Χαρακτηρισμός Συστήματος In Vivo Δοσιμετρία Στην Ακτινοθεραπεία με χρήση Διόδων

Transcript

1 ΑΡΙΣΤΟΤΕΛΕΙΟ ΠΑΝΕΠΙΣΤΗΜΙΟ ΘΕΣΣΑΛΟΝΙΚΗΣ ΣΧΟΛΗ ΘΕΤΙΚΩΝ ΕΠΙΣΤΗΜΩΝ ΤΜΗΜΑ ΦΥΣΙΚΗΣ ΤΟΜΕΑΣ ΠΥΡΗΝΙΚΗΣ ΦΥΣΙΚΗΣ ΚΑΙ ΦΥΣΙΚΗΣ ΣΤΟΙΧΕΙΩΔΩΝ ΣΩΜΑΤΙΔΙΩΝ «ΘΕΑΓΕΝΕΙΟ» ΑΝΤΙΚΑΡΚΙΝΙΚΟ ΝΟΣΟΚΟΜΕΙΟ ΘΕΣΣΑΛΟΝΙΚΗΣ ΤΜΗΜΑ ΑΚΤΙΝΟΘΕΡΑΠΕΥΤΙΚΗΣ ΟΓΚΟΛΟΓΙΑΣ ΤΜΗΜΑ ΙΑΤΡΙΚΗΣ ΦΥΣΙΚΗΣ ΔΙΠΛΩΜΑΤΙΚΗ ΕΡΓΑΣΙΑ Χαρακτηρισμός Συστήματος In Vivo Δοσιμετρία Στην Ακτινοθεραπεία με χρήση Διόδων Γεώργιος Δ. Χατζηνικολάου Θεσσαλονίκη,

2 ΗΝ ΓΑΡ ΠΑΡΗ, ΦΙΛΑΝΘΡΩΠΙΗ, ΠΑΡΕΣΤΙ ΚΑΙ ΦΙΛΟΤΕΧΝΗ Γιατί όπου υπάρχει αγάπη για τον άνθρωπο, υπάρχει αγάπη για την επιστήμη Ιπποκράτης 2

3 Περίληψη Η in vivo δοσιμετρία χρησιμοποιείται στην ακτινοθεραπεία ως κομμάτι του προγράμματος διασφάλισης ποιότητας. Αποτελεί τη μόνη ανεξάρτητη μέθοδο ελέγχου της χορηγούμενης δόσης κατά τη διάρκεια της θεραπείας. Οι δίοδοι θεωρούνται κατάλληλοι για in vivo δοσιμετρία αρκεί να παρουσιάζουν κάποια αποδεκτά χαρακτηριστικά. Για να είναι εύκολη η κλινική τους χρήση θα πρέπει να παρουσιάζουν μικρό SVWAD, μικρό SVWT, μικρή εξάρτηση από το στιγμιαίο ρυθμό δόσης και γραμμικότητα με τη δόση. Για τη καλύτερη εκτίμηση των σφαλμάτων συνίσταται να έχουν μελετηθεί όλα τα χαρακτηριστικά των διόδων. Στην εργασία αυτή μελετήθηκε η απόκριση των διόδων T60010M και T60010H της PTW, για ενέργειες 6 και 18 MV. Αξιολογήθηκε η σταθερότητα του σήματος, η εγγενής σταθερότητα, και η γραμμικότητα των διόδων. Ένα από τα ιδιαίτερα χαρακτηριστικά των διόδων T60010M και Τ60010Η είναι ότι δεν είναι προ-ακτινοβολημένες. Οι δίοδοι βαθμονομήθηκαν για δόσεις εισόδου και η βαθμονόμηση έγινε ως προς θάλαμο ιονισμού. Καθώς η απόκριση των διόδων εξαρτάται από διάφορους παράγοντες, υπολογίστηκαν οι διορθωτικοί παράγοντες για τη γραμμικότητα, το μέγεθος του πεδίου, το SSD, γωνιακά φίλτρα και τη γωνιακή εξάρτηση. Τέλος πραγματοποιήθηκαν 18 μετρήσεις δόσης εισόδου σε 14 ασθενείς. Εννέα από αυτά ήταν περιστατικά μαστού, δύο του προστάτη, ένα τραχήλου μήτρας, ένα λάρυγγα και ένα ρινοφάρυγγα. Οι δίοδοι παρουσίασαν εξαιρετική σταθερότητα αφού δεν υπήρξε καμία μεταβολή του σήματος μετά από διέλευση τριών λεπτών από την ακτινοβόληση. Η επί τοις εκατό σχετική απόκλιση της εγγενής σταθερότητα όλων των διόδων ήταν 0,2% και θεωρείται αποδεκτή. Η ευαισθησία των διόδων δεν είναι γραμμικά ανάλογη με τη δόση, γεγονός που θα κάνει τη κλινική χρήση των διόδων πιο δύσκολη. Η μεταβολή της ευαισθησίας των διόδων με τη συσσωρευόμενη δόση και με τη θερμοκρασία θέλει διερεύνηση. Η μελέτη αυτή έδειξε την αξιοπιστία και τα πλεονεκτήματα της in vivo δοσιμετρίας με διόδους. Με τον υπολογισμό των σωστών διορθωτικών παραγόντων είναι δυνατή η επίτευξη μεγάλης ακρίβειας. Λέξεις Κλειδιά In Vivo Δοσιμετρία, Ακτινοθεραπεία, Δίοδοι ημιαγωγών, Βαθμονόμηση, Διορθωτικός παράγοντας, Διασφάλιση ποιότητας, PTW-T60010M, PTW-T60010H. 3

