemeydana gelen etkileĢmeler (AAPM, 1994)Sharpe ve ekibi 2000 yılında, küçük alanlarda verim faktörlerinin (OF) bulunmasıgerektiğini bildirmiĢ ve 1x1 cm 2 ‟ den 15x15 cm 2 alan boyutlarına kadar araĢtırmıĢ.Bu araĢtırmada mini fantom kullanmıĢ. Küçük alanlarda mini fantomu tamamenkapsamak zor olduğu için uzaklaĢtırılmıĢ SSD kullanımın gerekli olabileceğinisöylemiĢtir.22

Jordan ve Williams 1994 yılında yaptığı çalıĢmada, yapraklar arası sızıntıyı azaltmakiçin MLC‟ ler T&G Ģeklinde dizayn edildiğini ve MLC‟lerin radyasyon onkolojisinegiriĢiyle birçok avantaj sağlandığını bildirmiĢtir. MLC‟ler konvansiyonel bloklar ileyer değiĢtirdiğinde, blok hazırlama iĢlemi elimine edildiği, aynı zamandaradyoterapistlerin, blok hazırlama ve hasta hazırlama zamanında blok taĢırkenharcadıkları gücün azalmıĢ olduğu söylenmiĢtir.Chui ve ekibi 1996 yılında yaptığı çalıĢmada, MLC‟ nin pozisyonsal hatasının alaniçindeki tüm doz dağılımına etki edeceği bulunmuĢtur. Bloklar ile MLC‟lerarasındaki en büyük fark bu olarak görülmüĢtür.LoSasso ve ekibi 1998 yılında, yapraklar arası sızıntıyı yaklaĢık olarak % 2.7oranında bulmuĢtur. Birçok TPS‟ in ortalama yaprak sızıntısını barındırdığı, çünküMLC‟lerin fiziksel karakteristikleri sistemde modellenmediği, aynı zamanda T&Gdizaynının da modellenmemiĢ olduğu belirtilmiĢtir.LoSasso ve ekibi tarafından 1998 yapılan çalıĢmada 0.2 mm‟lik bir sistematik MLChatasının %1 oranında doz değiĢimine yol açtığı gözlenmiĢtir.Budgell ve ekibinin 2000 yılında yaptığı çalıĢmaya göre ise, MLC‟lerin pozisyonsalfarkının kaynağının kalibrasyondan kaynaklandığı bulunmuĢtur. Eğer kalibrasyon ±1mm içinde yapıldıysa ±1.1 mm pozisyonsal doğruluk kabul edilebilir. Fakat IMRTtedavisinde bu limit değeri ±0.2 mm içinde olması gerektiği söylenmiĢtir. Aynı ekipverim faktörünün (OF) alan boyutuna bağlı olması sebebiyle, MLC‟ ninkalibrasyonunun bu anlamda da önem taĢıdığı bildirilmiĢtir.Haryato ve ekibinin 2001 yılında yaptığı bir çalıĢmada, yaprak kenarlarının dizaynısebebiyle T&G etkisi araĢtırılmıĢ. Ölçümler, dizaynı ġekil 2.3.de görüldüğü gibi,Elekta Sli-plus hızlandırıcı ile yapılmıĢtır. Sonuçlara göre karĢılıklı MLC kesiĢimyerinde bu etkiden dolayı dozda % 21,9 - % 34 oranında bir azalma görülmüĢtür.25

ġekil 2.3. Elekta MLC T&G dizaynı. Yaprak geniĢliği (LW), Yaprak aralığı (LG),Girinti çıkıntı geniĢlik dizaynı (WG ve WT)LoSasso ve ekibinin 2001 yılında yapmıĢ olduğu çalıĢma da, IMRT gibi sonteknolojiler için, MLC‟ ler daha fazla önem kazandığı. bu sebeple, yaprak hareketi vepozisyonu için ayrıca kalite kontrol iĢlemleri gerektirdiği belirtilmiĢtir. MLC‟lerinpozisyonsal farklarının her bir yaprağın motorundan meydana geldiği gözlemlenmiĢ.Yaprak motorlarının sıklıkla değiĢtirilmesi gerektiği bildirilmiĢtir.Hug ve ekibinin 2002 yılında yaptığı bir çalıĢmaya göre, Elekta MLC ve monitöriyon odası arası uzaklık daha az olduğu için daha küçük kolimatörlere sahiptir.Elekta MLC x-ıĢını targetine daha yakın olduğu için T&G sızıntısı diğer cihazlaragöre daha fazla bulunmuĢtur.Bayouth ve ekibi 2003 yılında yaptıkları bir çalıĢmada, IMRT özellikle MLC yaprakpozisyon doğruluğu ve uzun dönem tekrarlanabilirliği gerektirir. Bu sebeple 90 günboyunca yaklaĢık 600 ölçüm alınmıĢ ve 1.5 mm‟ye kadar pozisyonsal hatalarbulunmuĢ. Bu durumda MLC kalibrasyonu tekrarlanmıĢ ve tüm ölçümlerin % 91.5‟i0,5 mm içinde çıkarken ortalama hata 0.1 mm ve maksimum ise 1.0 mm olarakbulunmuĢtur.Moran „ın Michigan Üniversitesinde 2005 yılında yaptığı çalıĢmaya göre, MLC içinöncelikle yapılması gereken testler, yaprak pozisyon toleransı ve tekrarlanabilirliği,IĢın stabiletesi ( verim, simetri, düzgünlük), düĢük MU‟ larda lineerlik, yaprak sızıntı26

ve geçirgenliği olarak sıralanmıĢtır. Aynı zamanda, yaprakların yerçekimi etkisiylepozisyonsal değiĢiminkinde incelenmesi, küçük alanlardan büyük alanlara kadarverim kontrolleri, derin doz eğrilerinin incelenmesi gerektiği de vurgulanmıĢtır.Venencia ve ekibi tarafından 2004 yılında yapılan bir çalıĢmada, IMRT için yapılankalite güvence testleri incelenmiĢtir. MLC‟lerin doğruluğu ve yerleĢimlerinintekrarlanabilirliğinin kontrolü için ġekil 2.4. de yer aldığı gibi picket fence ve gardenfence testi adı altında iki test yapılmıĢtır. Test sonuçları görsel olarak 0,5 mmsınırları içinde bulunmuĢtur (Venencia vd., 2004).ġekil 2.4. Picket fence (A) ve garden fence testi (B)Aynı çalıĢma da MLC‟lerin ortalama yaprak geçirgenliği ölçülmüĢtür. Ortalama %1.5 olarak bulunmuĢtur. Ayrıca Ģekil 2.5. de görüldüğü gibi bazı alanlarda TPS hesap– film ölçüm karĢılaĢtırmaları yapılmıĢtır. Aralarında (a) % 1 (b) % 2 oranında birdoğruluk oranı bulunmuĢtur.Pasquino ve ekibinin 2006 yılında Elekta cihazı ile yaptığı bir çalıĢmada, MLCyaprak geçirgenliği ve sızıntısı ortalama %1.8 ± %0.1 ve 2.1 ± %0.2 olarakbulunmuĢ. Penumbra değerlendirmesinde ise fark 0.4-1.0 mm arasında bulunmuĢtur.T&G değerlendirmesi yapılmıĢ ve bu etki % 33 oranında bulunmuĢtur.Yan ve ekibi tarafından 2009 yılında yapılan bir çalıĢmada, MLC yaprakpozisyonunun IMRT tedavisinde çok önemli bir yere sahip olduğu bulunmuĢtur. Buyüzden IMRT hasta kalite kontrolü öncesi MLC‟ lerin kalite kontrollerinin, eksiksiz27

yapılması önerilmiĢtir. ÇalıĢmada 8 hasta için yaklaĢık 1 ve / veya 2 mm‟ likpozisyon hataları görülmüĢtür (Venencia vd., 2004)..abġekil 2.5. TPS hesaplama – film ölçüm karĢılaĢtırmalarıEssers ve ekibi 1999 yılında yaptıkları çalıĢma da, diyotların diğer bir avantajınınbirim hacim baĢına hassasiyetin hava dolu iyon odasından 18.000 kez fazla olduğusöylenmiĢtir.Papatheodorou ve ekibinin 2000 tarihli çalıĢmasında, radyografik film, iyon odasıve Matrixx arasında çok iyi bir uyum görülmüĢtür. Ve sonuçta diyot array‟in çokdoğru sonuçlar verdiğini bildirmiĢtir.Birçok çalıĢmada, film, iyon odası ve Matrixx karĢılaĢtırmaları yapılmıĢtır.Matrixx‟min hemen sonuç vermesi ve pratikliği sebebiyle büyük avantaj sağladığısöylenmiĢtir. Paul Jursinic ve ekibi 2001 yılında, diğer avantajlarının, yüksek28

hassasiyet, iyi uzaysal rezülasyon, küçük boyut, basınca karĢı etkisiz ve kullanımıkolay bir aparat olduğunu söylenmiĢtir.Moran ve ekibi 2005 yılında yaptığı çalıĢmada, ölçümlerin değerlendirmeyöntemlerine değinmiĢ. Bu yöntemleri, izodoz değerlendirme, 2-D doz farkının renkfarklılıklarıyla değerlendirilmesi, doz farkı histogramları ve gama değerlendirmesigibi. Tüm bu değerlendirmelerin yapılacağı değerlendirme yazılımlarının,firmalarının dozimetri ekipmanları ile beraber sattıkları bir dozimetri analizsoftware‟nde var olması gerektiği vurgulanmıĢtır.Sitasi ve ekibi tarafından 2005 yılında yapılan bir çalıĢmada, baĢ boyun kanserli birhastanın gama değerlendirmesine göre yapılan karĢılaĢtırma sonucuna göre TPS-MatriXX karĢılaĢtırma sonucu % 97,6 oranında birden küçük bulunmuĢtur.Jonathan ve ekibi tarafından 2009 yılında bir diyot temelli array (MapCHECK) vediğer bir iyon odası temelli array (MatriXX) IMRT ölçümleri alınmıĢtır. Bu sonuçlarfarmer tip iyon odası ile alınan ölçümler ile karĢılaĢtırılmıĢ. ÇalıĢma da 6 ve 18 MVfoton enerjisi kullanılmıĢ. Değerlendirme gama analizine göre ( %3, 3mm) yapılmıĢ.Sonuçlar %1‟ in içinde bulunmuĢtur.Arnfield ve ekibi tarafından 2000 yılında yapılan bir çalıĢmada IMRT tekniğindekullanılan küçük alanlar için penumbra değerleri ölçülmüĢtür. Ölçümlerde 0.6 ccsilindirik iyon odası ve radyografik film kullanılmıĢtır. 3x3 – 40x40 cm 2 kare alanboyutlarında, 5 cm derinlikte alınan profillerden %80-%20 geniĢliği ölçülmüĢtür.Değerler planlama sisteminki ile karĢılaĢtırılmıĢ ve sonuçlar birbiriyle uyumlubulunmuĢtur.Andrae, 2008 yılında yayımlanan yüksek lisans tezinde, ġekil 2.6. da görüldüğü gibiLineer hızlandırıcılarda eğer varsayım nokta kaynak halini ve gerçekte var olan belliboyuttaki kaynağın penumbrasız ve penumbralı (g) halini ĢekillendirmiĢtir(Andrae,2008).29

Nokta kaynakSonlu kaynakkolimatörkolimatörkolimatörkolimatörabEnerji Profilleriġekil 2.6. Enerji profilleri: Kaynak nokta Ģeklinde olsaydı (a), kaynak aslında olduğugibi sonlu boyutta (b)Çizelge 2.2.‟de S c faktörünün CC04 iyon odası, SFD stereotaktik diyot ve TPShesabının alan boyutunun bir fonksiyonu olarak karĢılaĢtırması görülmektedir(Andrae, 2008). Ölçümlerde tungsten build-up baĢlık kullanılmıĢtır.Çizelge 2.2. Ġki farklı iyon odası ve TPS için alan boyutu bağımlı S c faktörü(Andrae, 2008)Alan BoyutuScA (cm) CC04 SFD TPS5.0 0.9718±0.0009 0.9745± 0.0017 0.97073.0 0.9563± 0.0011 0.9526±0.0022 0.95862.0 0.9484± 0.0015 0.9408±0.0008 0.95341.5 0.9130± 0.0015 0.9206±0.0037 0.93441.1 0.8212±0.0015 0.8352±0.0040 0.8277Astrand‟ın 2009 yılında yayınladığı IMRT dosimetry QA master tez çalıĢmasınagöre, IMRT fantomda iyon odası ile yapılan ölçüm sonucu prostat hastası örneğindeiyon odası ölçüm planlama arası fark en fazla %5 bulunmuĢtur.30

Ceylan ve ekibi tarafından 2009 yılında Siemens hızlandırıcı ile yapılan birçalıĢmada, küçük MU değerinde doz lineeritesi için alınan ölçümlerde 3 MU‟danküçük değerlerde linnerite %3‟ ün altında, 2 MU için %3‟den büyük bulunmuĢtur.Cheng ve arkadaĢları tarafından 2002 yılında yapılan çalıĢmada, 1-5 MU‟larda dozdeğiĢimi lineer çıkmazken 5 MU‟ dan büyük değerlerde hem 6 hem de 18 MV içinlineer sonuçlar bulunmuĢtur.31

3. MATERYAL VE YÖNTEM3.1. Materyaller3.1.1. Elekta marka Synergy TM platform model lineer hızlandırıcı (Linak)ÇalıĢmada Antalya Medicalpark hastanesi Radyasyon Onkolojisi bölümünde varolan Elekta marka Synergy TM Platform model Linak kullanılmıĢtır. Kullanılan Linakcihazı iki mertebede (6 ve 18 MV) foton ve beĢ kademede (6, 8,10,12 ve 15 MeV)elektron enerjisi üretebilmektedir.Lineer hızlandırıcılar, dünyada kullanılan radyoterapi cihazları arasında önemli biryer tutmaktadır. Lineer Hızlandırıcılar, yüksek frekanslı elektromanyetik dalgalarıkullanarak elektronları doğrusal tüp boyunca hızlandıran cihazdır (Khan, 2003).ÇalıĢma prensibi kısaca Ģu Ģekildedir: Modülatörde depolanan elektrik akımı, birkontrol sistemi vasıtası ile belli aralıklarla (50 ila 200 Hz frekansında ) titreĢiminoluĢturulacağı mikrodalga üreteçleri magnetron adı verilen kısma ve aynı zamandaelektron tabancasına gönderilir. TitreĢimlerle eĢ zamanlı olarak ısıtılma yolu ilemetal telden (flaman) serbest kalan elektronlar, daha yüksek kinetik enerjiye sahipolabilmeleri için elektromanyetik alan içinde hızlandırılırlar. HızlandırılmıĢ buyüksek enerjili elektronlar genellikle yüzeysel tümör tedavilerinde kullanıldığı gibi,elektronların tungsten gibi yüksek atom numaralı bir hedefe çarptırılmalarıyla eldeedilen bremsstrahlung X-ıĢınları da derine yerleĢmiĢ tümör tedavilerinde kullanılır(Khan, 2003). X ıĢınları enerjisi heterojen olduğu için, x-ıĢını tüpü boyuncauygulanan voltaj ile üretilmiĢ olmasından dolayı mega volt (MV) olarak tanımlanır.Yüksek enerjili lineer hızlandırıcılarda saçılan ıĢınlar azdır ve doz maksimum noktasıdaha derindedir. Bundan dolayı cilt daha az hasar görür (cilt koruma etkisi). Ayrıcalineer hızlandırıcılarda yarı gölge (penumbra) ıĢın eksenine dik bir düzlem boyunca,merkezi ıĢından uzaklaĢtıkça özellikle de alan kenarlarına yakın bölgelerde,radyasyon kaynağına olan uzaklığın artması ve saçılan ıĢınların doza katkısındaazalma olması nedeniyle, dozda bir azalma meydana gelir. Alan kenarlarındameydana gelen bu doz azalması penumbra olarak tanımlanır. Yüksek enerjilerdepenumbra daha azdır ve alan kenarlarında daha keskin doz düĢüĢleri görülür. Bunun32

nedeni lineer hızlandırıcıların, çapı yaklaĢık 2 mm olan sanal kaynak boyutuna sahipolması ve enerjilerinin yüksek oluĢudur. BaĢka bir üstünlüğü de daha yüksek dozhızlarına (dakikada 1-10 Gy) sahip olmalarıdır. Bu sayede daha kısa tedavisürelerinde yüksek dozlar verilebilir. Lineer hızlandırıcı, hastanın doğru yerleĢimiiçin yatay, dikey ve dönme hareketleri yapabilen bir tedavi masasına sahiptir. Lineerhızlandırıcı da radyasyon demetini üreten cihazlar Gantry ve Stant içine monteedilmiĢtir; stant sabittir ve gantriyi pozisyonunda tutar; Gantry, hastada hedeflenmiĢfarklı açılardaki demetleri oluĢturabilmesi için hasta etrafında 360° dönmeyeteneğindedir. Kolimatörler gantrinin bitim noktasına içten monte edilmiĢtir vekolimatörlerin boyutu ve açısı ayarlanabilmektedir. ġekil 3.1. de çalıĢmadakullanılan Linak cihazı görülmektedir.ġekil 3.1. Elekta marka Synergy platform model LinakTedavi kafası kurĢun, tungsten veya bunların alaĢımından yapılmıĢ olup, Ģubölümlerden oluĢur: Kaynak: Bu bölüm cihazın kaynak boyutunun belirlendiği yerdir. Belli birderinlikteki alan keskinliği, buradaki kaynak veya odak noktası boyutu olarakadlandırılan değere bağlıdır. Genellikle 2 mm civarındadır. Elekta Synergy PlatformLinak cihazının üretici firma tarafından verilen yalancı kaynak boyutu ise 1.2mm‟dir.33