4 Abstract In vivo dosimetry has been shown to be a useful and essential tool of quality assurance programs in radiotherapy. It is the only independent way to check the overall accuracy of the radiotherapy treatment. In order to be used clinically for in vivo dosimetry, semiconductor diodes should exhibit specific characteristics. These are small SVWAD, small SVWT, dose linearity and small dose rate dependence. It is recommended that these characteristic are investigated thoroughly in order to evaluate the reason of the possible deviations. PTW diodes T60010M and T60010H where used in these report. Measurements where made with 6 and 18 MV photon beams. A number of tests where preformed to investigate some of the diodes properties. Those where intrinsic precision, stability, after irradiation and dose linearity. Diodes where calibrated against an ionization chamber for entrance dose measurements. Correction factors were calculated for dose linearity, field size, SSD, wedge and angular dependence. The in vivo dose was evaluated for 14 patients (18 fields). Nine of those patients were treated for breast, two for prostate, two for head and neck and one for cervix. The intrinsic precision obtained was 0,2% and was expectable. Dose stability 3 min after irradiation was found to be exceptional 0%. A dose non-linearity of 8% was found, which led to the need for correction. The mean standard deviation of all in vivo measurements was smaller than 3,6%. This study demonstrated the usefulness and high precision that can be obtained by diode in vivo dosimetry as part of a quality assurance program. Key words In vivo dosimetry, Radiotherapy, Radiation therapy, Semiconductor diodes, Calibration, Correction factor, Quality assurance, Τ60010M, T60010H. 4

5 ΕΥΧΑΡΙΣΤΙΕΣ Κατ αρχάς θα ήθελα να ευχαριστήσω την προϊσταμένη του τμήματος ιατρικής φυσικής Δρ. Άννα Μακρίδου για την ευκαιρία που μου έδωσε να πραγματοποιήσω την πρακτική μου άσκηση στο χώρο του Θ.Α.Ν.Θ άλλα και για την αρχική ιδέα αυτής της εργασίας. Θα ήθελα να γνωστοποιήσω την προσφορά του ακτινοφυσικού Μιχάλη Χατζημάρκου και να τον ευχαριστήσω για τον χρόνο που διέθεσε και τη καθοδήγηση που έδωσε για την υλοποίηση του προγράμματος. Θα ήθελα να ευχαριστήσω ιδιαίτερα τον φίλο μου και ακτινοφυσικό Δαμιανό Χριστοφίδη για την καθοδήγηση και τη βοήθεια του σε όλη τη φάση του προγράμματος. Είχε μεγάλη συνεισφορά στην υλοποίηση της εργασίας, συμμετείχε ενεργά στις μετρήσεις ενώ δημιούργησε και το πρόγραμμα υπολογισμού της δόσης. Θερμά ευχαριστώ και για τις συμβουλές που μου παρέχει για τη σταδιοδρομία μου. Ευχαριστίες θα ήθελα να εκφράσω στον επιβλέπων μου και επίκουρο καθηγητή κ. Στούλο Στυλιανό για την επιμέλεια της διπλωματικής εργασίας. Ιδιαίτερες ευχαριστίες απευθύνω στους τεχνολόγους ακτινοθεραπείας του Θ.Α.Ν.Θ για τη συνεργασία και τη προθυμία τους να δουλέψουν μαζί μας. Θα ήθελα να ευχαριστήσω όλο το προσωπικό του Θ.Α.Ν.Θ για την υπομονή και τον σεβασμό που έδειξαν απέναντι μου. Τέλος θα ήθελα να εκφράσω την ευγνωμοσύνη μου στους γονείς μου για την αμέριστη συμπαράσταση τους που μου επέτρεψε την επιτυχή διεκπεραίωση των σπουδών μου. 5

6 ΛΙΣΤΑ ΣΧΗΜΑΤΩΝ Εικόνα 1.1: Τα πολλαπλά στάδια της ακτινοθεραπείας. Πηγή WHO Radiotherapy Risk Profile Εικόνα 1.2: Στην εικόνα απεικονίζεται η έννοια του θεραπευτικού δείκτη Εικόνα 2.1: Σχηματική αναπαράσταση της μετατροπής των ενεργειακών σταθμών σε ζώνες κατά τον σχηματισμό του κρυσταλλικού στερεού Εικόνα 2.2: Απλοποιημένο ενεργειακό φάσμα ενός ημιαγωγού όπου φαίνονται οι ενεργειακές ζώνες και το απαγορευμένο ενεργειακό εύρος Eg Εικόνα 2.3: Πιθανά ενεργειακά διαγράμματα ενός κρυστάλλου Εικόνα 2.4: (α) Ενεργειακό φάσμα ενός ατόμου δέκτη. (β) Ενεργειακό φάσμα ενός ατόμου αποδέκτη...30 Εικόνα 2.5: Τομή μίας επαφής p-n Εικόνα 2.6: Η εικόνα απεικονίζει μία επαφή pn που λειτουργεί ως ανιχνευτής ακτινοβολίας Εικόνα 2.7: Μια απλουστευμένη αναπαράσταση της επανασύνδεσης των φορέων Εικόνα 2.8: Γωνιακή εξάρτηση κυλινδρικής και ημισφαιρικής διόδου Εικόνα 2.9: Τυπική εσωτερική διάταξη διόδων. Στις εικόνες βλέπουμε το διαφορετικό προσανατολισμό της επαφής pn στις δύο κατηγορίες διόδων Εικόνα 2.10: [Α] Πειραματική διάταξη για τη μέτρηση της δόσης εισόδου Εικόνα 3.1: Οι δίοδοι Τ60010Η (κόκκινη) και Τ60010Η (κίτρινη)...50 Εικόνα 3.2: Ο θάλαμος ιονισμού της PTW Εικόνα 3.3: Το δοσίμετρο MULTIDOS Τ Εικόνα 3.4: Τοποθέτηση του θαλάμου ιονισμού στο βάθος μέτρησης Εικόνα 3.5: Η διάταξη που χρησιμοποιήθηκε για τη βαθμονόμηση των διόδων Εικόνα 4.1: Σχετική απόκριση των διόδων 3 και 4 με τη δόση στα 6 MV. Στο διάγραμμα δίνεται και η σχετική απόκριση του Θ.Ι για σύγκριση