X-ıĢını üretimi için elektron demetinin çarpıldığı hedef: Genellikle yüksek atomnumaralı ve erime sıcaklığına sahip olan Tungsten gibi ağır metallerdir.HızlandırılmıĢ elektronların bu hedefe çarptırılması sonucu enerjilerinin bir kısmı X-ıĢınına dönüĢürken geri kalan enerji hedef tarafından emilir ve ısı enerjisine dönüĢür.Bu nedenle hedefte yüksek sıcaklıklara eriĢilir. Bu sebeple hedef sürekli olarak su ilesoğutulur. Birinci kolimatör: Tungstenden yapılmıĢtır, hareketli olup, iki pozisyona sahiptir.Birinci pozisyonda herhangi bir filitre olmayıp düĢük enerjili X-ıĢını ve elektronlariçin kullanılır. Ġkinci pozisyonda düĢük atom numaralı maddeden yapılmıĢdüzleĢtirici filitre ve demet sertleĢtirici filitre bulunur. Filitre taĢıyıcı dönerek tedaviplanlamasında seçilen enerjiye uygun X-ıĢını veya elektron filitresini getirir. X-ıĢınlarını homojen hale getiren koni Ģeklindeki düzleĢtirici filitre: TungstendenyapılmıĢtır. Alanda demet yoğunluğunu düzgün hale getirmek için kullanılır. EğerdüzleĢtirici filitreler olmasaydı profil eğrileri son derece keskin kenarlara sahipolurdu. Fakat filitreler ile omuzlu eğriler elde edilmektedir. Çok yapraklı kolimatör (MLC): KarĢılıklı 40 çift tungstenden yapılmıĢ yapraktanoluĢur. Maksimum alan geniĢliği 40x40 cm 2 , yaprak sonu yay Ģeklinde, yaprakgeniĢliği izomerkezde 1 cm, yaprak hareket mesafesi 32,5 cm ve karĢı taraf geçiĢuzunluğu 12,5 cm‟ dir. MLC „ler yukarı çenelerle yer değiĢmiĢ konumdadır. Her biryaprak kalınlığı 7.5 cm‟dir. KarĢılıklı yapraklar arası boĢluk 0,6 mm‟dir. Elektacihazı MLC dizaynı Ģekil 3.2. de görülmektedir.ġekil 3.2. Elekta MLC dizaynıElektronik Portal görüntüleme cihazı (EPID) “Elektronic Portal Ġmage Device”:Cihaza monte bir cihazdır ve tedavi alanını iki boyutlu olarak görüntülemeyi sağlar.Düz görüntü alıcıya sahiptir. 41 cm 2 a-Si panel, izomerkezde 26 cm 2 alan boyutunda,16 bit gri skala çözünürlüğüne sahiptir. Saniyede üç görüntü alabilen bu sistem ile34

hasta pozisyonun planlanan ile doğruluğu kontrolü yapılır. ġekil 3.3. de ise Linakkafası içinde yer alan aparatlar ve yerleĢimleri görülmektedir (Andrae, 2008).ġekil 3.3. Elekta Linak kafası aparatları ve kaynak yerleĢim mesafeleri3.1.2. Elekta marka PrecisePLAN model tedavi planlama sistemiÇalıĢmada Elekta marka PrecisePLAN R2.15 model Tedavi planlama sistemi (TPS)kullanılmıĢtır. Bu tedavi planlama sistemi foton demetlerinde “dual source”algoritmasına bağımlı olarak hesap yapmaktadır. Dual source algoritmasının temelözelliği hem de kaynak boyutuna bağımlı olarak (ilk etken) hem de düzleĢtirici filitreözelliklerine göre matematiksel formüller kullanarak hesaplamalarını yapmasıdır.Tedavi planlama sisteminde, hesaplamalar yapılmadan önce Lineer hızlandırıcıcihazının bazı geometrik ve dozimetrik özelliklerinin ve ölçüm sonuçlarının sisteme35

tanıtılması gerekir. Sistem tanıtılan bu veriler ıĢığında bir modelleme yapıp var olanalgoritması ile gerekli hesaplamaları yapabilmektedir. Tüm ölçümler 6 ve 18 MVfoton enerjileri için alınmıĢtır.3.1.3. Scanditronix Wellhofer İba marka RFA-300 model su fantomuScanditronix Wellhöfer Ġba Marka RFA-300 model su fantomu ve 3D radyasyonalan analizi için kullanılan bir fantomdur. Cihaz, OmniPro Accept iĢletim programıaltında çalıĢmaktadır. Su fantomu, ıĢına ait derin doz, doz profili, iki boyutlu izodozdağılımı gibi dozimetrik ölçümlerin yapılmasını ve daha sonra bu verilerin analiziniyapabilen bilgisayar kontrollü dozimetrik bir sistemdir. Sistem üç bölümdenoluĢmaktadır. ġekil 3.4.(a) da gösterilen, Polietilen bir rezervuar ile su fantomunadakikada 20 litre su akıĢı sağlayan 70 kg ağırlığında, fantom içine konulacak suyunkorumasını sağlayan su tankı. ġekil 3.4. (b) de görülmekte olan, üzerine su fantomuyerleĢtirildikten sonra ıĢın ekseninde istenilen ayarlamaların üç boyutlu olarakyapılmasını sağlayan fantom taĢıma aparatı. ġekil 3.4. (c) de yer alan, aktif taramaalanı 495 mm, 50 kg ağırlığında duvar materyali akrilik olan su fantomu. Fantomiçine yerleĢtirilen ve 3D olarak hareket edebilen iyon odaları ile % DD, BP eldeedilebilir. Ġyon odalarının hareketi bilgisayar ile kumanda edilir. Hareket aralıkları 1mm ile 10 mm arasında değiĢtirilebilir. Bilgisayardan ayarlanan ölçüm parametrelerisu fantomu içindeki iyon odalarının hareketini sağlayan öngerilim voltaj aralığı ± 50ile ± 500 V arasında değiĢen bir elektrometre ile gerçekleĢtirilir. Sistemde birireferans diğeri alan detektörü olmak üzere 2 adet CC13-S tipi iyon odası mevcuttur(Scanditronix-wellhofer su fantomu kitapçığı)3.1.4. Scanditronix Wellhofer marka SP34 model RW3 katı fantomlarÇalıĢma da Scanditronix Wellhofer marka SP34 model RW3 katı su fantomlarıkullanılmıĢtır. Radyoterapide soğurulmuĢ doz tespiti için uluslararası arası pratikkodlar ile uyumlu olan RW3, kalite güvencesinin bir aracı olarak soğrulmuĢ dozun36

(a) Su tankı (b) Su taĢıma aparatı (c) Su fantomuġekil 3.4. Su fantomu ve aparatları; (a) su tankı, (b) su taĢıma aparatı, (c) su fantomubelirlenmesinde kullanılır. Ölçümler sırasında kullanılacak fantom ister su ister katıfantom olsun boyutu yeterince geniĢ olmalıdır (IAEA, 1987). ġekil 3.5. degörülmekte olan fantomlar, boyutları 40x40 cm 2 , kalınlıkları: 1 mm (1 adet), 2 mm(2 adet), 5 mm (1 adet) ve 10 mm (29 adet) olmak üzere istenilen derinliklerinyaratılabileceği plakalar halindedir. %97.9 beyaz Polyester (C 8 H 8 ) ve % 2,1 titanyumoksit (TiO 2 ) içerir. Bazı plakaların içinde iyon odasını yerleĢtirebilmek için uygundelikler vardır. Kütle yoğunluğu 1.045 g/cm 3 olan RW3, doğal suya çok benzerdir.Birçok çalıĢmada diğer yoğun fantom materyalleri ile karĢılaĢtırılmıĢ ve suyaeĢdeğerliği tespit edilmiĢ ve yayınlaĢmıĢtır. Foton ölçümlerinde Co 60 – 25 MV enerjiaralığında kullanılabilir. Aynı zamanda kullanılacak uygun iyon odalarının yerleĢimisağlayacak adaptör plakaları mevcuttur. Silindirik iyon odalarının giriĢi için var olansilindirik hazneler, merkezi elektrot geometrik derinliği, adaptör plaka yüzeyinin 1cm altındadır. Bu fantom ile kullanılabilecek iyon odaları; Kompakt iyon odası(CC04), silindirik iyon odası (PC65-P) ve paralel düzlem iyon odası (PPC40) 'dır.ġekil 3.5. Katı fantomlar ve iyon odaları yerleĢim hazneleri37

3.1.5. Scanditronix Welhofer marka Dose 1 model elektrometreÇalıĢmada Scanditronix Welhofer marka Dose 1 model elektrometre ÇNAEM(Çekmece Nükleer araĢtırma geliĢtirme merkezi) tarafından kalibre edilmiĢ FC65C-Pve CC04 iyon odaları ile kullanılmıĢtır. Elektrometre temel olarak yük ölçencihazdır. Basit olarak, radyasyonun algılanabildiği alana yerleĢtirilen iyon odası birkablo vasıtasıyla elektrometreye bağlanır ve ıĢınlama boyunca iyon odasınınalgıladığı yük miktarını ölçmektedir.ġekil 3.6. Tedavi cihazındaki iyon odası yerleĢimi ve yeterince uzun bir kablo iletedavi cihazı dıĢındaki elektrometre bağlantısıKablonun, tedavi cihazından elektrometrenin yer aldığı kontrol kabinine eriĢebilecekuzunlukta olması gerekir. Bu düzenlemenin avantajı, ıĢınlama sırasındaelektrometrede okunan değerde herhangi bir yanlıĢlık görülürse, ıĢınlama durduruluptedavi odasındaki iyon odası veya hataya sebep olabilecek diğer parametreler kontroledilebilir. ġekil 3.6. da tedavi odasında tedavi masası üzerindeki fantomayerleĢtirilmiĢ iyon odası ile oda dıĢındaki elektrometre bağlantısı görülmektedir. Busistemler toplam doz okuması veya doz hızı okuması olarak çalıĢabilir.Toplam doz modda, Ġyon odası ıĢınlanırken, iyonlaĢmadan kaynaklanan yük,kondansatörde birikmeye baĢlar. IĢınlama sonunda bir Q yükü birikir ve Q / C „ yeeĢit bir V voltajı üretilir. C burada kondansatörün sığası dır. Doz hızı modda,kondansatör yerine direnç ( R ) vardır. IĢınlanan iyon odası, devrede dolaĢan biriyonlaĢma akımına sebep olur.38

IĢınlama sonunda bir I akımı birikir ve I.R‟ ye eĢit bir voltaj üretir. Sığa üzerindengeçerek veya değiĢken I akımına bağlı olarak üretilen V voltajı ölçülen radyasyonmiktarını temsil eder. Serbest bırakılmıĢ yük miktarı çok küçük olması nedeniyleölçüm verisini doğru elde etmek için karmaĢık elektronik devreler kullanılır. Ölçümsonuçları ekranda C cinsinden yük olarak veya Mili Gray (mGy) cinsinden dozaçevrilmiĢ halde görülebilir. Elektrometreler iyon odalarıyla beraber periyodik olarakkalibre edilmelidir (Khan, 2003).3.1.6. İyon odalarıElektronlar sürekli demet yerine, pulslar Ģeklinde üretildiğinden iyon odasındatoplama verimi problemi oluĢur. Bilinen iyon toplama verimi ile saturasyon (doyum)Ģartları altında çalıĢmak oda için önemlidir. Ġyon odası voltajı ayarı ile, iyonrekombinasyonundan (tekrar birleĢme) dolayı oluĢan iyon kaybının % 1‟ den azolacak Ģekilde düzenlenmesi gerekir. Eğer odanın merkezinde puls baĢına doz değeri0,1 cGy ya da daha az ise örneğin 0,6 cc farmer iyon odası için toplama voltajınınyaklaĢık 300V alınması yeterlidir. Bu Ģartlar altında farmer iyon odasının toplamaetkinliği % 99‟ dan daha iyidir (Khan, 2003).Ġyon toplama etkisi için düzeltme faktörü tanımlanması gerekebilir (AAPM, 1983).Ġyon rekombinasyon faktörü P s ‟ in bulunmasında V 1 =2V 2 olmak koĢuluyla V 1 ve V 2gibi iki besleme geriliminde sırasıyla Q 1 ve Q 2 yükleri ölçülür.Sızıntı; Ġyon odasının sızıntı kontrolü yapılmalıdır. Sızıntı %0,1‟ den az olmalıdır(AAPM, 1983).DeğiĢmezlik (Stability); Ġyon odasının hassasiyeti periyodik olarak ölçülmelidir.Hassasiyetindeki değiĢim % 1‟den büyük olmamalıdır (AAPM, 1983).Yük toplama; Standart bir SSD‟ de (Kaynak - yüzey uzaklığı) bir fantomunıĢınlanmasıyla derinliğin bir fonksiyonu olan iyon yükü ölçülür ( Q (d) ). Fantom oda39

sıcaklığına eĢit hale gelmelidir ve iyon odası hassasiyetini değerlendirmek için ölçümöncesi ve sonrası sıcaklık ve basınç ölçülmelidir.Kutuplanma; Ġyon odasının kutuplanma etkisi önemlidir. Bu etkiyi hesaba katmakiçin, elektrotta toplanan pozitif (Q + ) ve negatif (Q - ) kutuplanmanın ölçülmesi gerekir.Gerçek iyon yükü aĢağıdaki gibi bulunur (Khan, 2003):(Q + - Q - )P Q = ( 3.1)2Veri toplanması boyunca en az 3 kez pozitif ve negatif voltajda ölçüm alınmalıdır.Eğer kutuplanma etkisi % 1‟ den fazla ise denklem 3.1.‟ deki eĢitlik kullanılarakdüzeltme yapılmalıdır. Kutuplanma etkisine; yüzeyde, maksimum iyonlaĢmaderinliğinde ve % 50 iyonlaĢma derinliğinde bakılmadır (AAPM, 1983). Kutuplanmaetkisinin nedenleri; Yüksek enerjili fotonların etkileĢimi sonucu Comptonelektronlarının gazla etkileĢmeleri sonucu oluĢan elektronların oluĢturduğu akımlartoplayıcı elektrotun kutbuna bağlı olarak toplayıcı akımı arttırır ya da azaltırlar.Duyarlı hacmin dıĢında toplanan akım kutuplanma etkisinin nedeni olabilir (Khan,2003).3.1.6.1. Scanditronix- Wellhofer marka FC65-P silindirik iyon OdasıSilindirik iyon odaları, genel olarak, foton ıĢınlamalarının mutlak dozimetrisindekullanılır. Talimatlara uygun Ģekilde kalibrasyonu yapıldığında, bu iyon odası sudaveya su eĢdeğeri katı fantomda soğurulmuĢ dozu ölçerken aynı zamanda havadauygun build-up baĢlık ile soğrulmuĢ dozda ölçülebilir.ġekil 3.7. de yer alan Scanditronix Wellhofer marka FC65-P model silindirik iyonodası, boĢluk hacmi 0.65 cm 3 , boĢluk uzunluğu 23 mm, boĢluk yarıçapı 3,1 mmduvar materyali POM (Poly Oksi Metilen) (CH 2 O) iç elektrotu 2,7 g/cm 3 alüminyumolan bir iyon odasıdır. ÇalıĢma voltaj aralığı ± 300 V‟ dur. Foton uygun ölçümaralığı 1.3 MeV ile 50 MV'dur. Hassaslığı 21x10-9C7Gy' dir. Bu iyon odasınınWelhofer Scanditronix Dose 1 elektrometre ile kullanılması önerilmektedir (Ġba40

Dosimetry FC65-P, user‟s guide). Kullanım öncesi Türkiye Atom Enerjisi KurumuÇekmece Nükleer AraĢtırma ve Eğitim merkezi tarafından ikinci derece standartdozimetri laboratuarında referans standart dozimetre ile kalibrasyonu yapılmıĢtır. Biryıl için geçerli kalibrasyon tarihi 01.12.2009 olan iyon odasının IAEA ( IAEA, 1987)protokolüne göre hava kerma (N k ) değeri 0,937 mGy / mGy ( 44,790 mGy / nC)olarak bulunmuĢ.(a)(b)ġekil 3.7. FC65-P silindirik iyon odası (a), Ģematik gösterimi (b)3.1.6.2. Scanditronix- Wellhofer marka CC04 kompakt iyon odasıKompakt iyonizasyon odaları, tüm soğurulan doz ölçümleri için kullanılabilir. Küçükalanlar ve yüksek doz çıkıĢlarının bulunduğu ölçümlerde kullanılır. Yüksek tekbiçimli uzaysal rözülasyona sahiptir. ġekil 3.8. de yer alan Scanditronix Wellhofermarka CC04 model silindirik iyon odasının, boĢluk hacmi 0.04 cm 3 , boĢluk uzunluğu3.6 mm, boĢluk yarıçapı 2 mm duvar materyali Shonka (C-552), duvar kalınlığı0,088 g/cm 3 merkezi elektrot materyali C-552 „dir. Polarizasyon voltajı ±300 V‟dur.Hassas enerji aralığı 100 kV-50 MV arasındadır (Ġba Dosimetry CC04, user‟s guide).Bir yıl için geçerli kalibrasyon tarihi 01.12.2009 olan iyon odasının IAEA ( IAEA,1987) protokolüne göre soğurulmuĢ doz kalibrasyon faktörü (N d ) değeri 0,889 mGy /mGy ( 866,564 mGy / nC) olarak bulunmuĢ..ġekil 3.8. Scanditronix- wellhofer marka CC04 kompakt iyon odası41