7 Εικόνα 4.2: Η σχετική απόκριση των διόδων 1 και 2 με τη δόση για τα 18 MV...61 Εικόνα 4.3: Οι διορθωτικοί παράγοντες για τη γραμμικότητα των διόδων Εικόνα 4.4: Η απόκριση των διόδων και του θαλάμου ιονισμού κανονικοποιημένη ως προς ισοδύναμο τετράγωνο πεδίο 10 x 10 cm Εικόνα 4.5: Κανονικοποιημένη απόκριση των διόδων και του θαλάμου ιονισμού στα 18 MV. Η κανονικοποίηση έχει γίνει ως προς ισοδύναμο τετράγωνο πεδίο 10 x 10 cm Εικόνα 4.6: Το γράφημα δείχνει τους διορθωτικούς παράγοντες για το μέγεθος του πεδίου...63 Εικόνα 4.7: Output factor για τα 6 MV Εικόνα 4.8: Output factor για τα 18 MV...64 Εικόνα 4.9: Κανονικοποιημένη απόκριση των διόδων 3, 4 στα 6 MV και των διόδων 1, 2 στα 18 MV...65 Εικόνα 4.10: Κανονικοποιημένη απόκριση του Θ.Ι. ως προς το SSD...65 Εικόνα 4.11 Διορθωτικοί παράγοντες για το SSD...65 Εικόνα 4.12: Κανονικοποιημένη απόκριση των διόδων 3, 4 και θαλάμου ιονισμού με τα wedge ΜU...66 Εικόνα 4.13: Κανονικοποιημένη απόκριση των διόδων 1 και 2 ως προς τα wedge MU για την ενέργεια των 18 MV Εικόνα 4.14: Διορθωτικοί παράγοντες για τη γωνιακή σφήνα. Αντί για τη γωνία του σφηνοειδούς φίλτρου χρησιμοποιήθηκε ο παράγοντας wedge MU...68 Εικόνα 4.15: Απόκριση των διόδων με τη γωνία για εγκάρσια και διαμήκη συμμετρία Εικόνα 4.16: Διορθωτικοί παράγοντες για εγκάρσια και διαμήκη συμμετρία Εικόνα 4.17: Διορθωτικοί παράγοντες για τη γωνία για αξονική συμμετρία στα 18 MV...69 Εικόνα 5.1: Η γραφική δείχνει τη θερμοκρασία της διόδου ως συνάρτηση του χρόνου επαφής των διόδων με το ομοίωμα...75 Εικόνα 5.2: Η διακύμανση της ευαισθησίας των διόδων ως συνάρτηση του ανοίγματος του κατευθυντήρα

8 ΑΚΡΩΝΥΜΙΑ WHO TCP NTCP 3D-CRT IMRT IGRT MOSFET TLD EPID Θ.Α.Ν.Θ ESTRO AAPM SSD SVWAD SVWT FOF RDF Θ.Ι OAR MLC MU World Health Organization Tumor Control Probability Normal Tissue Complication Probability Three Dimensional Conformal Radiation Therapy Intensity Modulated Radiation Therapy Image Guided Radiation Therapy Metal Oxide Semiconductor Field-Effect Transistor Thermoluminescent Dosimeter Electronic Portal Imaging Device Θεαγένειο Αντικαρκινικό Νοσοκομείο Θεσσαλονίκης European Society For Radiotherapy and Oncology American Association of Physicists in Medicine Source to Surface Distance Sensitivity Variation With Accumulated Dose Sensitivity Variation With Temperature Field Output Factor Relative Dose Factor Θάλαμος Ιονισμού Organ At Risk Multi Leaf Collimator Monitor Unit 8

9 Περιεχόμενα Περίληψη... 3 Abstract... 4 ΕΥΧΑΡΙΣΤΙΕΣ... 5 ΛΙΣΤΑ ΣΧΗΜΑΤΩΝ... 6 ΑΚΡΩΝΥΜΙΑ... 8 ΘΕΩΡΗΤΙΚΟ ΜΕΡΟΣ ΚΕΦΑΛΑΙΟ ΕΙΣΑΓΩΓΗ ΑΚΤΙΝΟΘΕΡΑΠΕΙΑ ορισμός Σκοπός της ακτινοθεραπείας Θεραπευτικός δείκτης Διαχείριση ρίσκου και διασφάλιση ποιότητας στην ακτινοθεραπεία In vivo Δοσιμετρία Αντικείμενο της εργασίας Συνεισφορά Περιορισμοί της εργασίας ΚΕΦΑΛΑΙΟ Η ΦΥΣΙΚΗ ΤΩΝ ΔΙΟΔΩΝ ΠΥΡΙΤΙΟΥ ΠΟΥ ΧΡΗΣΙΜΟΠΟΙΟΥΝΤΑΙ ΩΣ ΑΝΙΧΝΕΥΤΕΣ ΑΚΤΙΝΟΒΟΛΙΑΣ Εισαγωγή ΑΡΧΗ ΤΗΣ ΜΕΘΟΔΟΥ Ημιαγωγοί Ημιαγωγοί προσμίξεων Επαφή p-n ή η δίοδός ως ανιχνευτής ακτινοβολίας Επανασύνδεση Βασικά χαρακτηριστικά των διόδων που εξαρτώνται από την επαφή pn

10 2.3.1 Εξάρτηση από το στιγμιαίο ρυθμό δόσης / εξάρτηση από τη δόση ανά παλμό / SSD εξάρτηση [12, 16] Μεταβολή της ευαισθησίας με τη συσσωρευόμενη δόση Μεταβολή της ευαισθησίας με τη θερμοκρασία Σύγκριση p τύπου και n τύπου Παράμετροι που εξαρτώνται από την κατασκευή της διόδου Εξάρτηση από την ενέργεια Εξάρτηση από το μέγεθος του πεδίου Μείωση της δόσης κάτω από τη δίοδο Κάλυμμα ανοικοδόμησης /προσαύξησης (Build up cap) Κλινικές εφαρμογές και μεθοδολογία Δόση Εισόδου Δόση εξόδου Δόση στόχου και δόση στη μεσοκάθετο Βαθμονόμηση των διόδων για δόση εισόδου Διορθωτικοί παράγοντες Υπολογισμός της δόσης ΠΕΙΡΑΜΑΤΙΚΟ ΜΕΡΟΣ ΚΕΦΑΛΑΙΟ ΜΕΘΟΔΟΙ ΚΑΙ ΥΛΙΚΑ Εισαγωγή ΥΛΙΚΑ Μονάδες τηλεθεραπείας Δίοδοι Θάλαμος ιονισμού Ηλεκτρόμετρο Ομοίωμα ( Phantom) ΜΕΘΟΔΟΙ

11 3.3.1 Έλεγχος των διόδων- Precalibration test Βαθμονόμηση των διόδων για δόσεις εισόδου Παράγοντας βαθμονόμησης δόσης εισόδου Διορθωτικοί Παράγοντες Διορθωτικοί παράγοντες για το μέγεθος του πεδίου Διορθωτικοί παράγοντες για το SSD Διορθωτικοί παράγοντες για την σφήνα Διορθωτικοί παράγοντες για τη γωνιακή εξάρτηση Διορθωτικοί παράγοντες για την γραμμικότητα των διόδων με την δόση In Vivo Δοσιμετρία Αρχική προετοιμασία Υπολογισμός της πειραματικής δόσης Υπολογισμός της θεωρητικής δόσης Μέτρηση δόσης ασθενών ΚΕΦΑΛΑΙΟ ΑΠΟΤΕΛΕΣΜΑΤΑ Ελεγχοι επιβεβαίωσης Πίνακας 4.5 : Οι παράγοντες βαθμονόμησης Διορθωτικοί παράγοντες Διορθωτικοί παράγοντες για τη γραμμικότητα ΔΙΟΡΘΩΤΙΚΟΙ ΠΑΡΑΓΟΝΤΕΣ ΓΙΑ ΤΟ ΜΕΓΕΘΟΣ ΤΟΥ ΠΕΔΙΟΥ Διορθωτικοί παράγοντες για το output factor Διορθωτικοί παράγοντες για το SSD Διορθωτικοί παράγοντες για σφηνοειδή φίλτρα Διορθωτικοί παράγοντες για τη γωνία ΚΕΦΑΛΑΙΟ ΣΥΖΗΤΗΣΗ Προκαταρκτικοί έλεγχοι

12 5.2 Παράγοντες Βαθμονόμησης Διορθωτικοί παράγοντες Διορθωτικός παράγοντας για τη γραμμικότητα Διορθωτικός παράγοντας για το μέγεθος του πεδίου Διορθωτικοί παράγοντες για το SSD Διορθωτικοί παράγοντες για σφηνοειδή φίλτρα Διορθωτικοί παράγοντες για τη γωνία Φόρτος Εργασίας In vivo δοσιμετρία ΣΥΜΠΕΡΑΣΜΑΤΑ Μελλοντική έρευνα ΑΝΑΦΟΡΕΣ ΒΙΒΛΙΟΓΡΑΦΙΑ ΠΑΡΑΡΤΗΜΑΤΑ ΠΑΡΑΤΗΜΑ Ι ΣΥΣΤΗΜΑ ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΑΣ ΘΑΛΑΜΟΥ ΙΟΝΙΣΜΟΥ ΠΑΡΑΡΤΗΜΑ ΙΙ ΒΑΣΙΚΕΣ ΠΑΡΑΜΕΤΡΟΙ ΑΚΤΙΝΟΒΟΛΗΣΕΩΣ ΜΕ ΔΕΣΜΕΣ ΦΩΤΟΝΙΩΝ ΠΑΡΑΤΗΜΑ ΙΙΙ IAEA TRS ΠΡΟΣΔΙΟΡΙΣΜΟΣ ΑΠΟΡΡΟΦΟΥΜΕΝΗΣ ΔΟΣΗΣ ΣΤΗΝ ΑΚΤΙΝΟΘΕΡΑΠΕΙΑ ΔΕΣΜΗΣ ΦΩΤΟΝΙΩΝ ΥΨΗΛΗΣ ΕΝΕΡΓΕΙΑΣ Το πρωτόκολλο TRS-398 της ΙΑΕΑ ΠΑΡΑΤΗΜΑ IV ΣΧΕΔΙΑΣΜΟΣ ΘΕΡΑΠΕΙΑΣ ΠΑΡΑΤΗΜΑ V ΕΙΚΟΝΕΣ