3.1.6.3. Scanditronix- Wellhofer marka CC13-S iyon odasıRölatif ölçümlerde su fantomu ile kullanılır. ġekil 3.9. da yer alan ScanditronixWellhofer marka CC13-S model silindirik iyon odasının, boĢluk hacmi 0.13 cm 3 ,boĢluk uzunluğu 5.8 mm, boĢluk yarıçapı 3 mm duvar materyali C-552 duvarkalınlığı 0,154 g/cm 3 merkezi elektrot materyali C-552„ dir. Hassas enerji aralığıCo 60 - 25 MV‟ dir. Polarizasyon voltajı ±300 V‟dur. Bu iyon odasından biri merkezialan ekseninde yerleĢtirilirken diğeri alan kenarında referans detektör olarak tümölçümlerde yer almıĢtır (Ġba Dosimetry CC13-S, user‟s guide).ġekil 3.9. Scanditronix- wellhofer marka CC13-S iyon odası3.1.7. Kodak X-Omat V (XV) radyografik filmBunlardan Film Dozimetri rölatif dozimetri iĢlemlerinde kolay uygulanabilir ve hızlıölçüm alınabilir bir sistemdir. Aynı zamanda yüksek uzaysal çözünürlüğüne sahiptirve sürekli doz dağılımını sağlar (AAPM, 1983). Film, yapılan oransal dozimetriiĢlemlerinde, diyot ve iyon odası yerine kullanılabilirFilm, 3 önemli katmandan oluĢur. Bunlar film tabanı, emülsiyon katmanı vekoruyucu tabakadır. Film tabanı, duyarlı emülsiyon tabakası için gerekli olan fizikseldayanağı sağlar. Kalınlığı genelde 150 m civarındadır. Taban genellikle polyestergibi plastik maddelerden yapılmıĢtır. IĢığı mümkün olduğunca çok geçirmeligörüntüyü etkilememelidir. Emülsiyon katmanı, Kalınlığı 10 m olan katmanjelatin ve gümüĢten oluĢur. Jelatin, gümüĢ halojenür kristallerini kümelenmedenhomojen Ģekilde tutmaya ve banyo eriyiklerinin emülsiyon tarafından emilmesinisağlar. GümüĢ halojen, emülsiyonun ıĢık ya da radyasyona duyarlı kısmını oluĢturur.Ag+, Br-, I- iyonları içerir. Koruyucu tabaka, Emülsiyonun fiziksel darbelere karĢı42

korunmasını sağlayan emülsiyon üzerine kaplanmıĢ jelatinden yapılmıĢ ince birtabakadır (Bor, 2001).IĢınlanan filmde banyo sonrasında elde edilen görüntü grinin tonları ile temsil edilir.IĢınlamanın en çok olduğu kısımlar siyah, ıĢınlamanın azaldığı yerlerde ise gri tonlarıaçılır. Hiç ıĢınlanmamıĢ kısımlar ise filmin taban rengi + sis seviyesi ( fog )ilegörüntülenir. Hiç ıĢınlanmamıĢ bir film banyo edilecek olursa fog değeri 0,10 – 0,20O.Y arasındadır. Fog değerinin 0,20‟ den büyük olmaması gerekir. Filmkararmasının ölçümü optik yoğunluk ( O.Y ) ile tanımlanır.Film dozimetrisinde film ıĢın eksenine paralel veya dik konulabilir. Doğru Ģartlaraltında iki tekniğinde aynı sonuçlar verdiği bulunmuĢtur (Dutreix vd., 1969). Filmdozimetrinin iyon odası ölçümleri ile çok iyi uyum gösterdiği bulunmuĢtur (Bova,1990).3.1.8. Epson 10000XL film tarayıcıÇalıĢmada kullanılan filmler banyo iĢlemlerinden sonra, ġekil 3.10. da görülmekteolan Epson XL film tarayıcı ile tarandı. Bu tarayıcı profesyonel fotoğrafçılar vegrafikerler için yaygın olarak kullanılsa da, radyoterapide de kullanım alanıbulmaktadır. 2400 dip‟lik yüksek çözünürlük performansına sahip cihaz, geniĢtarama alanına sahiptir. Cihaz tarama iĢlemi baĢlatılmadan önce yaklaĢık yarım saataçık bırakılmıĢtır. Daha sonra tarayıcı kalibrasyonu yapılmıĢtır.ġekil 3.10. Epson 10000XL film tarayıcı43

3.1.9. Scanditronix – Wellhofer marka I’mRT matrixxI‟mRT matrixx havalandırılmıĢ paralel düzlem 1020 detektörden oluĢmaktadır.Detektörle üstünde 3.3. mm su eĢdeğeri malzeme mevcuttur. Aktif ıĢınlama alanı24 x 24 cm 2 olan paralel -düzlem iyon odaları merkezi arası uzaklık 7,62 mm, herbirinin hacmi 0,08 cm 3 ‟ dür. Etkin ölçüm noktası yüzeyden 3 mm aĢağıdadır. Dozoranı aralığı 0,02-20 Gy/dak. Sıcaklık, basınç düzeltmesi otomatik olarakyapılmaktadır. Ġki boyutlu izodoz dağılımları ve bir boyutlu profil eğrilerini eldeedilebilen cihaz ġekil 3.11. de görülmektedir. MU‟ nun durgun ve dinamikölçümleri, doz dağılımları ve yaprak pozisyonları, ayrıca tedavi cihazı kontrolü içinkullanılır. Profil eğrilerinden, simetri ve ıĢın düzgünlüğü, alan boyutu ve penumbrakontrolünün yanı sıra Gamma fonksiyonu gibi matematiksel çözümleme deyapılabilmektedir.ġekil 3.11. Scanditronix – wellhöfer marka I‟mRT Matrixx3.1.10. Scanditronix - Wellhöfer OmniPro IMRT yazılımıScanditronix - wellhöfer OmniPro-I‟mRT yazılımı ile tedavi planlama sitemindehesaplanan doz dağılımları hem matrixx ile ölçülen hem de ıĢınlanan film dağılımlarıkarĢılaĢtırılabilir. KarĢılaĢtırmalar renklendirme skalası sayesinde hem gözlegörülebilir hem de matematiksel olarak değerlendirilebilir. (Ġba Dosimetry I‟mRTMatriXX, user‟s guide).44

Gama matematiksel ( γ) değerlendirmesi; Ġlk olarak Low ve ekibi tarafından (Lowvd., 1998) sunulmuĢ oln bu matematiksel yöntem, iki izodoz dağılımınkarĢılaĢtırmasıdır. Ġki ölçüm yönteminin karĢılaĢtırmasında veya ölçüm sonucu ileTPS‟ de hesaplanan sonucun karĢılaĢtırmasında kullanılır. Kısaca hesaplamaprensibi, referans alınan izodoz dağılımında merkezde veya belli bir uzaklıkta kinokta ve seçilen belli bir çap için dağılım değeri ile karĢılaĢtırılacak doz dağılımınınaynı Ģartlardaki noktalar karĢılaĢtırılır. Genel olarak ∆D m = %4 ve ∆d m = 3 mm kabulkriterinde karĢılaĢtırma yapılır. Matematiksel olarak;22rD min 1(3.2)22dm DBurada, r r r r c(3.3)mReferans ve karĢılaĢtırılan nokta arasındaki fark ve, D D r ) D ( r )(3.4)c(c r r∆d m ve ∆D m arasındaki kabul kriteri içindeki doz farkını yansıtır.Bu karĢılaĢtırma sonuçlarına göre genellikle birden küçük olan değerlerin % 92-100oranında varlığı o planın kabul edileceğini gösterebilir. Fakat bu çalıĢmadançalıĢmaya ve vakadan vakaya hatta kabul kriterlerinin değiĢimi ile farkgöstermektedir (Martin v.d., 2007).3.1.11. Scanditronix - Wellhöfer I’mRT fantom1,045g/cm 3 yoğunluklu RW3 materyalinden oluĢan fantom ġekl 3.12. de görülmektedir.Hem 15 adet filmi aynı anda ıĢınlanabilecek düzenlemeye sahip, hem de 0,6 ccsilindirik iyon odası ve 0,04 cc kompakt iyon odası giriĢlidir. IĢınlama sonucu iyonodası tarafından algılanan doz dağılımları Dose 1 elektrometre ile okunur. Ġyon odası45

giriĢi fantomun tam ortasına yerleĢtirilmiĢ ve ölçümler orta noktada (9 cm derinlik)alınmıĢtır (Scantditronix - wellhöfer Dosimetry I‟mRT Fantom, user‟s guide).ġekil 3.12. I‟mRT fantom3.2. Yöntem3.2.1. Kullanılan cihazların kalibrasyonları3.2.1.1. Linak soğurulan doz kalibrasyonuLinak cihazı kalibrasyonu sırasında standart Linak geometrik kalite kontroltestlerinin arkasından ıĢın verimi kalibrasyonu yapıldı. Foton ıĢınları kalibrasyonuAAPM TG 21 veya IAEA protokolleri kullanılarak yapılır. Daha önce ölçülmüĢ olanTPR 20 10 ( Doku-Fantom oranı) değerine göre çıkan oran eğer 0.70‟den küçük ise5-10 cm derinlikte, büyük ise 10 cm derinlikte ölçüm alınması IAEA 277 tarafındantavsiye edilmektedir (IAEA, 1987). AĢağıdaki formüllerde, D W, soğurulan dozdeğeri; S w,air , kütle durdurma gücü; P u , iyon odası ve hava boĢluğunun su eĢdeğeriolmamasını düzelten faktör; N d , iyon odası kalibrasyon faktörü ve M u ,elektrometreden ıĢınlama sonucu okunan okuma değeri ( mGy, cGy).DwMuxNdxSw,air xP(3.5)uC tp , sıcaklık - basınç düzeltmesi ve P s , iyon tekrar birleĢme faktörüMu M xC xP(3.6)0utps46

CtpP 273,16 TP 273,16 T0 (3.7)0Nk, ÇNAEM tarafından yapılan yıllık kalibrasyon sertifikasında bulunan havakerması kalibrasyon faktörü; g, Brems ıĢınlarına dönüĢen yüklü partikül enerjisifraksiyonu; k m , iyon odası duvarının ve build-up baĢlığın hava eĢdeğeri olmamasınıdüzelten faktör; k ant , iyon odası duvarındaki soğurma ve saçılmayı düzelten faktör;N N ( 1g)k xk(3.8)dkmattDenklem 3.5‟ e göre hesaplanan değerin maksimum doz noktasındaki değerineoranlayıp aradaki fark %2‟den büyük olduğu zamanlar için düzeltme yapılıpölçümlere daha sonra baĢlandı.3.2.1.2. Epson 10000XL film tarayıcı ve kodak XV film kalibrasyonuFilm ile alınan ölçüm değerlendirmelerine baĢlamadan önce iki tür kalibrasyonyapıldı. Ġlki tarayıcı kalibrasyonudur. Bu kalibrasyon bir kere yapılır. ĠĢlemlerbaĢlamadan önce optik yoğunluk (OY) değeri, ġekil 3.13. de görüldüğü gibi grisaklandırmaya göre var olan tarayıcı sinyaline karĢılık gelen değer ile bulundu.Bulunan değerlere göre kalibrasyon eğrisi çizdirildi. Her bir film değerlendirmesiiçin tarayıcı kalibrasyonuna ait bu eğri kullanıldı.ġekil 3.13. Tarayıcı kalibrasyonunda kullanılan film örneği47

XV filmler kullanım öncesi serin, kuru, karanlık ve radyasyondan uzak bir ortamdasaklandı. Filmler kullanılırken son kullanma tarihleri dikkate alındı. Tarihi geçmiĢkutular kullanılmadı. Film kalibrasyonunda, 50 adet XV filmden oluĢan bir kutu filmaçıldıktan sonra o kutuda kullanılacak filmler için geçerli olmak koĢulu ile 10 adetfilm, kalibrasyon için ıĢınlandı. Kalibrasyonda, 10 filmin her biri ayrı ayrı ıĢınlandı.IĢınlama sırasında her bir film 6 MV enerjinin maksimum doz derinliği olan 15 mm‟ye yerleĢtirildi. SSD=100 cm olarak ayarlandı ve alan boyutu 10x10 cm 2 açıldı.Filmlere; 0, 10, 25, 50, 75, 100, 125, 150, 175 ve 200 cGy doz verilerek ıĢınlamayapıldı. IĢınlama yapılan filmler banyo iĢleminden sonra kalibrasyonu yapılmıĢtarayıcıdan geçirildi ve her birinin OY değerinin karĢılık geldiği doz değeri bulundu.Çıkan tabloya göre kalibrasyon eğrisi çizdirildi. Tüm bu kalibrasyon filmleri ve bukutu içinde kullanılacak filmler aynı gün içinde ıĢınlandı, banyo yapıldı vetarayıcıdan geçirilerek okutuldu. Bu kutu içindeki filmler değerlendirmesi sırasındakutuya ait kalibrasyon eğrisi kullanıldı. Aynı iĢlemler ikinci kutu filmler içintekrarlandı.3.2.1.3. I’mRT MatriXX kalibrasyonuÖlçümler öncesi, cihaz ġekil 3.15. de görüldüğü gibi Linak altına yerleĢtirildi. Tümiyon odaları alan içinde kalacak Ģekilde alan boyutu 28 x 28 cm 2 açıldı ve 6 MV‟ de10 Gy doza karĢılık gelen süre boyunca ıĢınlama yapıldı. Ayrıca Linak odası içindeyaklaĢık bir saat kaldı. Cihazın ısıtılma iĢlemi sonrasında, soğurulan dozkalibrasyonu yapıldı. Bu kalibrasyon değeri gün içinde alınan tüm ölçümlerdekullanıldı. Cihaz içi detektörlerin her birinin birbirine göre kalibrasyonu da yapıldıve değerler ġekil 3.14. de görüldüğü gibi düzeltme/kalibrasyon sayfasına girildi.Tüm bu kalibrasyon değerleri ölçümlerin değerlendirmesinde göz önündebulunduruldu.48

3.14. I‟mRT Matrixx Kalibrasyonuġekil 3.15. Matrixx ölçüm kurulumu3.2.2. TPS hesaplamaları için gerekli ölçümlerTedavi planlama siteminde yapılacak hesaplamalar öncesinde hem geometrik hem dedozimetrik veriler tedavi planlama sistemine aktarıldı. Geometrik veriler, cihazmühendisinin bildirdikleri ile cihaz üzerinde doğrulanarak girildi. Dozimetrik verilerde ise TPS‟ in istediği Ģartlarda alınan ölçümler değerlendirildi. Ölçümler,PrecisePLAN R2.15 fizik hazırlık klavuzu kitapçığına göre yapıldı. Tüm ölçümler, 6ve 18 MV foton enerjileri için uygulandı. Ölçüm öncesi standart cihaz kalite kontroliĢlemleri gerçekleĢtirildi. Su fantomu kurulumu, ıĢın alan merkezi iyon odasımerkezine denk gelecek Ģekilde dikkatle yapıldı. Ölçümler daha sonra TPS‟ inistediği formata uygun olarak değiĢtirilip sisteme aktarıldı.49

Aynı zamanda Pozitron Emisyon Tomografisi (PET) ve Bilgisayarlı tomografiözelliği (BT) olan GE marka ST Discovery model cihaz ile 0.625 mm kalınlığındatoplam 369 tranvers kesit, Scanditronix marka IMRT fantom (ġekil 3.17 (b)),matrixx (ġekil 3.16) ve katı fantom (ġekil 3.17(a)) üzerinden alındı. Kesitleralınmadan önce katı fantom içine FC65-P ve CC04 iyon odaları yerleĢtirildi. Alınankesitler eĢzamanlı olarak DICOM aracılığı ile PrecisePlan marka tedavi planlamasistemine gönderildi. Tüm ölçümlerin hesaplamaları kendi düzenlemeleri üzerindeyapıldı. Yapılan hesaplamalar ile ölçüm sonuçları karĢılaĢtırıldı.ġekil 3.16. TPS‟ e aktarılan Matrixx transvers kesitleri ve oluĢturulan görüntülerab(a)(b)ġekil 3.17. TPS‟ e aktarılan CC04 iyon odası ile katı fantom (a) ve FC65-P iyonodası ile I‟mRT fantom (b) transvers kesitleri ve oluĢturulan görüntülerAçık foton alanları için merkezi eksen % DD ölçümleri: Bu ölçümün amacı, açıkfoton alanları için kare alan boyutunun, ıĢın merkezi eksen boyunca derinliğe bağlı50

olarak sudaki doz değiĢimini görmek. Ölçümler 1x1,2x2, 3x3, 5x5, 6x6, 8x8, 10x10,12x12, 15x15, 20x20, 25x25, 30x30 ve 40x40 cm 2 alan boyutlarında, SSD =100 cm „de biri alan içinde diğeri referans olmak üzere iki adet iyon odası (CC13-S)ile su fantomunda alındı. Alınan %DD eğrisinden verilen dozun %100‟ ünün geçtiğiderinlik (R 100 ), dozun %50‟ sinin geçtiği derinlik (R 50 ), dozun % 80‟nin geçtiğiderinlik (R 80 ), 200 mm derinlikten geçen dozun 100 mm derinlikten geçen doza oranı(D 200 /D 100 ) ve 100 mm derinlikteki doz (D 100 ) bulundu.Açık foton alanları profil (BP) eğrileri: Bu ölçümün amacı, alan boyutunun birfonksiyonu olarak sabit bir derinlikteki doz değiĢimini görmek. 10 cm ve 20 cmderinliğinde 1x1, 2x2, 3x3, 10x10 ve 20x20 cm 2 alanlar için SSD = 100 cm‟de sufantomunda ıĢın profileri (BP) alındı. Profil eğrilerinden ıĢın simetrisi (S),düzgünlüğü (F), penumbra, alan merkezi değiĢimi ve alan boyutu değiĢimleribulundu.Kalibrasyon derinliğinde alana bağlı doz oranları: Açık foton alanı için kalibrasyonderinliğinde alan boyutunun bir fonksiyonu olarak doz oranı (cGy/MU) görmekamacıyla yapıldı. Ölçümler % DD eğrilerinin alındığı alan boyutlarında katı sufantomunda iyon odası (PC65-P) ile alındı.Merkezi eksen dıĢı ıĢın kalitesi ölçümleri: Bu ölçümün amacı, maksimum alanboyutunda merkezi eksenden uzaklaĢtıkça dozdaki değiĢimi görmek. En büyük alanboyutunda su fantomu köĢesinde profil ölçümü alındı.Referans alan boyutunda penumbra ölçümleri: 10x10 cm 2 alan boyutunda havadabuild-up baĢlık kullanılarak uzaklaĢtırılmıĢ bir SSD değerinde iyon odası ile sufantomunda profil ölçümü alındı.Alan boyutuna bağlı hava düzeltme faktörü: Havada %DD eğrilerinin bulunduğualan boyutlarında build-up baĢlık ile ölçüm alındı. Amacı alan boyutuna bağlı olarakhavada kolimatör saçılmasına bağlı doz değiĢimini görmek.51

Merkez dıĢı diyagonal profil ölçümleri : Bu ölçümün amacı, en geniĢ alan boyutundadiyagonal olarak alan boyutu dıĢından baĢlanarak ıĢın profillerinin alınması.3.2.3 Ölçüm kurulumları ve cevaplanması beklenen sorular3.2.3.1. Ölçüm kurulumlarıÖlçümlerde 4 farklı düzenleme seti uygulandı;SET A; Gantry açısı (G) =0˚, Kolimatör açısı (C) =0˚ Altında 8.3 cm katı fantom.Üstünde SSD=95 cm olacak kadar fantom konularak set kuruldu (ġekil 3.18.).KaynakSSD=95cmSAD =100cmKatı fantomFilm, matrixx veya iyon odası8.3cmġekil 3.18. Set A düzenlemesiSET B; G=0, C=0 iken SSD=100 cm ve detektör z=5 cm derinlikte yerleĢtirildi.Detektör altında 5 cm katı fantom konularak set kuruldu (ġekil 3.19.).SET C; G=0, C=0, detektör üzerinde SAD=100 cm. Detektör üzerinde 2 cm katıfantom. Detektör altında 3.3 cm katı fantom konularak set kuruldu (ġekil 3.20.).52

KaynakSSD=100cmKatı fantom5cmFilm, matrixx veya iyon odası5cmġekil 3.19. Set B düzenlemesiKaynakSSD=98cmKatı fantom2cmFilm, matrixx veya iyon odası3.3cmġekil 3.20. Set C düzenlemesiSET D; G=90 ve C=0; Detektör üzerinde SAD=100 cm. Detektör üzerinde 2 cm katıfantom. Detektör altında 3.3 cm katı fantom konularak set kuruldu (ġekil 3.21.).53

Katı fantomKaynakFilm, matrixx veya iyon odasıSSD=98cm3.3cm2cmġekil 3.21. Set D düzenlemesi3.2.3.2. Cevaplanması beklenen sorular1. MLC geçirgenliği2. MLC‟ ler arası sızıntı3. MLC pozisyonunun doğruluğu4. MLC pozisyonunun tekrar edilebilirliği5. Tongue ve Groove (Girinti ve Çıkıntı) etkisi6. MLC yaprak geniĢliği kontrolü7. YuvarlatılmıĢ yaprak sonu etkisi8. Küçük alan ıĢın profilleri (BP)9. Küçük alan kolimatör saçılma faktörleri (S c )10. Küçük MU‟ larda alan simetrisi (S) ve düzgünlüğü (F)54

11. Küçük alan ölçüm sonuçları12. Tek alanlı, çok segmentli örnekler13. Küçük MU‟larda linak performansı (Lineerite)14. Klinik vakalara uygun dozimetrik örnekler55

4. ARAŞTIRMA BULGULARI4.1. Epson 10000XL Film Tarayıcı ve Kodak XV Film Kalibrasyon Eğrileriġekil 4.1. de Epson 10000XL tarayıcı sinyalinin (ADC) kalibrasyon filmindeki optikyoğunluk değerine (OD) göre eğrisi görülmektedir.OYCihaz sinyali (ADC)ġekil 4.1 Epson 10000XL Film tarayıcı kalibrasyon eğrisiġekil 4.2. de ilk kutu X-Omat V film için optik yoğunluk (OD) değerine karĢılıkgelen doz (cGy) değeri eğrisi görülmektedir.Doz(cGy)Optik yoğunluk (OY)ġekil 4.2. Ġlk kutu “A” grubu Kodak XV film kalibrasyon eğrisi56

ġekil 4.3. de ikinci kutu X-Omat V film için OY değerine karĢılık gelen doz değerieğrisi görülmektedir.Doz(cGy)Optik yoğunluk (OY)ġekil 4.3. Ġkinci kutu “B” grubu Kodak XV film kalibrasyon eğrisi4.2. TPS Hesaplamaları için Gerekli Ölçüm Bulgularıġekil 4.4.de 6 MV enerjide su fantomunda alınan 1x1 – 40x40 cm 2 aralığındaki karealanlara ait % DD ölçüm eğrileri görülmektedir.% DDDerinlik (mm)ġekil 4.4. 6 MV su fantomu (1, 2, 3, 4, 5, 6, 8, 10, 12, 15, 18, 20, 25, 30, 35 ve 40cm 2 alan boyutları için % Derin Dozlar (%DD))57

Çizelge 4.1. de % 100‟lük dozun geçtiği derinlik (R 100 ), % 80‟ lik dozun geçtiğiderinlik (R 80 ), % 50‟ lik dozun geçtiği derinlik (R 50 ), 200 mm‟deki dozun 100mm‟deki doza oranı (D 200/100 ) ve 100 mm derinlikteki doz değerleri (D 100 )görülmektedir.Çizelge 4.1. 6 MV için alan boyutu ile değiĢen bazı %DD parametreleriR 100(mm)R 50(mm)R 80Alan Boyutu (cm 2 )1 2 3 4 5 6 10 15 20 30 4012,1 13,1 13,7 13,7 13,9 13,9 14,1 12,9 12,1 11,5 11,3123 126,5 130,3 134,4 138 141,3 153 162,2 168,7 177,8 183,649 52 55 57 59,1 60,5 64,8 67,2 69,8 72,1 74,9(mm)D 0,530,536 0,541 0,544 0,55 0,555 0,576 0,599 0,614 0,633 0,645200/ 100 4D 100 57,7 59 60,3 61,6 62,8 63,8 66,8 68,6 69,7 71,2 72,1Çizelge 4.2. de 6 MV enerjide 100, 50 ve 15 mm derinliklerde ve 10, 20, 30, 100 ve200 mm 2 alan boyutlarında alınan ıĢın profillerinden bulunan simetri (S) vedüzgünlük (F) değerleri görülmektedir.Çizelge 4.2. Su fantomu ıĢın profili eğrilerinden 10, 20, 30, 100 ve 200 mm 2 alanboyutlarında elde edilen bazı parametrelerin değerleriAlan Boyutu(mm 2 )102030100200Derinlik(mm)Simetri(%)Düzgünlük (%) Alan Genişliği(mm)Merkezi eksenkayması (mm)100 - - 11 -050 - - 10,7 015 - - 10,1 -0100 100 100,5 20,3 -0,350 - 19,4 -015 - - 18,4 -0100 100,3 101,5 31,7 050 100,3 101,1 30,1 015 100,3 100,9 28,9 0100 101,3 104,8 108,8 050 101,2 103,4 103,9 0,215 101,1 102,2 100,4 -0100 101,3 103,8 220,3 -0,250 101,1 102,9 210,1 0,115 101,2 104,4 202,3 -0,2ġekil 4.5. de 6 MV için su fantomunda alınan %DD eğrilerinin, TPS algoritması ilehesaplanan % DD değerleri ile karĢılaĢtırması görülmektedir.58

ġekil 4.5. 6 MV için TPS‟e aktarılmıĢ % DD eğrileriġekil 4.6. da 6 MV‟de 3 cm 2 alan için TPS hesaplanan ve su fantomu ölçüm profileğrilerinin karĢılaĢtırması görülmektedir.ġekil 4.6. 6 MV 3x3 cm 2 alan için TPS hesaplama – su fantomu ölçüm profil eğrisikarĢılaĢtırması59

4.3. Cevaplanması Beklenen Sorular için Ölçüm Düzenekleri ve Bulgular4.3.1. Ölçüm T1Aġekil 4.7. de gösterildiği gibi önce üstteki MLC‟ler, sonra alttaki MLC‟ ler tamamendıĢarı çekildi. EPID ile pozisyonlandırma kontrol edildi. Birbirini tamamlayan20,7x22 cm 2 ‟ lik iki alan 50‟Ģer MU süre ile teker teker ıĢınlandı. Set B‟ ye göreMatrixx ve iyon odaları ile ölçüm alınıp, TPS‟ de yapılan hesaplama ilekarĢılaĢtırıldı. Yüzde fark ve gama değerlendirmesi yapıldı.ġekil 4.7. Ölçüm T1Aġekil 4.8. de görüldüğü gibi EPID ile yapılan kontrol sonucu pozisyonda bir kaymayok (

göre Matrixx, film ve iyon odası ile ölçüm alınıp, TPS‟ de yapılan hesaplama ilekarĢılaĢtırıldı. Yüzde fark ve gama değerlendirmesi yapıldı.ġekil 4.9. Ölçüm T2AĠyon odası ile alınan ölçüm sonuçlarına göre; FC65-P iyon odası için 36,82 cGy ikenTPS‟de hesaplanan doz değeri 38,11 cGy‟dir. CC04 iyon odası ile ise ölçümde 39,07cGy bulundu. Film ile TPS arasındaki fark % 5 civarında bulundu. ġekil 4.10. dafilm-TPS farkı ve gama değerlendirmesi görülmektedir. KarĢılaĢtırma sonucuna göre% 91,45‟i sınırlar içinde (

4.3.3 Ölçüm T3ABirbirini tamamlayan iç içe geçmiĢ 20x20 cm 2 ‟ lik çoklu alan 50‟Ģer MU süre ileteker teker ıĢınlandı. Önce sağdan sonra soldan MLC‟ler yukarıdan aĢağı doğru geriçekilerek set B‟ ye göre Matrixx ve iyon odası ile ölçüm alınıp, TPS‟ de yapılanhesaplama ile karĢılaĢtırıldı. ġekil 4.11. de görüldüğü gibi karĢılaĢtırma sonucu %97.3 oranında limit içinde bulundu. Ġyon odası ile alınan ölçüm sonuçlarına göre;FC65-P iyon odası için 42,48 cGy iken TPS‟ de hesaplanan doz değeri 41,76cGy‟dir. CC04 iyon odası ile ise ölçümde 41,92 cGy bulundu.Gama DeğerlendirmesiMatrixx - TPSġekil 4.11. T3A, Matrixx – TPS karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi4.3.4. Ölçüm T4A10x10 cm 2 alan boyutunda açık alan set A düzenlemesi ile 1000 MU süredeıĢınlandı. Daha sonra MLC ile alan merkezi tamamen kapatılıp ıĢınlama aynı süreiçin tekrarlandı. Matrixx ile yapılan ölçümler birbiri ile karĢılaĢtırıldı. Aynı zamandaiyon odası ile de ıĢın alanı merkezi ekseninde ölçümler alındı. Alınan ölçümlerbirbirine oranlandı.ġekil 4.12. de görüldüğü gibi Matrixx ölçümünde, açık alan ile tamamen kapalı alanarasındaki farka göre lif geçirgenliği ortalama % 1,9 olarak bulundu. Ġyon odası ilealınan ölçüm sonuçlarına göre CC04 iyon odası ile açık alan 804,21 cGy iken kapalıalanda 16,89 cGy bulundu (% 2,1).62

ġekil 4.12. T4A, Matrixx ile MLC geçirgenlik ölçümü4.3.5. Ölçüm T5Aġekil 4.13‟ de olduğu gibi alan boyutu 7x5 cm 2 olarak açıldı. Set A düzenlemesinesahip ıĢınlama alanına önce (a) sonra da (b)‟ deki gibi bir plan yapıldı. IĢınlamasırasında Matrixx kullanıldı. Hesaplama ile ölçüm sonuçları karĢılaĢtırıldı.(a)(b)ġekil 4.13. Hem kolimatörler hem de MLC‟ler kapalı (a), sadece MLC‟ler kapalıiken (b) oluĢturulmuĢ alanlar63

MatrixxTPSGama Değerlendirmesiġekil 4.14. T5A, Matrixx – TPS karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesiġekil 4.14. de TPS - Matrixx karĢılaĢtırması yapılmıĢ ve gama değerlendirmesinegöre % 94.34 limitler içinde olduğu görülmüĢtür. ġekil 4.15. de yer alan ölçümsonuçlarına göre ise farkın % 2 olduğu görülmektedir.ġekil 4.15. T5A, MLC geçirgenliği ölçümü64

4.3.6. Ölçüm T6ABirbirine bitiĢik 2 cm geniĢlikteki alanlar 30' ar MU verilerek ıĢınlandı. IĢınlamaöncesi Linak masası üzerine konulan grafik kağıdı üzerinde her bir MLC pozisyonukontrol edildi. Kontrol sırasında set C (6A1) ve set C‟nin C=90˚ (6A2) iken, set D(6A3) ve set D‟nin C=90˚ (6A4) durumuna göre düzenleme yapıldı. Hem kolimatörhem de gantry değiĢimine bağlı farklara bakıldı. Ölçümlerde Matrixx ve filmkullanıldı.ġekil 4.16. da film için C=0° iken set C ve D karĢılaĢtırması yapılmıĢ ve gamadeğerlendirmesine göre % 99.66 limit içinde olduğu görüldü. ġekil 4.17. de iseMatrixx için C=90° iken set C ve D karĢılaĢtırması yapılmıĢ ve sonuçların limitiçinde olduğu bulunmuĢtur.Film6A1Film6A3Gama değerlendirmesiġekil 4.16. T6A, 6A1 ve 6A3 karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi65

Matrixx6A2Matrixx6A4ġekil 4.17. T6A, 6A2 ve 6A4 karĢılaĢtırması4.3.7. Ölçüm T7ASadece MLC‟ler ile 3 adımda 100‟ er MU süre ile yapıldı. G=0˚ iken C=0˚ (7A1),C=90˚ (7A2) ve G=90˚ iken C=0˚ (7A3) ve C=90˚ (7A4) üzerinde iĢaretlemeleri varolan bir aparat ile film, Matrixx ve ġekil 4.18. de görüldüğü gibi EPID kullanılarakgörüntüler alındı. Ayrıca iyon odası ölçümleri de alındı. Ġyon odası ile alınan ölçümsonuçlarına göre; FC65-P iyon odası için 74,4 cGy iken TPS‟de hesaplanan dozdeğeri 73,77 cGy‟dir. CC04 iyon odası ile ise ölçümde 73,57 cGy bulundu.ġekil 4.18. T7A, EPID görüntüsüġekil 4.19. da Matrixx için C=0° iken set C ve D karĢılaĢtırması yapılmıĢ ve gamadeğerlendirmesine göre %99.82 limit içinde olduğu görüldü.66

Matrixx7A1Matrixx7A3Gama değerlendirmesiġekil 4.19. T7A, 7A1 ve 7A3 karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesiġekil 4.20. de 7A1 düzenlemesinin TPS - Matrixx karĢılaĢtırması görülmektedir.Gama değerlendirmesine göre %99.15 limit içindedirGama değerlendirmesiġekil 4.20. T7A1, Matrixx ve TPS karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi67

4.3.8. Ölçüm T8Aġekil 4.21. de görüldüğü gibi set C (8A1) ve set D (8A2)‟ ye göre düzenleme yapıldı.Düzenleme önce EPID ile doğrulandı. Sonra iki segmentten oluĢan ıĢınlama 50‟ ĢerMU sürede gerçekleĢtirildi. Matrixx, iyon odası ve film kullanıldı. Ölçüm sonuçlarıhesaplananlar ile karĢılaĢtırıldı.ġekil 4.21. Ölçüm T8AĠyon odası ile alınan ölçüm sonuçlarına göre; FC65-P iyon odası için 41,07 cGy ikenTPS‟de hesaplanan doz değeri 42,59 cGy olarak bulundu. ġekil 4.22. de görüldüğügibi set C ve D karĢılaĢtırması gama değerlendirmesine göre limitler içinde ( ≤1 )olarak bulundu.ġekil 4.22. T8A, Film 8A1 ve 8A2 karĢılaĢtırması4.3.9. Ölçüm T9AÖnce ıĢık alanı kontrolü yapıldıktan sonra G=0˚ iken C=0˚ ve C=180˚ (9A1) ikenġekil 4.23. de görüldüğü gibi iki segmentli tek görüntü 50 MU‟de ıĢınlandı. AynıiĢlemler G=0˚ iken C=90˚ ve C=270˚ (9A2), G=90˚ iken C=0˚ ve C=180˚ (9A3) ve68

G=90˚ iken üzerinde iĢaretlemeleri var olan bir aparat ile ġekil 4.24. de görülen film,Matrixx ve EPID kullanılarak görüntüler alındı.Alan merkeziYaprak pozisyonlarıġekil 4.23. Ölçüm T9A G=0˚ ve C=0˚ segmentġekil 4.24. 9A3 film ölçümüġekil 4.25. de görüldüğü gibi Matrixx 9A1 - 9A3 karĢılaĢtırması gama değerlendirmesilimitler içinde yer almaktadır.ġekil 4.25. T9A, Matrixx 9A1 ve 9A3 karĢılaĢtırması69

4.3.10. Ölçüm T10ABirbirine bitiĢik 0,6 cm geniĢlikte, aralarda 2‟Ģer cm boĢluk bırakarak 20x22 cm 2alanlar 30' ar MU verilerek ıĢınlandı. IĢınlama öncesi Linak masası üzerine konulangrafik kağıdı üzerinde her pozisyonlanmada MLC pozisyonları kontrol edildi.Kontrol sırasında set C (10A1) iken, set D (10A2) durumuna göre düzenleme yapıldı.Ölçümlerde film kullanıldı. ġekil 4.26. da görüldüğü gibi film ile yapılan ölçümlerdeiki düzenleme karĢılaĢtırıldı. Yapılan değerlendirmeye göre % 99.47 limitler içindebulundu.Film10A1Film10A2Gama değerlendirmesiġekil 4.26. T10A, Film ile 10A1 ve 10A2 karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi4.3.11. Ölçüm T11AAlan boyutu 15x9,5 cm 2 seçildi. Önce sağdaki MLC‟ ler teker teker Ģekil 4.27‟ degörüldüğü gibi merkezde 4 cm üstü ve altı (11A1, 11A2 ve 11A3) sonra soldakiMLC‟ ler teker teker merkezde 4 cm üstü ve altı (11A4, 11A5 ve 11A6) alanmerkezine getirildi. Düzenleme set A‟ ya göre yapıldı. Her bir ölçüm 20 kere70

tekrarlandı. MLC‟lerin her seferinde aynı pozisyonda yer alıp almadığı kontroledildi. Daha sonra MLC alan kenarında görünen % doz değerlendirildi. Matrixx vefilm kullanılarak ölçümler yapıldı.13A2 11A22cm4cm7,5cm13A1 11A14cm13A3 11A3ġekil 4.27. Ölçüm 11A1, 11A2 ve 11A3 pozisyonlandırmaları ve 11A1 EPIDgörüntüsüHer bir uygulamada (11A2,11A3,11A4,11A5 ve 11A6) MLC, pozisyon testi için20‟Ģer defa geri çekilip planlanan pozisyona getirildi. Her seferinde EPID‟ degörüntüsü alındı. Her birinde sapma, EPID üzerinden yapılan ölçüm sonrası < ±0.5mm olarak bulundu. Ġyon odası ile alınan ölçüm sonuçlarına göre; FC65-P iyon odasıiçin 51,15 cGy iken TPS‟de hesaplanan doz değeri 51,45 cGy‟dir. CC04 iyon odasıile ise ölçümde 51,24 cGy bulundu.Tüm ölçüm - hesaplama karĢılaĢtırmalarında yapılan gama değerlendirmesonuçlarına göre, % 96‟sı “≤1” limit değeri içinde bulundu. ġekil 4.28. de 13A1TPS - Matrixx karĢılaĢtırması görülmektedir. Çizelge 4.3. de TPS, Matrixx ve FilmkarĢılaĢtırması görülmektedir.Çizelge 4.3. 6 farklı yerleĢim için MLC kenarı % dozları: film, Matrixx ve TPSIĢık alan kenar %doz değeri13A1 13A2 13A3 13A4 13A5 13A6 ortalamaTPS % 53,6 %52,4 %53,1 %52,4 %51,7 %51,2 % 52,4Matrixx %54,8 %52,1 %49 %51,2 %50,2 %51,6 % 51,5Film %52,4 %52,471