13 ΘΕΩΡΗΤΙΚΟ ΜΕΡΟΣ 13

14 ΚΕΦΑΛΑΙΟ 1 ΕΙΣΑΓΩΓΗ Κάθε ασθενής με καρκίνο πρέπει να έχει πρόσβαση στη καλύτερη δυνατή περίθαλψη ανεξαρτήτως γεωγραφικών, οικονομικών, πολιτιστικών περιορισμών. Περίθαλψη κατώτερη των προσδοκιών θα έχει αρνητική έκβαση για τον ασθενή, με αντίκτυπο τόσο στον ασθενή όσο και στην κοινωνία. Blue Book 1.1 ΑΚΤΙΝΟΘΕΡΑΠΕΙΑ ορισμός Η ακτινοθεραπεία είναι η χρήση ιοντίζουσας ακτινοβολίας για την αντιμετώπιση των κακοήθων νεοπλασιών. Σαν ιατρική δραστηριότητα γεννήθηκε στις αρχές του 20 ου αιώνα λίγα χρόνια μετά την ανακάλυψη των ακτίνων X από τον Roentgen το 1895 και της ραδιενέργειας από τον Becquerel το Η ακτινοθεραπεία αποτελεί μία από τις κυριότερες μεθόδους θεραπευτικής αντιμετώπισης του καρκίνου. Οι άλλες είναι η χειρουργική και η χημειοθεραπεία. Εκτιμάτε ότι περισσότερο από τους μισούς ασθενείς με διάγνωση καρκίνου υποβάλλονται σε κάποια φάση της θεραπείας τους σε ακτινοθεραπεία δεσμών [1]. Στα 2/3 των ασθενών αυτών η ακτινοθεραπεία χορηγείται με στόχο την ίαση (ριζική) είτε αμιγώς είτε σε συνδυασμό με χειρουργική ή/ και χημειοθεραπεία. Σε μία χώρα όπως τη Μεγάλη Βρετανία υπολογίζεται ότι η τοπική θεραπεία, που περιλαμβάνει χειρουργική ή/και ακτινοθεραπεία επιφέρει την ίαση στο 40% των ασθενών [2]. Η ακτινοθεραπεία κατέχει πολύ σημαντική θέση στην ανακούφιση ή /και 14

15 στην πρόληψη συμπτωμάτων που προέρχονται από νεοπλασματική νόσο (παρηγορική ακτινοθεραπεία). Είναι μία ιδιαίτερα περίπλοκη μορφή θεραπείας και απαιτεί την κατανόηση αρχών της ακτινοφυσικής, της ραδιοβιολογίας, ακτινοπροστασίας, δοσιμετρίας, σχεδιασμού θεραπείας, εξομοίωσης και αλληλεπίδρασης της ακτινοθεραπείας με άλλες θεραπευτικές μεθόδους. Τα κυριότερα επαγγέλματα υγείας που έχουν το ρόλο της εφαρμογής της ακτινοθεραπείας είναι ο ογκολόγος ακτινοθεραπευτής, ακτινοφυσικός (ιατρικός φυσικός) και ο τεχνολόγος ακτινοθεραπευτής. Ο σχεδιασμός και η εφαρμογή της ακτινοθεραπείας απαιτεί την άψογη συνεργασία των τριών ειδικοτήτων. Η εικόνα 1.1 αναπαριστάνει τα πολλαπλά στάδια της ακτινοθεραπείας. Υπάρχουν τρεις τρόποι με τους οποίους γίνεται χρήση των ιοντίζουσων ακτινοβολιών στην ακτινοθεραπεία: i. με την χρήση εξωτερικών δεσμών ιοντίζουσων ακτινοβολιών, ii. iii. με την χρήση κλειστών πηγών (ιοντίζουσων ακτινοβολιών) που τοποθετούνται στο σώμα του ασθενούς (βραχυθεραπεία) και τέλος με την χρήση ανοικτών πηγών, δηλαδή ραδιενεργών ουσιών που χορηγούνται στους ασθενείς. Εικόνα 2.1: Τα πολλαπλά στάδια της ακτινοθεραπείας. 15

16 1.1.2 Σκοπός της ακτινοθεραπείας Επειδή τα καρκινικά κύτταρα βρίσκονται μέσα σε υγιή ιστό ή/και έχουν διασπαρθεί σε γειτονικούς ιστούς, η ακτινοβόληση μη καρκινικών ιστών και οργάνων είναι αναπόφευκτη. Στόχος της ακτινοθεραπείας είναι η χορήγηση όσο το δυνατόν υψηλότερης δόση στους καρκινικούς ιστούς με σκοπό να επιτευχθεί η μέγιστη πιθανότητα ελέγχου της αναπτύξεως των καρκινικών κυττάρων (Tumor Control Probability-TCP) με την ελάχιστη δυνατή βλάβη των φυσιολογικών ιστών (Normal Tissue Complication Probability-NTCP). Επομένως η δόση στους καρκινικούς όγκους καθορίζεται από τη μέγιστη δόση που επιτρέπει τον τοπικό έλεγχο του καρκινικού όγκου χωρίς την εμφάνιση επιπλοκών από τους ακτινοβολούμενους υγιείς ιστούς Θεραπευτικός δείκτης Όπως αναφέραμε παραπάνω η αποτελεσματικότητα μίας θεραπευτικής μεθόδου εξαρτάται από δύο εξίσου σημαντικές παραμέτρους: την ανταπόκριση του όγκου και την αντίδραση του φυσιολογικού ιστού. Ένα μέτρο της αποτελεσματικότητας της θεραπευτικής μεθόδου είναι ο θεραπευτικός δείκτης που ορίζεται ως ο λόγος της απόκρισης του καρκινικού όγκου προς την απόκριση (βλάβη) των υγιών ιστών. Όταν συγκρίνεται η αποτελεσματικότητα δύο θεραπειών Α και Β ο θεραπευτικός δείκτης ορίζεται ως: THERAPEUTI C RATIO TCP( NTCP( ) / TCP( ) ) / NTCP( ) (1.1) Όπου TCP αντιστοιχεί στην πιθανότητα τοπικού ελέγχου (Tumor Control Probability) του όγκου και NTCP (Normal Tissue Complication) πιθανότητα επιπλοκών υγιών ιστών. Κάθε επιτυχημένη θεραπεία στηρίζεται σε ένα συγκεκριμένο θεραπευτικό δείκτη ο οποίος περιγράφει την ευαισθησία του καρκίνου στην ακτινοβολία σε αναλογία με την ευαισθησία των υγιή κυττάρων. Αυτή η κυτταρική συμπεριφορά ή αλλιώς κυτταρική αντίδραση (tissue response) στην ακτινοβολία περιγράφεται από σιγμοειδής καμπύλες που ονομάζονται καμπύλες αντίδρασης δόσης (dose response curves). Δηλαδή η πιθανότητας ελέγχου ενός συγκεκριμένου νεοπλάσματος συναρτήσει της δόσης αλλά και η πιθανότητα αντίδρασης των φυσιολογικών ιστών σε σχέση με τη δόση περιγράφεται από μία σιγμοειδής καμπύλη (εικόνα 1.2). 16