TPS13A1Matrixx13A1Gama değerlendirmesiġekil 4.28. T11A, 11A1 TPS - Matrixx karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi4.3.12. Ölçüm T12AMLC pozisyonlarının planlandığı gibi olup olmadığını görmek amacı ile merdivenĢeklinde oluĢturulan Ģekil 100 MU sürede ıĢınlandı. Set C‟ ye göre yapıldı. ġekil4.29. da görüldüğü gibi ölçüm sonuçları hesaplananlar ile karĢılaĢtırıldı.TPSMatrixxxGama değerlendirmesiġekil 4.29. T12A, TPS - Matrixx karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi72

4.3.13. Ölçüm T1BPenumbra modellemesinin doğru olup olmadığını görmek için 16x16 cm 2 alan açıldı.Ölçüm 6 bitiĢik segmentten oluĢturuldu. Her bir segmente verilen süre sırasıyla 25,50, 25, 25, 50, 25 MU.ġekil 4.30. Ölçüm T1B ıĢınlama pozisyonlarıġekil 4.31. de filmden de görüldüğü gibi ve profilden değerlendirdiği üzere kesiĢimıĢınlama noktalarında herhangi bir fazla doz veya az doz görülmemektedir.ġekil 4.31. T1B film ölçümü4.3.14. Ölçüm T2Bġekil 4.32. de görüldüğü gibi büyük MU‟ lar (120 MU) da ölçüm alınan küçükalanlar (2B1) ile 60 MU‟larda ıĢınlanan küçük alanlar (2B2) arasında yüzde fark vegama değerlendirmesi yapıldı. Ölçümlerde film ve matrixx kullanıldı ve düzenlemeset A‟ ya göre yapıldı.+ + =20 MU 40 MU 60 MU 120 MU+ + =20 MU 20 MU 60 MU 60 MUġekil 4.32. Segment baĢına düĢen MU aynı, fakat toplam MU farklı iki düzenleme73

Her iki Matrixx ölçümünde de ilk segment %34, ikinci segment %68 ve üçüncüsegment ise %100 olarak bulundu. Film ölçümünde ise %36, %67 ve %100 bulundu.ġekil 4.33. de görüldüğü gibi gama değerlendirmesine göre limitler içinde bulundu.ġekil 4.33. T2B, 2B1 – 2B2 film karĢılaĢtırması4.3.15. Ölçüm T3BFarklı MU‟ lerde ıĢınlanmıĢ ġekil 4.34‟ de ki gibi yan yana segmentler içinhesaplanan ile ölçüm arasındaki yüzde fark ve gama değerlendirmesi yapıldı.Ölçümlerde Matrixx ve film kullanıldı.10 60 0 80 20ġekil 4.34. Ölçüm T3B düzeneğiMatrixx ölçümünde de ilk segment %15, ikinci segment %75, üçüncü % 4, dördüncü% 100 ve beĢinci segment %30 olarak bulundu. Film ölçümünde ise %15.3,%75.4, %3.6, %100 ve %30.7 bulundu. ġekil 4.35. de görüldüğü gibi gamadeğerlendirmesi % 97.80 olarak bulundu.74

ġekil 4.35. T3B, TPS – Film karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi4.3.16. Ölçüm T4BTek alan ve tek segmentte ıĢınlanan ölçüm değerlerinin, hesaplanan ilekarĢılaĢtırılması yapıldı. Ölçümlerde, matrixx ve film kullanıldı. ġekil 4.36. dagörüldüğü gibi Matrixx – TPS karĢılaĢtırmasına göre % 98.3 oranında limit içindebulundu.Gama değerlendirmesiġekil 4.36. T4B, Matrixx – TPS karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi4.3.17. Ölçüm T5BSet A düzenlemesine göre tek alan tek segment planlama ölçüm karĢılaĢtırmasıyapmak amacıyla oluĢturulmuĢ iki farklı alan (ok ve ters E) için ölçümler alındı.75

Ölçümlerde, 100‟ er MU sürede ıĢınlama yapıldı ve matixx ile film detektörlerkullanıldı. Ters E için, Ġyon odası ile alınan ölçüm sonuçlarına göre; FC65-P iyonodası için 71,61 cGy iken TPS‟de hesaplanan doz değeri 73,39 cGy‟dir. ġekil 4.37.deok 4.38.de ise ters E alanlarının ve gama değerlendirmesine göre sırayla % 98.47 ve%97.95 limit içinde olduğu görüldü.ġekil 4.37. T5B, Ok Matrixx – Film karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesiġekil 4.38. T5B, Ters E Matrixx – Film karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi4.3.18. Ölçüm T6BSet A düzenlemesine göre ġekil 4.39. de görüldüğü gibi düzenlenen tek alan teksegment ölçüm sonuçları karĢılaĢtırmasında Matrixx ve film kullanıldı. Sonuçlar76

yüzde fark ve gama değerlendirmesine göre incelendi. ġekil 4.40. da görüldüğü gibigama değerlendirmesine göre % 98.47 olarak bulundu.ġekil 4.39. Ölçüm T6B yerleĢimiġekil 4.40. T6B, Matrixx – Film karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi4.3.19. Ölçüm T7BSet A düzenlemesine göre tek alan çok segment Ģeklinde ölçümler alındı. Her birsegment ayrı ayrı ıĢınlandı ve her biri için ölçüm - hesaplama karĢılaĢtırması yapıldı.Yapılan TPS-Matrixx gama değerlendirmesine göre % 99.42, %99.51, %97.54,%98.57 ve %98.82 oranlarında limit içinde bulundu. Alan beĢ segmenttenoluĢturuldu ve her bir segment 20 MU süre ile ıĢınlandı. Aynı zamanda ġekil 4.41. de77

görüldüğü gibi tüm segmentlerin bir arada olduğu tek alan toplam ıĢınlamanınkarĢılaĢtırması yapıldı. %95.01 oranında limitler içinde bulundu.ġekil 4.41.Tüm segmentlerin Matrixx –Film karĢılaĢtırması ve gama değerlendirmesi4.3.20. Ölçüm T8BSet A düzenlemesine göre tek alan çok segment (121) ölçümler alındı. Her birsegment için farklı MU‟ lar seçildi ve alan yaklaĢık 121 segmentten oluĢturuldu.Film - Matrixx gama değerlendirmesi %98.47 oranında limit içinde bulundu. ġekil4.42. de Matrixx - film gama değerlendirmesi %99.23 oranında kabul edilebilirbulundu.ġekil 4.42. T8B, Matrixx – TPS karĢılaĢtıması gama değerlendirmesi78

4.3.21. Ölçüm T9BSet A düzenlemesine göre, toplamda 20x20 cm 2 olan 5 segment oluĢturuldu. Ġlksegment 4x20 cm 2 ve 10 MU, sonra ilk segmenti de kapsayan 8x20 cm 2 ve 10 MU,sonra ilk iki segmenti kapsayan 12x20 cm 2 ve 10MU, sonra ilk 3 segmenti kapsayan16x20 cm 2 ve 10 MU, en son 20x20 cm 2 ve 10 MU. Sonuçta Matrixx – planlamakarĢılaĢtırması yapıldı. ġekil 4.43. de görüldüğü gibi %99.57 oranında limit içindebulundu.ġekil 4.43. T9B, Matrixx – TPS karĢılaĢtıması ve gama değerlendirmesi4.3.22. Ölçüm T10BSet A düzenlemesi ile üç segmentte önce 20x20 cm 2 sonra 10x10 cm 2 ve en son 5x5cm 2 alan 20‟Ģer MU‟ da ıĢınlandı. ġekil 4.44. de görüldüğü gibi film-Matrixx gamadeğerlendirmesi sonucu % 98.6 limitler içinde yer aldı.4.3.23. Ölçüm T11BIMRT hasta planlaması göz önünde bulundurularak Set A düzenlemesine göre çokalanlı ve her bir alanı çok segmentli bir örnek üzerinde çalıĢıldı. Matrixx - TPSkarĢılaĢtırması yapıldı. ġekil 4.45. de görüldüğü gibi %100 oranında limitler içindeyer almaktadır.79

ġekil 4.44. T10B, Matrixx – Film karĢılaĢtıması ve gama değerlendirmesiġekil 4.45. T11B, Matrixx – TPS karĢılaĢtıması4.3.24. Ölçüm T12BSet A‟ ya göre yapılan düzenlemede 20x20 alan boyutunda 1, 2, 3, 4, 5, 8, 10, 25, 50ve 100 MU‟ larda ıĢınlamalar yapıldı. Çizelge 4.4. de görüldüğü gibi Matrixx ileyapılan ıĢınlama sonrası simetri, penumbra ve düzgünlük değerleri bulundu.80

Çizelge 4.4. 20x20 cm 2 alan boyutu için farklı MU‟ lara göre simetri, düzgünlük,penumbra ve alan boyutu karĢılaĢtırmalarıMU Simetri (%)Düzgünlü Penumbra Ortalama penumbra Alan Boyutuk (%) (cm)(cm)(cm)1 0,69 103,06 0,99 -1,08 1,04 19,972 0,62 103,07 0,93 -1,03 0,98 19,983 0,58 102,78 1,03 - 1,10 1,06 20,004 0,46 102,70 1,03 - 1,09 1,06 20,005 0,47 102,61 0,98 - 1,07 1,03 20,008 0,46 102,65 0,99 - 1,03 1,01 19,9910 0,44 102,60 0,98 - 1,06 1,02 20,0025 0,37 102,49 0,98 - 1,06 1,02 20,0050 0.33 102,43 0,98 - 1,06 1,02 20,00100 0,27 102,32 0,98 - 1,05 1,02 20,004.3.25. Ölçüm T1CSet A düzenlemesine göre, ġekil 4.46. de görüldüğü gibi 1x20 cm 2 - 20x1 cm 2alanları birbirleriyle, 2x2 cm 2 ve 3x3 cm 2 alanları ise ġekil 4.47. ve 4.48. degörüldüğü gibi hesaplama-ölçüm karĢılaĢtırması yapılarak karĢılaĢtırıldı. Gamadeğerlendirmesi sonucuna göre tüm karĢılaĢtırmalar % 100 oranında limitler içindebulunduġekil 4.46. T1C, 1x20 cm 2 ve 20x1 cm 2 karĢılaĢtırması81

ġekil 4.47. T1C, 2x2 cm 2 Matrixx – TPS karĢılaĢtırmasıġekil 4.48. T1C, 3x3 cm 2 Matrixx – TPS karĢılaĢtırması4.3.26. Ölçüm T2CDoz hızı 400 MU/dak olarak ayarlandı. 6 MV ve 18 MV için sırasıyla Çizelge 4.5. ve4.6. da görüldüğü gibi SSD=100 FC65-P iyon odası ile 10 cm derinlik 10x10 cm 2alanda; önce 1 kez 1 MU, ardından 2 kez 1 MU olmak üzere 1 - 8 MU aralığında herbiri 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 10, 15, 20, 30 kez; 1 - 5 MU aralığında her biri 50 kez ve 100ve 200 MU için de birer kez ölçüm alındı. Her bir ölçüm 3 defa tekrarlandı. Her birölçüm için X kez Y MU formalizasyonu kullanılarak ölçümler tablolaĢtırıldı. Ölçümsırasında elektrometre belli bir MU için tekrarlanacak kez sayısı kadardurdurulmadan okuma yapması sağlandı. Her biri için alınan üç ölçümün ortalaması82

ulundu. Bulunan ortalama verim değerleri karĢılık geldiği MU' e bölünerek 1 MUiçin olması gereken verim hesaplandı. Bulunan verim değerleri tablo haline getirilip,her bir MU için ortalama alındı ve 200 MU verim değeri referans alınarakdiğerlerindeki Lineerite (L) hesabı yapıldı.Çizelge 4.5. 6 MV MU Lineerite ölçümleriX kez xY MUyMU1 kez2kez3kez4kez5kez6kez7kez8kezX kez10kez15kez20kez30kez50kezOrtLineerite(L)1 6,75 6,76 6,74 6,77 6,75 6,75 6,74 6,73 6,76 6,72 6,75 6,73 6,74 6,74 3,792 6,69 6,69 6,68 6,68 6,68 6,69 6,67 6,68 6,66 6,65 6,67 6,67 6,68 6,68 2,743 6,65 6,40 6,65 6,62 6,64 6,63 6,63 6,64 6,64 6,64 6,64 6,63 6,64 6,62 1,864 6,63 6,63 6,63 6,62 6,62 6,63 6,63 6,63 6,63 6,62 6,64 6,62 6,63 6,63 2,005 6,63 6,62 6,63 6,63 6,63 6,62 6,62 6,62 6,62 6,62 6,62 6,61 6,50 6,61 1,776 6,62 6,63 6,62 6,63 6,62 6,63 6,60 6,62 6,62 6,62 6,62 6,61 6,62 1,887 6,61 6,60 6,60 6,61 6,61 6,61 6,61 6,60 6,59 6,00 6,60 6,60 6,62 1,888 6,58 6,60 6,58 6,59 6,59 6,60 6,60 6,58 6,59 6,59 6,58 6,58 6,59 1,4010 6,54 6,54 0,7015 6,53 6,53 0,4420 6,52 6,52 0,3130 6,52 6,52 0,3050 6,51 6,51 0,24100 6,50 6,50 0,05200 6,50 6,50 0,00Çizelge 4.6. 18 MV MU Lineerite ölçümleriX kez xX kezY MU1 2 3 4 5 6 7 8 10 15 20 30 50Lineeritekez kez kez kez kez kez kez kez kez kez kez kez kez Ort ( L)1 8,23 8,05 8,02 8,07 7,97 8,13 8,12 8,04 8,12 8,11 8,04 8,09 8,22 8,09 5,94yMU2 8,01 7,98 7,98 7,90 7,97 7,95 7,91 7,93 7,91 7,95 7,92 7,93 7,93 7,94 3,993 7,92 7,86 7,83 7,82 7,83 7,81 7,79 7,80 7,81 7,81 7,80 7,80 7,79 7,82 2,424 7,70 7,70 7,71 7,73 7,72 7,69 7,68 7,69 7,69 7,69 7,70 7,44 7,54 7,67 0,375 7,68 7,65 7,65 7,64 7,65 7,66 7,62 7,62 7,63 7,63 7,63 7,63 7,64 0,056 7,72 7,66 7,65 7,65 7,63 7,64 7,63 7,65 7,65 7,63 7,63 7,64 7,65 0,147 7,65 7,62 7,61 7,60 7,61 7,61 7,61 7,61 7,62 7,63 7,61 7,62 -0,268 7,63 7,63 7,62 7,64 7,63 7,63 7,62 7,63 7,62 7,62 7,63 7,63 -0,1310 7,58 7,58 -0,6915 7,61 7,61 -0,3520 7,61 7,61 -0,3930 7,63 7,63 -0,1650 7,63 7,63 -0,07100 7,63 7,63 -0,05200 7,64 7,64 0,0083

4.3.27. Ölçüm T3CHavada alan boyutuna bağlı olarak 1, 2, 3, 4, 5, 6, 8, 10, 12, 15, 18, 20, 25, 30, 35 ve40 cm 2 alan boyutlarında kafa saçılması (S c ) ölçümleri yapıldı. Ġki farklı build-upbaĢlık ( PMMA ve Pirinç baĢlık ), üç farklı iyon odası ( FC65-P, CC04 ve CC13-S )kullanarak beĢ farklı kaynak-detektör mesafesinde 6 MV için SDD= 100, 125, 152,202 ve 224 cm ve 18 MV için SDD= 100, 125, 158 ve 283 cm‟ de alınan ölçümsonuçları karĢılaĢtırıldı. Ölçümlerde kullanılan Build-up baĢlıklar 6 MV, FC65-Piçin olan PMMA 40 mm çaplı iken, CC13-s ve CC04 için olan pirinç 16,8 mm‟ dir.18 MV, FC65-P için olan PMMA 60 mm, CC04 58 mm iken CC13-s ve CC04 içinolan pirinç baĢlık 31,2 mm‟ dir. 6 MV için, Çizelge 4.7. PMMA baĢlık ve FC65-Piyon odası, ġekil 4.8 pirinç baĢlık ve CC04 - CC13-S iyon odası ile farklı SSD‟lerdeS c değerlerini gösterirken; 18 MV için ise Çizelge 4.9. PMMA baĢlık ve FC65-P-CC04 iyon odası, Çizelge 4.10 pirinç baĢlık ve CC04 - CC13-S iyon odası ile farklıSSD‟lerde S c değerlerini göstermektedir.Çizelge 4.7. 6 MV PMMA build-up baĢlık ve FC65-P iyon odası ile farklı SDD‟lerde alınan S c ölçümleriKaynak-Detektör uzaklığı (SDD)Alan Boyutu(cm)(SDD=100) (SDD=125) (SDD=152) (SDD=202)1 0,723 0,8332 0,906 0,919 0,933 0,9443 0,944 0,949 0,955 0,9564 0,963 0,963 0,966 0,9665 0,968 0,969 0,972 0,9726 0,978 0,978 0,982 0,9818 0,990 0,991 0,993 0,99110 1,000 1,000 1,000 1,00012 1,006 1,009 1,009 1,01015 1,015 1,016 1,016 1,01718 1,024 1,025 1,02520 1,027 1,030 1,030 1,03025 1,032 1,035 1,035 1,03730 1,035 1,041 1,039 1,04135 1,036 1,041 1,04240 1,034 1,040 1,041 1,04284

Çizelge 4.8. 6 MV Pirinç build-up baĢlık, CC13-s ve CC04 iyon odaları ile farklıSDD‟ler de alınan S c ölçümleriAlan Boyutuİyon odası ve Kaynak-Detektör uzaklığı (SDD)(cm) CC13-S CC13-S CC13-S CC04 CC04(SDD=100) (SDD=125) (SDD=202) (SDD=224) (SDD=202)1 0,782 0,841 0,887 0,883 0,8852 0,942 0,945 0,947 0,952 0,9513 0,954 0,955 0,955 0,961 0,9594 0,965 0,966 0,966 0,970 0,9695 0,971 0,971 0,971 0,973 0,9736 0,972 0,980 0,981 0,981 0,9808 0,991 0,992 0,990 0,992 0,99210 1,000 1,000 1,000 1,000 1,00012 1,007 1,008 1,006 1,004 1,00815 1,014 1,014 1,011 1,011 1,01318 1,022 1,023 1,019 1,01920 1,025 1,027 1,022 1,026 1,02525 1,028 1,031 1,027 1,032 1,02830 1,032 1,034 1,029 1,034 1,02835 1,034 1,035 1,029 1,03040 1,033 1,036 1,029 1,035 1,029Çizelge 4.9. 18 MV PMMA build-up baĢlık, FC65-P ve CC04 iyon odaları ile farklıSDD‟ler de alınan S c ölçümleriAlanİyon odası ve Kaynak-Detektör uzaklığı (SDD)Boyutu FC65-P FC65-P FC65-P CC04 CC04 CC04 CC04(cm)(SDD=100) (SDD=125) (SDD=283) (SDD=100) (SDD=125) (SDD=158) (SDD=283)1 0,838 0,745 0,8652 0,839 0,877 0,940 0,856 0,876 0,915 0,9403 0,916 0,949 0,942 0,9484 0,947 0,954 0,959 0,941 0,954 0,955 0,9615 0,963 0,964 0,957 0,962 0,9646 0,975 0,974 0,975 0,969 0,970 0,973 0,9758 0,989 0,988 0,989 0,987 0,986 0,987 0,99110 1,000 1,000 1,000 1,000 1,000 1,000 1,00012 1,008 1,009 1,007 1,010 1,011 1,009 1,00815 1,018 1,018 1,016 1,022 1,021 1,021 1,02218 1,026 1,026 1,025 1,034 1,032 1,03020 1,030 1,031 1,028 1,037 1,037 1,036 1,03425 1,034 1,035 1,034 1,043 1,042 1,041 1,03930 1,037 1,040 1,039 1,045 1,045 1,042 1,04335 1,037 1,041 1,040 1,044 1,044 1,04440 1,037 1,040 1,041 1,043 1,043 1,042 1,04485

Çizelge 4.10. 18 MV Pirinç build-up baĢlık, CC13-S ve CC04 iyon odaları ile farklıSDD‟ler de alınan S c ölçümleriAlan Boyutu İyon odası ve Kaynak-Detektör uzaklığı (SDD)(cm)CC13-S CC13-S CC13-S CC04(SDD=100) (SDD=125) (SDD=283) (SDD=283)1 0,533 0,842 0,912 0,9082 0,919 0,947 0,959 0,9563 0,953 0,958 0,964 0,9604 0,964 0,968 0,970 0,9685 0,969 0,973 0,976 0,9766 0,980 0,982 0,984 0,9818 0,992 0,992 0,994 0,98810 1,000 1,000 1,000 1,00012 1,007 1,007 1,010 1,00315 1,013 1,013 1,017 1,01018 1,018 0,000 1,022 1,01520 1,020 1,022 1,024 1,01625 1,023 1,026 1,028 1,02130 1,024 1,028 1,029 1,02135 1,024 1,028 1,029 1,02140 1,025 1,028 1,029 1,0224.3.28. Ölçüm T4CTedavi planlama sisteminde tüm kesitler üzerinde iyon odası yerleĢimi volümetrikolarak çizildi. 6 ve 18 MV foton enerjilerinde her biri 6x6 cm 2 olan 7 ayrı alan içinizomerkezik (sabit kaynak- iyon odası uzaklığı) planlama yapıldı. 6 MV için toplamdoz 100 cGy‟e olacak Ģekilde her bir alana eĢit süre verildi (24 MU) Bu süre için herbir alana karĢılık gelen doz değerleri hesaplandı. 18 MV için de toplamda 100 cGy'eolmak üzere her bir alan eĢit süre tanımlandı (18.8) ve karĢılık gelen doz değerlerihesaplandı. Planlama sistemi tarafından alınan transvers kesitler 3 boyutlu halegetirildi. Sistem de tanımlanan her bir alan için alan görüntüleri oluĢturdu. Bugörüntüler eĢzamanlı olarak dijital görüntü almamızı sağlayan EPID görüntülemesistemine gönderildi.Linak cihazında ıĢınlanmak üzere IMRT fantom planlanan koĢullarda cihaz masasıüzerine yerleĢtirildi. Planlanan kaynak-iyon odası uzaklıkları (SDD) ayarlandı.Dijital görüntüleme sistemi ile her bir alana ait dijital görüntüler alındı. IĢınlama86

sırasında alınan bu görüntüler alan görüntüleri ile karĢılaĢtırılıp X, Y ve Z eksenindeki sapmalar bulundu. Planlamada belirlenen ıĢınlama süresi (MU) tüm tedavialanlarına uygulandı. Fantom içine yerleĢtirilmiĢ iyon odası ile nokta soğurulan dozdeğerleri iyon odasına bağlı elektrometre ile santi gray (cGy) olarak okundu. AynıiĢlemler 18 MV için tekrarlandı.Çizelge 4.11. de 6MV için planlanan yedi alan için ayrı ayrı ve toplam, ölçülen vehesaplanan doz değerleri cGy olarak yer alırken, Çizelge 4.12. de ise 18 MV içinplanlanan yedi alan için ayrı ayrı ve toplam, ölçülen ve hesaplanan doz değerleri cGyolarak görülmektedir (Inal ve Akkurt, 2010)Çizelge 4.11. 6 MV enerjili fotonlarla gerçekleĢtirilen ıĢınlamada hesaplanan veölçümle elde edilen doz değerleri (Ġnal ve Akkurt,2010)AlanIşınlama Gantry Hesaplanan dozaçısı (derece)(cGy)Ölçülen doz (cGy)Ön 0˚ 19 19,2Sağ 270˚ 12 12,5Sol 90 12 12,4Sağ ön oblik 300˚ 14 14,2Sağ arka oblik 230˚ 14 13,8Sol ön oblik 50˚ 15 15,6Sol arka oblik 120˚ 14 13,6Tüm açılar 100 101,1Çizelge 4.12. 18 MV enerjili fotonlarla gerçekleĢtirilen ıĢınlamada hesaplanan veölçümle elde edilen doz değerleri (Ġnal ve Akkurt, 2010)AlanIşınlamaGantry açısı(derece)Hesaplanan doz(cGy)Ölçülen doz (cGy)Ön 0˚ 17 17,5Sağ 270˚ 13 13,5Sol 90 13 12,7Sağ ön oblik 300˚ 14 14,2Sağ arka oblik 230˚ 14 14,2Sol ön oblik 50˚ 15 15,4Sol arka oblik 120˚ 14 13,9Tüm açılar 100 101,387

5. TARTIŞMA ve SONUÇKalite kontrol ve kalite güvenliği testlerine baĢlamadan önce cihazın tedavi planlamasistemine girmek üzere yapılması gereken ölçümler bitirilmiĢtir. Çizelge 4.1. ve 4.2.de yer alan sonuçlar, hem %DD eğrilerinden elde edilen veriler hem de profileğrilerinden elde edilen simetri ve düzgünlük değerleri, British Journal of Radiologysupplement 25‟ e göre değerlendirilmiĢ ve uyumlu bulunmuĢtur (BJR Supplement25, 1996). TPS‟ e aktarıldıktan sonra ölçüm değerleri ile TPS‟ de hesaplananverilerin karĢılaĢtırması da kabul edilebilir sınırlar içinde yer almıĢtır.5.1. MLC GeçirgenliğiMLC' lerin geçirgenlik karakteristiği IMRT' de çok önemlidir. Çünkü verilen MUiçinde MLC değiĢimi, üç boyutlu tedaviye göre çok daha fazladır. Pasquino vearkadaĢları Elekta cihazı MLC geçirgenliğini % 1.8 – 2 arasında bulmuĢtur(PasQuino vd., 2006). Bu çalıĢmada ise bu değer T4A ölçümüne göre % 1.9 – 2olarak bulunmuĢtur. Bulunan bu değer kabul edilebilir aralıktadır.5.2. MLC’ler Arası SızıntıYapraklar arası sızıntı miktarı ve sabitliği yaprak geçirgenliği kadar önemlidir(LoSasso vd., 1998). Literatürde, yapraklar arası sızıntı % 2.1 olarak bulunmuĢ(Klein vd., 2001). Bu çalıĢma da yapılan ölçüm sonucu %2.1 (T4A) olarak eldeedilmiĢtir.5.3. MLC Pozisyonunun DoğruluğuMLC yaprak pozisyonlamasında 0.2 mm'lik bir fark kabul edilebilir (Chui vd.,1996). Pozisyonal değiĢimde yaklaĢık 0.5 mm‟lik bir fark dozda % 5‟ lik farka sebepolabilir. Bu fark çoklu gantry açılı ve segmentli ıĢınlamalarda oldukça önemli birorandır. Pozisyon doğruluğunun farklı gantry açılarında da denenmesi gerekir (Lowvd., 2001). T2A, T3A, T5A, T6A, T7A ve T9A ölçümlerine göre, tüm MLC‟lerinpozisyonlamasında en fazla 0.2 mm kadar bir fark bulundu. Bu ölçüm farklı88

kolimatör ve ganty açılarında tekrarlanmıĢ ve sonuçların limitler içinde olduğugörülmüĢtür.5.4. MLC Pozisyonunun Tekrar EdilebilirliğiT11A ölçümüne göre ölçüm alınan 6 farklı pozisyonun her birinin tekrar edilebilirliğilimitler içinde bulunmuĢtur (0.5 mm).5.5. Tongue ve Groove (Girinti ve Çıkıntı) EtkisiÖlçüm ile hesaplama profil karĢılaĢtırması yapıldığında, kesiĢim bölgesinde % 5 farkbulunurken diğer yerlerde % 1 fark bulunmuĢtur. Gama değerlendirmeleriliteratürlerde genellikle % 5/3mm ve % 3/3 mm olarak yapılmıĢtır. Tongue veGroove (T&G) etkisi araĢtırılırken kesiĢim bölgesinde gama değeri 1‟den büyükbulunmuĢtur. BitiĢik alanlarda hesaplanan doz her zaman ölçülenden az çıkmıĢtır.Bunun sebebi ise T&G etkisi ile foton transmisyonundaki artıĢ olarak bulunmuĢtur.Ortalama gama 1.5 en büyükte 2 olursa bu kabul edilebilir. Elekta‟ da T&G etkisiMLC – X ıĢını kaynağı arası uzaklık kısa olduğu için artmaktadır. Hug ve ekibi 2008'de yaptığı bir çalıĢmada en büyük T&G etkisi Linak‟ta %30 olarak bulunmuĢtur.BaĢka bir çalıĢmaya göre bu etki tekli bir alanda %15 civarında iken çoklu alanlarda%1.6 civarında görülmüĢtür. T&G etkisi bitiĢik alanlardaki sızıntıyı azaltmak içindizayn edilmiĢtir. T1A ve T8A ölçüm sonuçlarına göre çıkan sonuçlar literatürlerleuyumlu ve izin verilen limitler içinde bulunmuĢtur.5.6. MLC Yaprak Genişliği KontrolüKarĢılıklı 40 çift MLC‟ nin her birinin izomerkezde bir santimetre olması gerekir.Milimetrik kağıt üzerinde her bir MLC için izdüĢümünün ölçümü yapılmıĢ ve 10±1mm olarak bulunmuĢtur.5.7. Yuvarlatılmış Yaprak Sonu EtkisiIMRT için anahtar nokta, radyasyon alan kenarının yerleĢiminin MLC lif sonuna89

göre ayarlanması gerekir. Yuvarlak sonlu MLC' ler için, ıĢık alanı ile ayarlanan alankenarı ile, ıĢın alanının % 50'si olarak görünen yer arasında bir boĢluk olmalıdır(Boyer vd., 1997). Bu MLC tipine bağlı olarak 0.4 - 1.1 mm aralığındadır. MLC ıĢıkalanı veya ıĢın alanına göre kalibre edilebilir. Hangisine göre yapılacağına kararverilmelidir. Ancak ıĢık alanına göre yapılan kalibrasyon pratikte daha avantajlıdır(Graves vd., 2001). Tez çalıĢmasından önce MLC‟ ler teker teker ıĢık alanına görekalibre edildi. T11A „ya göre, tez ölçümlerinde verilen 6 farklı pozisyon için, 0,6 mmboĢluklu bir kalibrasyon sonrasında, film, matrixx ve iyon odası için limitler içindebulunurken hesaplama değerleri de ölçüm değerleriyle uyum göstermiĢtir.5.8. Küçük Alan Işın Profilleri (BP)T1C ölçümleri sonuçlarına göre küçük alanlarda ıĢın profilleri karĢılaĢtırmalarılitaratürle uyumlu bulunmuĢtur. TPS – ölçüm karĢılaĢtırmalarına göre tüm sonuçlarlimitler içinde yer almıĢtır.5.9. Küçük Alan Kolimatör Saçılma Faktörleri (S c )Hava da alınan verim ölçümlerinde verim 3x3 cm 2 alan boyutunda 10x10 cm 2 ' yegöre %2 1x0.6 cm 2 ' de ise %5 - %6 oranında azalmıĢtır. IMRT dozları, çeĢitliyoğunluklara sahip ıĢıncık adını alan, küçük alanlara bölünerek hesaplanır. Çünkü,bu ıĢıncıkların boyutları içeride elektronik dengeyi sağlamak için çok küçük olabilir.Küçük kolimatör açıklıklarında, kafa saçılma modellemesinin TPS tarafından doğruyapılması önemlidir (Naqvi vd., 2001). T3C ölçümlerine göre, 2 farklı build-upbaĢlık, üç farklı iyon odası ve farklı SSD uzaklıklarında ölçümler alındı. Çıkansonuçlara göre 6 MV için pirinç baĢlık ve uzaklaĢtırılmıĢ SSD kullanımı, 18 MV içinise 10x10cm 2 ‟den büyük alanlarda PMMA baĢlık, daha küçük alanlarda ise pirinçbaĢlık kullanımı uygun görülmektedir. Bu sonuçlar literatürlerle uyumlugörünmektedir. Ayrıca Khan ve arkadaĢlarının yaptığı bir çalıĢmaya göre bulunanformalizasyon yardımıyla bulunan sonuçlar değerlendirilmiĢ ve en uyumlusonuçların 6 MV için pirinç baĢlık ve CC13-S iyon odası ile yapılanlarda olduğugörülmüĢtür. Khan formalizasyonu ile, elektron kontaminasyonunun yanı sıra, uzun90

kaynak-detektör mesafesinde, detektör nokta izdüĢümü içine giren düzleĢtirici filitreçapının azlığından meydana gelen fark hesaba katılmıĢtır (Khan, 1996).5.10. Küçük MU’ larda Alan Simetrisi (S) ve Düzgünlüğü (F)Küçük MU'larda ıĢınlama alanının düzgünlüğü, penumbra ve simetrisi kontroledilmelidir (Cheng vd., 2002). T12B ölçüm sonuçlarına göre çıkan sonuçlarliteratürlerle uyumlu olup, limitler içinde yer almaktadır.5.11. Küçük Alan ÖlçümleriT5A, T10A T12A, T4B, T5B ve T6B ölçüm sonuçlarına göre küçük alanlarındeğerlendirmesi Matrixx, film ve TPS arasında yapılmıĢ ve gama değerlendirmesinegöre sonuçlar limitler içinde yer almıĢtır. IMRT'de MLC'lerin ıĢınlanan alandahareket etmesi ıĢıncıkların yoğunluklarını değiĢtirir (Chen vd., 2000). Bu yüzdendoğru bir Ģekilde penumbra doğrulaması yapmak kritiktir (Mohan vd., 2000). Planındozimetrik doğruluğu, penumbranın doğruluğuna bağlıdır. Kenar fonksiyonununtanımlanması: kolimatörün kenarındaki bölgede kolimatör kenarından uzaklaĢtıkçadoz hızla değiĢir. Küçük alanlarda gerek merkezi eksende, gerekse merkezi eksendenbelli bir uzaklıkta olsun, doz dağılımı karĢılaĢtırması yapılması önemlidir. T5B, T6Bve T11B örneklerinde görüldüğü gibi film – Matrixx karĢılaĢtırmaları gamadeğerlendirmesi sonuçlarına göre % 97 oranından daha fazla uyum göstermiĢtir.5.12. Tek Alanlı ve Çok Segmentli Örnek ÖlçümlerIMRT kalite temini ölçümlerinde tek alanlı çok segmentli ölçümler almak önemlidir.Bu ölçümlerde küçük alan, küçük MU, merkezi eksen, merkezi eksen dıĢı örnekleroluĢturmak gereklidir. Bu mantıkla yapılmıĢ olan T2B, T3B, T7B, T8B, T9B veT10B ölçüm sonuçlarına göre, hem film, hem Matrixx ölçümleri gamadeğerlendirmesine göre birbirleriyle uyumlu bulunurken, TPS karĢılaĢtırmasına görede oldukça iyi sonuçlarla karĢılaĢılmıĢtır.91