17 Εικόνα 1.3: Στην εικόνα απεικονίζεται η έννοια του θεραπευτικού δείκτη. (Α) Οι καμπύλες απόκρισης αναπαριστάνουν μία κατάσταση στην οποία ο θεραπευτικός δείκτης είναι επιθυμητός γιατί η καμπύλη απόκρισης του καρκίνου βρίσκεται αριστερά της καμπύλης απόκρισης των υγειών ιστών. Όσο μεγαλύτερη είναι η απόκλιση των δυο καμπυλών τόσο πιο ακτινοθεραπεύσιμος είναι και ο όγκος. (Β) ο θεραπευτικός δείκτης δεν είναι επιθυμητός. Για κακοήθεις όγκους η σιγμοειδής δίνεται από μία σχέση της μορφής TCP exp[ N0 exp( ad D 2 )] (1.2) Οι παράμετροι α, β περιγράφουν την αντίδραση διαφορετικών κυττάρων στην ακτινοβολία, N 0 ο αρχικός αριθμός των καρκινικών κυττάρων και D η δόση. Για υγιή κύτταρα η σιγμοειδής καμπύλη είναι πιο περίπλοκη και υπάρχουν διάφορα μοντέλα που περιγράφουν την πιθανότητα επιπλοκών στα υγιή κύτταρα (NTCP). Για να καθοριστεί η δόση που θα πάρει ένας ασθενής θα πρέπει να γίνει σύγκριση των δύο καμπυλών TCP και NTCP και να εκτιμηθεί η σχετική τους θέση. Χορήγηση χαμηλών δόσεων μπορεί να οδηγήσουν στην εμφάνιση υποτροπής ενώ χορήγηση υψηλών δόσεων μπορεί να οδηγήσει στην εμφάνιση επιπλοκών στους υγιείς ιστούς. Για να θεωρηθεί επωφελής μια θεραπεία θα πρέπει η καμπύλη της πιθανότητας ελέγχου του καρκίνου να είναι στα αριστερά της καμπύλης πιθανότητας επιπλοκών των υγιή ιστών και σε όσο το δυνατόν μεγαλύτερη απόσταση. Ο θεραπευτικός δείκτης εκφράζει αυτή την απόσταση. Μπορούμε να μεταβάλλουμε τον θεραπευτικό λόγο βελτιώνοντας το αποτέλεσμα της θεραπείας και αυξάνοντας την πιθανότητα να ελέγξουμε τον καρκίνο. Η βελτίωση του θεραπευτικού δείκτη επιτυγχάνεται με κατάτμηση της δόσης και με την ανάπτυξη νέων τεχνικών όπως Τρισδιάστατης Σύμμορφης Ακτινοθεραπείας 3D-CRT (3D Conformal Radiotherapy), Ακτινοθεραπεία με Διαμορφωμένη Ένταση (IMRT Intensity Modulated Radiotherapy, IGRT (Image Guided Radiotherapy), που στοχεύουν στην βελτίωση του 17