5.13. Küçük MU' larda Linak Performansı (Lineerite)MU baĢına düĢen doz kontrol edilmelidir. IMRT alanlarının çoğunun küçükMU‟daki segmentlerden oluĢtuğu düĢünüldüğünde bu test önem kazanır. 10 MU‟dandaha küçük MU‟ larda fark % 3 civarında bulunmuĢ (Ceylan, 2009). Sharpe veekibinin 2000 yılında yaptığı bir çalıĢmaya göre Elekta MU baĢına verim 1 MU için% 1 içinde bulunmuĢtur. T2C ölçüm sonuçlarına göre ise, 6 MV için 1 MU ve dahaküçük süreleri, 18 MV için ise 2 MU ve daha küçük sürelerin kullanılmaması tavsiyeedilmektedir.5.14. Klinik Vakalara Uygun Dozimetrik ÖrneklerĠyon odası ile yapılan ölçümlerde % 5‟ lik bir fark kabul edilmiĢtir. Bu ölçümler tümgantry açılarında alınmıĢtır. Daha sonra TPS' de hesaplanan ile karĢılaĢtırılmıĢ.Nokta doz ölçümlerinde, düĢük değiĢim bölgelerinde % 3 - 4' lük fark bulunmuĢtur.DeğiĢimin büyük olduğu bölgelerde ve küçük alanlarda bazı belirsizlikler varolabileceği söylenmiĢtir. Eğer soğurulmuĢ doz karĢılaĢtırması varsa, eğer hesaplanan- ölçülen %3 ise kabul edilebilir olduğu, eğer ölçülen-hesaplanan farkı % 3 - 5arsında ise plan tekrarı değerlendirmeli, eğer % 5 ise plan reddedilmeli denilmektedir(Venencia and Besa, 2004). T11B ölçüm sonucuna göre oluĢturulan örnek bir IMRThasta planlaması Matrixx ölçüm sonuçları ile karĢılaĢtırılmıĢ ve gamadeğerlendirmesine göre % 98 limitler içinde bulunmuĢtur. Yine aynı örnek içinyapılan iyon odası ile soğurulmuĢ doz karĢılaĢtırması olan T4C‟ de ise, her bir alaniçin hesaplanan ölçüm sonuçları hem 6 MV hem 18 MV için % 2 içinde olduğu içinplanlama uygulanabilir bulunmuĢtur.Günümüzde, radyoterapide kullanılmakta olan IMRT tekniği bilgi, özen, dikkat veiyi bir ekip iĢidir. Bu tez ile IMRT uygulamalarına baĢlamadan önce medikalfizikçilerin yapılabilecekleri tüm kalite kontrol ve kalite güvence testlerinin nelerolduğu ve bu sonuçların değerlendirmesi özetlenmiĢtir. IMRT uygulamalarınabaĢlamadan önce cihazın ve TPS‟ in baĢlangıç kabul testlerinin yanı sıra, özel birçoktest uygulaması gerekmektedir. Bu testlerle ilgili ulusal veya uluslararası referansraporlar olmamakla beraber, AAPM ve Estro tarafından hazırlanan IMRT için92

gerekli kalite kontrol ve kalite temini ölçümleri değerlendirerek örnekleroluĢturulmuĢtur. Bu testlerin çoğu, kiĢinin kendisinin oluĢturacağı bir örneği, uygunbir malzeme ile ölçüp, hesaplanan ile onaylamasıdır. Testler basitten karmaĢığadoğru seçilip uygulanabilir. Öncelikle MLC kontrolleri hassas bir Ģekilde yapılıp,gerektiğinde kalibrasyonu tekrarlanmalıdır. Küçük alan ve küçük MU kontrolleri detamamlandıktan sonra basit tek segmentli bir alan ıĢınlamasıyla devam edilebilir.Daha sonra tek segmentli çoklu alanlar seçilebilir. Ġyon odası ölçümlerinde silindirikiyon odasının seçimi paralel plate'e göre daha elveriĢlidir. Çünkü silindirik iyon odasıyapısı gereği, çoklu ıĢınlamalar için daha uygundur. Küçük hacimli iyon odaları, eniyisidir ( Essers vd., 2001; Wang vd., 1996; Xing vd., 1999). Ayrıca tez ölçümlerindekullanılan Matrixx ve film ölçüm sonuçları da, genellikle hem birbirleriyle hem dehesaplanan değerler ile uyumlu bulunmuĢtur. Bu sonuçlara göre periyodikkontrollerde ve hasta kalite kontrolünde Matrixx kullanımının yeterli olabileceğisöylenebilir. Tüm sonuçlar yüzde farkına ve gama değerlendirmesine göredeğerlendirilmiĢtir. %3-3 mm kriterine göre yapılmıĢ olan gama değerlendirmesininhem pratik hem de daha çabuk ve kullanılabilecek düzeyde doğru sonuçlar vermesikalite kontrol ölçüm – hesaplama, hatta ölçüm tekniği karĢılaĢtırmalarındakullanılabileceği söylenebilmektedir.Radyoterapi kliniklerleri, IMRT uygulamalarına baĢlamadan önce günlük, haftalık,aylık, yıllık ve her bir hasta için uygulanabilecek kalite kontrol prosedürlerioluĢturmalıdır. Bu tez ile verilen tüm örnekler, IMRT öncesi ve IMRT uygulamasısırasında yapılması gereken test örneklerini içermektedir. Bu Ģekilde yapılacak testlerile IMRT‟ ye güvenle baĢlanabileceği düĢünülmektedir.93

6. KAYNAKLARAAPM American Association of Physicist in Medicine, 1983. A protocol for thedetermination of absorbed dose from high energy photons electrons. TaskGroup: 51, Journal of Medical Physics, 10 p. 741.AAPM American Association of Physicist in Medicine, 1994. AAPM‟s TG-74 In-airoutput ratio, Sc, for megavoltage photon beams. Journal of Medical Physics,36 (11).Ahnesjö A., 1994. Analytic modeling of photon scatter from flattening filters inphoton therapy beams, Journal of Medical Physics 21, p.1227–1235Almond, P. R., Biggs P. J., Coursey B. M., Hanson W. H., Huq M. S., Nath R.,Rogers D. W. 1999. AAPM‟s TG-51 protocol for clinical reference dosimetryof high-energy photon and electron beams. Medical Physics 26, p.847–1870Andrae N., 2008. Commissioning and validation of small subfields in Step-and-shootIMRT Thesis for Master of Science in Medical Radiation Physics, YüksekLisans Tezi.Arnfield M. R., Siebers J. V., Kim J. O., Wu Q., Keall P. J., Mohan R., 2000. Amethod for determining multileaf collimator transmission and scatter fordynamic intensity modulated radiotherapy. Medical Physics 27, p. 2231–2241.Bayouth J. E., Wendt D., Morrill S. M., 2003. MLC quality assurance techniques forIMRT applications. Medical Physics 30 ( 5).British Journal of Radiology (BJR), Supplement 25, 1996. Central Axis Depth DoseData for Use in Radiotherapy.Bor D., 2000 Diagnostik radyoloji fiziği.Ankara Üniversitesi Fen Fakültesi FizikMühendisliği bölümü ders notları, Ankara bölüm 5, p.1-14.94

Bova F. 1990 A film phantom for routine film dosimetry in thr clinical environment..Journal Medical Dosimetry, 15, p.83-85.Boyer and Li T,, 1997. Geometrical analysis of light-field position of a multileafcollimator with curved ends. Journal of Medical Physics 24, p. 757–762.Boyer A., P. Biggs J., Galvin E., Klein T., LoSasso D., Low K., Yu C., 2001. BasicApplications of Multileaf Collimators: Report of the AAPM RadiationTherapy Committee Task Group No. 50. AAPM Report No. 72.Budgell, G. J., Mott J. H. L., Williams P. C., Brown. K. J., 2000. Requirements forleaf position accuracy for dynamic multileaf collimation. Physics inMedicine and Biology 45, p. 1211–1227.Budgell G. J., 2005. Quantitative analysis of patient-specific dosimetric imrtverification. Physics in Medicine and Biology, 50, p. 103-119.Burns D.T., Dıng G.X., Rogers D.W.O., 1996. R50 as beam quality specifier forselecting stopping power ratios and reference depths for electrons, Journal ofMedical Physics 23, p.383-388.Ceylan C., BaĢ H., Kılıç A., Küçük N., Güden N, Engin K., 2009. Siemens ONCORtedavi cihaz›n›n küçük monitor unit değerlerinde ve küçük segmentboyutlar›nda dozimetrik performans›n›n değerlendirilmesi ve planlamasistemi ile uyumu Türk Onkoloji Dergisi, 24(2), p. 73-79.Chen Y., Boyer A. L., Ma C. M., 2000. Calculation of x-ray transmission through amultileaf collimator. Med. Phys. 27, p. 1717–1726.Cheng W., Das I. J., 2002. Comparison of beam characteristics in intensitymodulated radiation therapy IMRT and those under normal treatmentcondition. Journal of Medical Physics 29, p. 226–230.95

Chetty I. J., Charland P.M., 2002. Investigation of Kodak extended dose range(EDR) film for megavoltage photon beam dosimetry. International Journal ofRadiation Oncology Biology Physics 47, p. 3629–3641.Childress N. L., Dong L., 2002. Rapid radiographic film calibration for IMRTverification using automated MLC fields. Journal of Medical Physics 29, p.2384–2390.Chui C., Spirou S., LoSasso T., 1996. Testing of dynamic multileaf collimation.Medical Physics 23 (5), p. 635-641Dogan N., Leybovich L. B., Sethi A., 2002. Comparative evaluation of kodak EDR2and XV2 films for verification of intensity modulated radiation therapy.International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, 47 p.4121-4130.Essers M., Munheer B., 1999. In Vivo Dosimetry During Harici Photon BeamRadiotherapy. International Journal of Radiation Oncology Biology Physics43 (2), p.245-249.Essers M., Langen M., Dirkx M.L., Heijmen B.J., 2001. Commissioning of acommercially available system for intensity-modulated radiotherapy dosedelivery with dynamic multileaf collimation. Radiotherapy and Oncology 60,p. 215–224.Ezzel G., Galvin J., Low D., Palta J., Rosen I., Sharpe M., Xia P., Xiao P., Xing L.,Yu C., 2003. Guidance document on delivery, treatment planning, andclinical implementation of IMRT: Report of the IMRT subcommittee of theAAPM radiation therapy committee. Medical Physics 30(8) p. 2089-2115.Graves M.N., Thompson A.V., Martel D.L., McShan D. L., Fraass B.A., 2001.Calibration and quality assurance for rounded leaf-end MLC systems.Medical Physics 28, p. 2227–223396

Haryanto F., Fippel M., Bakai A., Nüsslin F., 2001. Study on the Tongue and Grooveeffect of the Elekta Multileaf Collimator using Monte Carlo simulation andfilm dosimetry, International Journal of Radiation Oncology Biology Physics42,134-136.Hendee W.R., Ibbott G.S., 1996. Radiation Therapy Physics, Mosby, St Louis,MI.Hounsell, A.R., Jordan T. J., 1997. Quality control aspects of the Philips multileafcollimator. Radiotherapy and Oncology 45 p. 225–233.Hug M.S., Das I.J., Steinberg T., Galvin J.M., 2002. A dosimetric comparison ofvarious multileaf collimators, Phys.Med.Biol., 47, p. 159-170.Huq M.S., 2008. A method for evaluating quality assurance needs in radiationtherapy. International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, 71p.170-173.IAEA International Atomic Energy Agency, 1987. Technical Reports Series No.277Absoırbed Dose Determination in Photon and Electron Beams,Wagramerstrasse, Viena.Inal and I.Akkurt, 2010. Dosimetric verification of calculation and measurements inradiotherapy using IMRT phantom, Scientific Res.and Es.5-10 p. 1213-1215.Johns H.E., Cunningham J.R., 1984. The Physics of Radiology, Thomas, SpringfieldII.Jonathan G., Guanghua Y., Chihray L., 2009. Comparison of two commercialdetector arrays for IMRT quality assurance. Journal of Applied ClinicalMedical Physics, 10 (2) p. 245-254.Jordan T., Williams P., 1994. The design and performance characteristics of amultileaf collimator. Physics in Medicine and Biology 39, p. 231-251.97

Jursinic, P. A., 2001. Implementation of an in vivo diode dosimetry program andchanges in diode characteristics over a 4-year clinical history. MedicalPhysics 28(8), p. 1718-1726Khan F., Gibbon J.P., Roback D., 1996. Collimator (Head) Scatter at ExtendedDistances in Linear Accelerator-generated photon beams. Int. J. RadiationOncology Biology and Physics, Vol. 35 (3) p. 605-608Khan, F., 2003. The Physics of Radiation Therapy, Lippincott, Williams andWilkins, Baltimore, MD.Klein E., Low D., 2001. Interleaf leakage for 5 and 10 mm dynamic multileafcollimation systems incorporating patient motion. Medcal Physics, 28,p.1703–1710.Helen L., Mackie T., McCullough E., 1997. A dual source photon beam model usedin convolution/superposition dose calculations for clinical megavoltage x-raybeams. Medical Physics, 24(12).Liu H., Mackie R., McCullough E., 1997. A dual source photon beam model used inconvolution/superposition dose calculations for clinical megavoltage x-raybeams. Medical Physics, 24(12), p. 1969-1974.Low J., Sohn E., Klein J., Markman S., Dempsey J. F., 2001. Characterization of acommercial multileaf collimator used for intensity modulated radiationtherapy. Medical Physics, 28, p. 752–756.LoSasso C., Chui S., Ling C. C., 1998. Physical and dosimetric aspects of a multileafcollimation system used in the dynamic mode for implementing intensitymodulated radiotherapy. Medical Physics, 25, p.1919–1927.LoSasso T., Chui C., Clifton C., 2001. Comprehensive quality assurance for thedelivery of intensity modulated radiotherapy with a multileaf collimator usedin the dynamic mode. Medical Physics, 28 (11), p.2209-2219.98

LoSasso T., 2003. Quality assurance of IMRT. A practical guide to intensitymodulated radiation therapy. Madison, WI: Medical Physics Publishing.Low D.A, Harms W.B., Mutic S., Purdy J.A., 1998. A technique for the quantitativeevaluation of dose distributions. Medical Physics, 25, p.656–61.Martin E.D., Fiorino C., Broggi S., Longobardi B., Pierelli A., Perna L., Cattaneo G.,Calandrino R., 2007. Agreement criteria between expected and measuredfield fluences in IMRT of head and neck cancer: The importance and use ofthe gama histograms statistical analysis. Radiotherapy and Oncology 85(3), p.399-406.Mohan R., Arnfield M., Tong S., Wu Q., Siebers J., 2000. The impact of fluctuationsin intensity patterns on the number of monitor units and the quality andaccuracy of intensity modulated radiotherapy. Medical Physics, 27, p. 1226–1237.Moran A., Vijayan K., Aroumougame R,. Alkins R., 2005. Dosimetry MetrologyFor IMRT. Medical Physics, Vol. 32,(1)Naqvi S. A., Sarfaraz M., Holmes T., Yu C.X., Li X.A., 2001. Analysing collimatorstructure effects in head-scatter calculations for IMRT class fields usingscatter raytracing. Physics in Medical Biology, 46, p. 2009–2028Papatheodorou S., Rosenwald J.C., Zefkili S., Murillo M., Drouard J., Gaboriaud G.,2000. Dose calculation and verification of intensity modulation generated bydynamic multileaf collimators. Medical Physics, 27(5), P. 960-971.Pasquino M., Borca V., Catuzzo1 P., Ozzello F., Tofani S., 2006. TransmissionPenumbra and leaf position accuracy in commisioning and quality assuranceprogram of a multileaf collimator for step and shoot IMRT treatments.Tumori, 92 p.511-516.99

Podgorsak,E.B, 2005. Harici Photon beams:physıcal aspects In:Radiation oncologyPhysics:A handbook for teachers and students.International Atomic EnergyAgency, pp. 161-217, Vienna.Sharpe M.B., Miller B.M., Yan D., Wong W., 2000. Monitor unit settings forintensity modulated beams delivered using a step-and-shoot approach.Medical Physics, 27 p. 2719–2725.Sitasi S., Cirio R., Boriano A., Bourhaleb F., Cornelius I., M. Donetti M., Garelli E.,Gomola I., 2005. IMRT Verification with A 2D Pixel ıonisationchamber:Dosimetric and clinical results in head and neck cancer. Medicineand Biology, 32 p. 2156-2167.Xing Y., Curran R., Hill T., Holmes L., Ma K.M., Boyer A.L., 1999. Dosimetricverification of a commercial inverse treatment planning system. Physics inMedical Biology, 44, p. 463–478.Venencia C.D., Besa P., 2004. Commissioning and quality assurance for intensitymodulated radiotherapy with dynamic multileaf collimator: Experience of thePontificia Universidad Católica de ChileExperience of the PontificiaUniversidad Católica de Chile Journal of Applied Clinical Medical Physics,5(3), p. 37-54.Wang X., Spirou S., LoSasso T., Stein J., Chui C. S., Mohan B., 1996. Dosimetricverification of intensity-modulated fields. Medcal Physics, 23, p. 317–327.Webery L., Nilssony P., Ahnesjö A., 1997. Build-up cap materials for measurementof photon head-scatter factors. International Journal of Radiation OncologyBiology Physics 42, p.1875–1886.Willams, J.R., Thwaites, D.I., 2000. Radiatherapy Physics in Practice, OxfordUniversity Press,Oxford,Londra.100

Williams P.C., 2003., Imrt: delivery techniques and quality assurance. The BritishJournal of Radiology, 76, p. 766-776.Wolfram U., 2003. The volume effect of detectors in the dosimetry of small fieldsused in IMRT .Medical Physics journal 30(3), p. 341-347.Yan G., Chihray L., Simon T., Peng L., Christopher F., Li J., 2009. On the sensitivityof patient-specific IMRT QA to MLC positioning errors journal of appliedclinical medical physics, 10(1).Zhu T.C., Bjärngard B.E.,1994. The head-scatter factor for small field sizes.Medical physics 21(1) p. 65-68.Zhu T.C., Bjärngard B.E., 1995. The fraction of photons undergoing head scatter inx-ray beams. International Journal of Radiation Oncology Biology Physics40, p. 1127–1134.Zhu X.R., Jursinic P.A., Grimm D.F., Lopez F., Rownd J.J., Gillin M.T., 2002.Evaluation of Kodak EDR2 film for dose verification of intensity modulatedradiation therapy delivered by a static multileaf collimator. Medical Physics,29(8).101