18 θεραπευτικού δείκτη μέσω του καλύτερου εντοπισμού του όγκου, καλύτερης κατανομής της δόσης και βελτίωση της αξιοπιστίας της θεραπείας Διαχείριση ρίσκου και διασφάλιση ποιότητας στην ακτινοθεραπεία Η ακτινοθεραπεία στη σημερινή της μορφή είναι μία εξαιρετικά πολύπλοκη και πολλαπλών σταδίων θεραπεία που απαιτεί τη συνεργασία πολλών διαφορετικών ειδικοτήτων. Η υιοθέτηση νέων τεχνικών, η χρήση πολύπλοκων λογισμικών σχεδιασμού και η χρήση σύγχρονων γραμμικών επιταχυντών για την θεραπεία, έχει αυξήσει σε μεγάλο βαθμό την πολυπλοκότητα και κατά συνέπεια την ανάγκη για ακρίβεια της όλης διαδικασίας. Για να επιτευχθεί ο μέγιστος δυνατός έλεγχος του καρκίνου με τις λιγότερες δυνατόν επιπλοκές, απαιτείται μεγάλη ακρίβεια σε κάθε στάδιο της. Η διαχείριση του ρίσκου και της επικινδυνότητας πρέπει να λαμβάνεται σοβαρά υπόψη και η απόκλιση στη δόση πρέπει να περιορίζονται στο 5 % της χορηγούμενης δόσης (ICRU report 24) [3]. Σε μερικές περιπτώσεις η απαιτούμενη ακρίβεια στη χορηγούμενη δόση μπορεί να είναι και μικρότερη (μέχρι και 3,5 %) [4]. Οι κλινικές απαιτήσεις για ακρίβεια προέρχονται από την κλίση των καμπυλών δόσηςαντίδρασης (εικόνα 1.2). Και οι δύο καμπύλες πρέπει να ληφθούν σοβαρά υπόψη κατά το σχεδιασμό της θεραπείας. Μικρή απόκλιση από τη χορηγούμενη δόση μπορεί να μειώσει τη πιθανότητα ελέγχου του όγκου ή να αυξήσει τη πιθανότητα για ανεπιθύμητες αντιδράσεις των φυσιολογικών ιστών, ανάλογα με τη σχετική του θέση στο διάγραμμα της εικόνας 2. Πέρα από την συνολική ακρίβεια που απαιτείται στην απορροφούμενη δόση, απαιτείται και ακρίβεια στην κατανομή της δόσης στην περιοχή-στόχος, αφού αποκλίσεις από την επιθυμητή κατανομή μπορούν να έχουν επίπτωση στο τελικό αποτέλεσμα της θεραπείας. Εκτός της ακρίβειας στη δόση απαιτείται και η γεωμετρική ακρίβεια της θεραπευτικής αγωγής. Οι γεωμετρικές αβεβαιότητες οφείλονται σε διάφορους παράγοντες όπως στις προδιαγραφές του μηχανήματος θεραπείας, στην τοποθέτηση του ασθενή, στην κίνηση του ασθενή ή εσωτερικών οργάνων κατά τη θεραπεία, ακόμη και αλλαγές στην ανατομία του ασθενή. Εκτιμάται ότι η συνιστώμενη γεωμετρική ακρίβεια πρέπει να είναι 4-5 mm. Σφάλματα στην ακτινοθεραπεία έχουν οδηγήσει σε υποτροπή της ασθένειας, σε ανεπιθύμητες αντιδράσεις υγιών οργάνων, σε δερματικές αντιδράσεις ακόμη και στην καρκινογένεση. Επομένως είναι αναγκαία η ύπαρξη ενός προγράμματος διασφάλισης ποιότητας που να ελαχιστοποιεί την πιθανότητα ύπαρξης σφαλμάτων και να εξασφαλίζει την ασφαλή διεξαγωγή της θεραπείας. 18

19 Ως διασφάλιση της ποιότητας στην ακτινοθεραπεία ορίζονται όλες οι διαδικασίες που διασφαλίζουν τη συνέπεια και την ασφαλή ολοκλήρωση της ιατρικής περίθαλψης έχοντας ως στόχο την ακρίβεια στη χορηγούμενη δόση, την ελάχιστη δυνατή ακτινοβόληση των φυσιολογικών ιστών, την ελάχιστη έκθεση του προσωπικού καθώς και επαρκή παρακολούθηση του ασθενή ώστε να προσδιορίζεται το τελικό αποτέλεσμα της θεραπείας. Στην ακτινοθεραπεία η διασφάλιση της ποιότητας πρέπει να γίνεται για όλο το φάσμα της θεραπείας και να πρέπει να αφορά όλο το εμπλεκόμενο προσωπικό. 1.2 IN VIVO ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΑ Με βάση τα παραπάνω είναι σημαντικό και ίσως επιβεβλημένο να γίνεται ένας τελικός έλεγχος της χορηγούμενης δόσης κατά τη διάρκεια της θεραπείας. Η in vivo δοσιμετρία χρησιμοποιείται στην ακτινοθεραπεία τα τελευταία χρόνια ως ένας επιπλέον έλεγχος ποιότητας και είναι η μοναδική μέθοδος που μπορεί να ελέγξει το συνολικό αποτέλεσμα της θεραπείας. Όταν εφαρμοστεί νωρίς στη θεραπεία μπορεί να εντοπίσει κυρίως μεγάλα σφάλματα που έχουν παραληφθεί κατά τους προηγούμενους επιμέρους ελέγχους ή να διαβεβαιώσει ότι η θεραπεία έγινε σωστά και μέσα σε κάποια προ καθορισμένα όρια ανοχής (tolerance levels). Το ποσοστό σφαλμάτων με μικρή ή σοβαρή επίπτωση στην υγεία του ασθενή είναι μικρό (μικρότερο του 1% παγκοσμίως [5] και 0,002% για τις Η.Π.Α [6]). Επιπλέον πολλά νοσοκομεία εφαρμόζουν τα δικά τους προγράμματα ασφαλείας με επιμέρους ανεξάρτητους ελέγχους ποιότητας. Ωστόσο σφάλματα στην ακτινοθεραπεία συμβαίνουν και μάλιστα έχουν οδηγήσει σε θνησιμότητα. (Παναμάς , Επινάλ Γαλλίας , Γλασκώβη 2006). Παρόλο που υπάρχει αρκετή διαμάχη γύρω από την αποτελεσματικότητα της in vivo δοσιμετρίας (medical physics web, 28 Οκτ. 2009) η ασφάλεια των ασθενών και η διαρκής βελτίωση της ποιότητας των υπηρεσιών της ακτινοθεραπείας πρέπει να είναι η προτεραιότητα της ιατρικής κοινότητας. Για το λόγο αυτό η WHO, η ESTRO, η AAMP αλλά και πολύ άλλοι οργανισμοί συστήσουν την εφαρμογή in vivo προγραμμάτων. Ανιχνευτές in vivo δοσιμετρίας Υπάρχουν πολλοί διαθέσιμοι ανιχνευτές in vivo δοσιμετρίας. Γενικά ταξινομούνται σε τρεις κατηγορίες: σημειακούς ανιχνευτές που μετράνε τη δόση σε ένα συγκεκριμένο σημείο, όπως ανιχνευτές αλινίνης, δίοδοι, MOSFET (Metal Oxide Semiconductor Field-Effect Transistor) και TLD (Thermoluminescent Dosimeter). 19