ÖZGEÇMİŞAdı Soyadı: Aysun ĠNALDoğum Yeri ve Yılı: Ġzmir - 1975Medeni Hali: EvliYabancı Dili: ĠngilizceEğitim Durumu (Kurum ve Yıl)Lise: Ġzmir KarĢıyaka Gazi Lisesi 1989 - 1992Lisans: Ankara Üniversitesi 1993 - 1997Yüksek Lisans: Akdeniz Üniversitesi 2000 - 2002ÇalıĢtığı Kurum/Kurumlar ve Yıl:Akdeniz Üniversitesi Tıp Fakültesi Radyasyon Onkolojisi A.D. 1999 -2004Ege Üniversitesi Tıp Fakültesi Radyasyon Onkolojisi A.D. 2004 -2007Akdeniz Üniversitesi Tıp Fakültesi Radyasyon Onkolojisi A.D. 2007 - 2008Antalya MedicalPark Hastanesi Radyasyon Onkolojisi Bölümü 2008 - 2010Yayınları (SCI ve diğer makaleler)Uluslararası Dergilerde Yayımlanan Çalışmaları1. Garipagaoglu M, Dalmaz G, Toy A, Gulkesen H, Tuncel N, Koseoglu F, KizildagA.Changes in applicator positions and dose distribution between high dose ratebrachytherapy fractions in cervix carcinoma patients receiving definitiveradiotherapy. Br J Radiol. Jun;79(942):504-9. 20062. Garipağaoğlu M., Tuncel N., Köseoğlu F., Gülkesen H., Kızıldağ A.Ü., Toy A.,Dalmaz G. Geometric and dosimetric variations of ICRU bladder and rectumreference points in vaginal cuff brachytherapy using ovoids, International Journal ofRadiation Oncology*Biology* Physics 58(5): 1607-1615,2004102

Ulusal Dergilerde Yayımlanan Çalışmaları1. Tunçel N., Toy A., Demiral A.Ü., Çetingöz R., Garipağaoğlu M. Ring ve ovoidaplikatörlerinin dozimetrik karĢılaĢtırılması. Türk Onkoloji DergisiCilt:16,Ek:1,Ekim, Sayfa:82-88: 20012. Toy A., Tunçel N., Demiral A.N., Koçak M., Vidinlioğlu H.,.Garipağaoğlu M.Farklı Cap Boyutları ve Normalizasyon Teknikleri Kullanarak yapılan StandartOvoid Aplikatörlerinin Dozimerti ÇalıĢması Türk Onkoloji DergisiCilt:16,Ek:1,Ekim, Sayfa:94-98: 20013. Ataman F., Tunçel N., Demiral A.N.D., Tekeli E., Kızıldağ A.Ü., ġimĢir V., ToyA., Altun M. Kemoradyoterapi uygulanan pancreas ve mide karsinomlu hastalardaböbrek, karaciğer ve medulla spinalis dozlarının doz volüm histogramları (DVH) iledeğerlendirilmesi. Turkish Oncology Journal 17 (1), pp:9-14: 2002Uluslararası Kongre Sunumları1. Toy A., Tunçel N., Demiral A.N., Koçak M., Vidinlioğlu H., Garipağaoğlu M.The effect of normalization techniques on dosimetry using different size ovoidapplicators in gynecological brachytherapy 19. yıllık Estro (European Society forTherapeutic Radiology and Oncology) Kongresi: Ġstanbul, 19-23 Eylül 20002. Tunçel N., Toy A., Demiral A.N., Çetingöz R., Garipağaoğlu M. The comparativedosimetric study of ring and ovoid applicators. 21. Yıllık Estro Kongresi Prague,17-21Sep. 20023. Toy A, Tunçel N., Kızıldağ A.Ü., Altun M. The matter of small circular fields inelectron beam therapy.4. Kızıldağ A.Ü., Tunçel N., Toy A., Altun M. Dosimetry study of prostate templatesused for high dose rate brachtherapy.5. Tunçel N., Kızıldağ A.Ü., Toy A., Ünal N., Altun M. Superimposition of imagesin electronic media for treatment verification.103

6. Dalmaz M.G., Garipağaoğlu M., Gulkeser H., Tunçel N., Toy A., Koseoglu F.G.,Simsir V., Altun M. Geometrıcal Varıatıons Of Icru Bladder And Rectum ReferancePoınts And Aıntracavıtary Applıcator Posıtıons In Cervıx Carcınoma PatıentsReceıvıng Defınıtıve Radiotherapy. GEC - ESTRO Annual Brachytherapy Meetıng,9-11 Mayıs 2002, Antalya.7. Tunçel N., Toy A., Kızıldağ A.Ü. The Analyses of the upper Abdominal regionirradiation acoording to concept of ICRU62 7th biennial Estro Meeting on Physicsand Radiation Technology for Clinical Radiotherapy, 13-18 September 2003, Geneva8. Tunçel N., Toy A., Kızıldağ A.Ü. The Selection of hounsfield Value (HF) in TPSfor inhomogenity Corrections on Electron Beams9. Garipağaoğlu M., Tunçel N., Köseoğlu F., Toy A., Kaya V., Öztürk D.Assessment of dose prescription point for level III axilallary lymph nodes in patientsreceiving postmastectomy radiotherapy. 23. Annual Meeting of The ESTRO(European Society For Therapeutic Radiology And Oncology ) Amsterdam, October24-28, 2004 The Netherlands10. Tunçel N., Kızıldağ A.Ü.,Ġbili A.Ġ., Vidinlioğlu H., Toy A. The in – housemanagement of data : analyses of out put stability and performance of elekta SLi25Linac.11. Tunçel N., Garipağaoğlu M., Kızıldağ A.Ü., Köseoğlu F., Toy A. Thecontribution of optimization in vaginal cuff brachytherapy using ovoids, normalizedto catheter oriented dose pointsUlusal Kongre sunumları1. Orhun H., Toy A., Tercan E., Akbıyık N. Co-60 tedavi cihazında wedgefaktörlerinin alan boyutu ve derinliğe bağlı değerlendirilmesi. VII. Ulusal MedikalFizik Kongresi, 11-13 Kasım 1999, Ġzmir104

2. Orhun H., Dirican B., Tunçel N., Toy A., Akpınar D., Kızıldağ A.Ü. TLD(Termolüminesans dozimetri) kullanarak kan ıĢınlama cihazının doz dağılımıdeğerlendirmesi (Sayfa No. 171, Kongre Kitabı) IV. Ulusal Radyasyon OnkolojisiKongresi (UROK‟2000) 26- 29 Mart 2000, Bursa.3. Tunçel N., Toy A, Demiral A.N., Çetingöz R., Garipağaoğlu M. Ring ve ovoidaplikatörlerinin dozimetrik çalıĢmasının karĢılaĢtırılması. I.Ulusal Brakiterapi Kursu,12-12 Ocak 2001, Ġstanbul4. Toy A., Tunçel N., Demiral A.N., Koçak M., Vidinlioğlu H., Garipağaoğlu M.Jinekolojik brakiterapide farklı boyutta ovoid aplikatörler kullanarak yapılannormalizasyon tekniklerinin etkisi I.Ulusal Brakiterapi Kursu, 12-12 Ocak 2001,Ġstanbul5. Dalmaz M.G., Toy A., Kızıldağ A.Ü., Tunçel N., Vidinlioğlu H., GaripağaoğluM..Model bir interstisyel prostat brakiterapi çalıĢmasında (DVH) doz volümhistogram parametrelerinin karĢılaĢtırılması Modern Brakiterapi Teknikleri Kursu,11-13 Eylül 2001, Ġstanbul6. SimĢir V., ġimĢek T., Toy A., Dalmaz M.G., Kızıldağ A.Ü., TunçelN.,.Garipağaoğlu M. Vaka sunumu: tekrar etmiĢ endometrium kanserininIntersistiyal brakiterapi ile tedavisi. Modern Brakiterapi Teknikleri Kursu, 11-13Eylül 2001, Ġstanbul7. Toy A., Kızıldağ A.Ü, Demiral A.N, Vidinlioğlu H., Tunçel N., Kobalt -60tedavi cihazında alnadıĢı blokların profillere etkisi. (Sözel bildiri) VIII. UlusalMedikal Fizik Kongresi, 18-20 September 2001, Ġstanbul8. Kızıldağ A.Ü., Köseoglu F., Toy A., Tunçel N. Vajen Kafına ovoidlerle HDRbrakiterapi uygulanmasında,mesane ve rectum dozlarının frakiyonlararasındadeğiĢimi. VIII. Ulusal Medikal Fizik Kongresi, 18-20 September 2001, Ġstanbul9. Tunçel N., Kızıldağ A.Ü., Toy A., Ünal N. Port ve Simülasyon filmlerininelektronik ortamda karĢılaĢtırılması. VIII. Ulusal Medikal Fizik Kongresi, 18-20September 2001, Ġstanbul105

10. Yetim H., Toy A., Kızıldağ A.Ü., Vidinlioğlu H., Tunçel N. ġekillendirilmiĢElektron Alanlarının Bloklanma Oranına gore verimlerinin incelenmesi. VIII. UlusalMedikal Fizik Kongresi, 18-20 September 2001, Ġstanbul11. Toy A., Vidinlioğlu H., Kızıldağ A.Ü., Yetim H., Dalmaz G., Tunçel N.,Elektronik portal görüntüleme ve port filmlerin görüntü kalitesinin karĢılaĢtırılması.VIII. Ulusal Medikal Fizik Kongresi, 18-20 September 2001, Ġstanbul12. Hasçakır H., Toy A., Kızıldağ A.Ü., Vidinlioğlu H., Yetim H., Tunçel N. ElektaSLi 25 Linener Hızlandırıcı‟da sevis modundaki iki farklı özel limit grubundadozimetrik çalıĢma VIII. Ulusal Medikal Fizik Kongresi, 18-20 September 2001,Ġstanbul13. Toy A., Tunçel N., Kızıldağ A.Ü., Altun M. Elektron tedavisinde küçük çaplıdaire alanların problemi. V. Ulusal Radyasyon Onkolojisi Kongresi (UROK‟2002)20- 23 April 2002 Kusadasi, Ġzmir14. Tunçel N., Kızıldağ A.Ü., Toy A., Ünal N., Altun M. Tedavi alanıdoğrulamasında tedavi alanı doğrulamasında elektronik ortamda üst üste çakıĢtırmayöntemi. V. Ulusal Radyasyon Onkolojisi Kongresi (UROK‟2002) 20- 23 April2002 Kusadasi, Ġzmir15. Kızıldağ A.Ü., Tunçel N., Toy A., Altun. M. Yüksek doz hızlı brakiterapi içinkullanılan prostate templatelerin dozimetrik çalıĢması. V. Ulusal RadyasyonOnkolojisi Kongresi (UROK‟2002) 20- 23 April 2002 Kusadasi, Ġzmir16. Ataman F., Tunçel N., Demiral A.N., Tekeli E., Kızıldağ A.Ü., ġimĢir V., ToyA., Altun M. Kemoradyoterapi Uygulanan Pankreas Ve Mide Karsinomlu HastalardaBöbrek, Karaciğer Ve Medulla Spinalis Dozlarının Doz Volüm Histogramları (Dvh)Ġle değerlendirilmesi. V. Ulusal Radyasyon Onkolojisi Kongresi (UROK‟2002) 20-23 April 2002 Kusadasi, Ġzmir106

17. Tunçel N., Toy A., Kızıldağ A.Ü., Tügel S., Altun M. Radyasyona duyarlı üçfilm için dozimetrik inceleme. TFD 21. Ulusal Fizik Kongresi, 11-14 Eylül 2002,Isparta18. Tunçel N., Kızıldağ A.Ü., Toy A., Vidinlioglu H., Altun M. Co-60 teleterapicihazının teorik ve deneysel verim kontrolü. TFD 21. Ulusal Fizik Kongresi, 11-14Eylül 2002, Isparta19. Toy A., Tunçel N., Kızıldağ A.Ü., Vidinlioğlu H., OluĢturulan Kemik Yapı ileCo-60Tedavi cihazında yapılan ölçüm değerlendirmeleri.( 2003 Medikal fizik en iyiaraĢtırma ödülünü aldı). TFD 21. Ulusal Fizik Kongresi, 11-14 Eylül 2002, Isparta.20. Tunçel N., Kızıldağ A.Ü., Toy A., Garipağaoğlu M. Postoperatif vajen kafııĢınlamalarında hedef hacim değerlendirmesi için referans vajinal noktatanımlamasının gerekliliği21. Tunçel N., Toy A., Kızıldağ A.Ü. Kısmi Beyin IĢınlamalarının ICRU62önerilerine göre analizi22. Tunçel N., Kızıldağ A.Ü., Toy A. Üst Abdomen IĢınlamalarının ICRU 62tanımlarına göre analizi..23. Tunçel N., Kızıldağ A.Ü., Toy A. Tek Hemisferde sınırlı kranyel bölgesindekibeyin ıĢınlamalarında dual enerji kullanımın yeri24. Tunçel N, Toy A, Kızıldağ A.Ü. Postoparatif meme modalinde göğüs duvarınıntanjansiyel tekniği ile ıĢınlamasında uygulanan inhomojenite düzeltmesinin etkisi.25. Tunçel N, Toy A., Kızıldağ A.Ü. Supraklaviküler lenf nodu tedavisindedozimetrik incelemeye dayalı arka aksilla ıĢınlaması için ideal uygulama zamanıseçimi26. Tunçel N., Tügel S., Kızıldağ A.Ü., Toy A., Vidinlioğlu H., Yetim H.Konvansiyonel Port Film tekniğinde doğruluk ve kolaylık amaçlı kaset tutucu sistem.107

27. Tunçel N., Toy A., Kızıldağ A.Ü. Elektron Enerjilerinde inhomojenitedoğrulanması için TPS‟de hounsfield değerlerinin seçimi.28. Tunçel N., Vidinlioğlu H., Kızıldağ A.Ü., Yetim H. Toy A., Tügel S. ElektaSLi25 LINAC için üç yıllık günlük verim Stabiletisinin AraĢtırması29. Ġnal A., Danıel S., Nebelsky A., Bar-Deroma R., Kuten A., Haydaroğlu A.Yüksek enerji foton iĢinlamalarinda tedavi planlama sistemi(tps)‟nde değiĢikinhomojenite düzeltmeleri kullanilarak yapilan planlama ile deneysel ölçümlerindozimetrik karĢılaĢtırması. X.Ulusal Medikal Fizik Kongresi 4-6 Eylül 2005,Kayseri.30. Ġnal A., Haydaroğlu A., BölükbaĢı Y., Olacak N. Graves OftalmopatisiıĢınlamalarında kullanılan 3 farklı yöntemin karĢılaĢtırması. X.Ulusal Medikal FizikKongresi 4-6 Eylül 2005, Kayseri.31. Ġnal A., Haydaroğlu A., BölükbaĢı Y., Olacak N. Planlanan alan- tedavi alanıdoğrulamasında kullanılan 3 farklı portal görüntülemem yönteminin karĢılaĢtırılması.X.Ulusal Medikal Fizik Kongresi 4-6 Eylül 2005, Kayseri.32. Toy A., Tunçel N., Vidinlioğlu H., Kormalı S. Farklı Elektron EnerjileriyleYapılan Radyasyon Tedavisinde, Dikkate Alınması Gereken Ġnhomojen YapılarınDoz Dağılımları Üzerine Etkisi. 22.Ulusal Fizik Kongresi 14-17Eylül, 2004,Bodrum.33. Tunçel N., Ġnal A., Dündar E., Aksu G., Korcum A.F. Küçük alanlarda elektrondemetlerinin dozimetrik incelenmesi. XI. Ulusal Medikal Fizik Kongresi, 14-18Kasıml 2007, Antalya.34. Tunçel N., Ġnal A., Dündar E., KarakuĢ Ġ., Aksu G., Korcum A.F. Küçükalanlarda foton demetlerinin dozimetrik incelenmesi. XI. Ulusal Medikal FizikKongresi, 14-18 Kasıml 2007, Antalya.108

35. Tunçel N., Ġnal A., Dündar E., KarakuĢ Ġ., Vidinlioğlu H., Aksu G., Korcum A.F.Elekta Sli25 LINAC için 6 aylık günlük verin stabilitesi ve performans araĢtırması.XI. Ulusal Medikal Fizik Kongresi, 14-18 Kasıml 2007, Antalya.36. Tunçel N., Ġnal A., Dündar E., KarakuĢ Ġ., Aksu G., Korcum A.F. Nina Tunçel,Farklı elektron enerjileri ve alan boyutlarında uzatılmıĢ SSD‟ye bağlı verimdeğiĢiminin incelenmesi. XI. Ulusal Medikal Fizik Kongresi, 14-18 Kasıml 2007,Antalya.37. Gençel O., Tunçel N., Ġnal A., Dündar E., KarakuĢ Ġ., Aksu G., KorcumA.F..Hematit ve kolemanitli betonların radyasyon transmisyon özelliklerininaraĢtırılması. XI. Ulusal Medikal Fizik Kongresi, 14-18 Kasıml 2007, Antalya.Aldığı Ödüller1. Ulusal Medikal Fizik Kursu: Radyoterapi cihazlarında Kalite Kontrol; 24-26 Ekim2002, Antalya, Türkiye“ kurs düzenleme baĢarı plaketi.2. IX.Ulusal Medikal Fizik Kongresi 4-6 Eylül 2003. En iyi araĢtırmacıödülü.Edirne.Katıldığı Uluslararası Kurslar1. ESTRO Klinik radyoterapide fizik; 14-18 Nisan 2002 Ġzmir, Türkiye2. ESTRO Modern Brakiterapi Teknikleri Fiziği ,27-31 Mart 2001,Paris (Uluslararası Atom Enerjisi Kurumundan burslu)3. ESTRO Radyasyon Fiziği, 02-06 Mayıs 2004( Uluslararası Atom EnerjisiKurumundan burslu) Nice, Fransa.4. European Society of Therapeutic Radiology and Oncology (ESTRO) ”2D to 3D:imaging and radiotherapy planning, 27-29 May 2005, Ġzmir.109

Katıldığı Ulusal Kurslar1. Malign Olmayan Hastalıklarda Radyoterapi; 17-19 Mayıs 2001 Antalya, TürkiyeUlusal Medikal Fizik Kursu: Radyoterapi cihazlarında Kalite Kontrol; 24-26 Ekim2002, Antalya, Türkiye2. XI. Ulusal Medikal Fizik Radyoterapi, Radyoloji ve Nükleer tıp Kursu 14 Kasım2007, AntalyaKurs ve Kongre Düzenleme Deneyimi1. Ulusal Medikal Fizik Kursu: Radyoterapi cihazlarında Kalite Kontrol; 24-26Ekim 2002, Antalya, Türkiye2. Ulusal Medikal Fizik Kongresi, 14-18 Kasım 2007 Antalya XI (Genel Sekreter)Katıldığı eğitim programı1. ĠSRAĠL Rambam Üni. Rad. Onkolojisi A.D. 1 aylık geliĢmiĢ training program110