20 Δυσδιάστατους ανιχνευτές που μετράνε την κατανομή της δόσης σε ένα επίπεδο, όπως τα κανονικά και ραδιοχρωμικά φιλμ, EPID (Electronic Portal Imaging Device). Τρισδιάστατους ανιχνευτές όπως δοσίμετρα ζελατίνης που χρησιμοποιούνται στην ακτινοθεραπεία διαμορφωμένης έντασης (IMRT). Οι πιο διαδεδομένοι ανιχνευτές είναι οι TLD και οι δίοδοι, ενώ τα τελευταία χρόνια έχει γίνει στροφή στα EPID για in vivo δοσιμετρία. Εξαιτίας των πλεονεκτημάτων που προσφέρουν οι δίοδοι έναντι των υπόλοιπων ανιχνευτών φαίνεται να είναι η πιο κοινή επιλογή ανάμεσα στα τμήματα που εφαρμόζουν in vivo προγράμματα ΑΝΤΙΚΕΙΜΕΝΟ ΤΗΣ ΕΡΓΑΣΙΑΣ Στην εργασία αυτή παρουσιάζεται η μεθοδολογία εφαρμογής ενός προγράμματος in vivo δοσιμετρίας με διόδους που έχει ως στόχο την μέτρηση και την επαλήθευση της απορροφούμενης δόσης σε ασθενείς που δέχονταν σύμμορφη τρισδιάστατη ακτινοθεραπεία. Με δεδομένο τον μεγάλο αριθμό ασθενών το πρόγραμμα θα έπρεπε να είναι αξιόπιστο και εύκολο στην εφαρμογή ελαχιστοποιώντας παράλληλα το φόρτο εργασίας του προσωπικού και το χρόνο παραμονής των ασθενών στο δωμάτιο θεραπείας. Η βαθμονόμηση των διόδων και ο υπολογισμός των διορθωτικών παραγόντων έγινε βάσει των οδηγιών της ESTRO (European Society of Therapeutic Radiology and Oncology) και της AAMP (American Association of Physicist in Medicine) Συνεισφορά Η συνεισφορά της εργασίας συνοψίζεται ως εξής: Σχεδιασμός και εφαρμογή για πρώτη φορά πρόγραμμα in vivo δοσιμετρίας στο Θ.Α.Ν.Θ. Μελέτη βασικών χαρακτηριστικών των διόδων Βαθμονόμηση και υπολογισμός διορθωτικών παραγόντων. Δημιουργία προγράμματος στο EXCEL ΜS για των υπολογισμό της αναμενόμενης δόσης Δόθηκαν κατευθύνσεις για μελλοντική συνέχιση ενός προγράμματος in vivo δοσιμετρίας Περιορισμοί της εργασίας Η εργασία περιορίζεται στη μέτρηση δόσεων εισόδου για δέσμες φωτονίων. Δεν πραγματοποιήθηκαν μετρήσεις σε ηλεκτρόνια. Κατά την εργασία δεν ήταν γνωστά όλα τα χαρακτηριστικά των διόδων που χρησιμοποιήθηκαν. Συγκεκριμένα δεν μελετήθηκε: η εξάρτηση από την ενέργεια 20

21 η εξάρτηση από τη συσσωρευόμενη δόση (SVWAD) η εξάρτηση από τη θερμοκρασία (SVWT) η εξάρτηση από το ρυθμό δόσης η αλλοίωση της δόσης κάτω από τις δίοδοι το ισοδύναμο κάλυμμα ανοικοδόμησης των διόδων ή ισοδύναμο βάθος σε νερό του σημείου μέτρησης Επιπλέον δεν πραγματοποιήθηκε μεγάλος αριθμός in vivo μετρήσεων για τη διεξαγωγή αξιόπιστων συμπερασμάτων για την μακρόχρονη απόδοση των διόδων της PTW και της ασφάλειας της ακτινοθεραπευτικής αγωγής. 21

22 ΚΕΦΑΛΑΙΟ 2 Η ΦΥΣΙΚΗ ΤΩΝ ΔΙΟΔΩΝ ΠΥΡΙΤΙΟΥ ΠΟΥ ΧΡΗΣΙΜΟΠΟΙΟΥΝΤΑΙ ΩΣ ΑΝΙΧΝΕΥΤΕΣ ΑΚΤΙΝΟΒΟΛΙΑΣ 2.1 ΕΙΣΑΓΩΓΗ Οι δίοδοι επαφής pn πρωτοκατασκευάστηκαν τη δεκαετία του 40 και άρχισαν να χρησιμοποιούνται ως ανιχνευτές ακτινοβολίας τη δεκαετίας του 60[7, 8]. Κλινικά άρχισαν να χρησιμοποιούνται για την εξακρίβωση της δόσης σε ασθενείς που δέχονταν ακτινοθεραπεία, στις αρχές τις δεκαετίας του 80 (Dixon 1982)[9, 10]. Οι G. Rikner και E. Grusell ήταν από τους πρώτους που μελέτησαν τα χαρακτηριστικά των διόδων και τις διαφορές τους με τους θαλάμους ιονισμού. Η πυκνότητα του πυριτίου και η μικρή μέση ενέργεια που απαιτείται για τη δημιουργία ζευγών φορέων επιτρέπουν τη δημιουργία εύκολα ανιχνεύσιμου ρεύματος από πολύ μικρό όγκο πυριτίου. Σε σύγκριση με τον θάλαμο ιονισμού οι δίοδοι Si παρουσιάζουν φορές μεγαλύτερη ευαισθησία (συλλεγόμενο φορτίο ανά μονάδα δόσης) για τον ίδιο όγκο. Η μεγάλη ευαισθησία επιτρέπει τη χρήση πολύ μικρών ανιχνευτών πετυχαίνοντας μεγάλη χωρική ευκρίνεια. Άλλα βασικά πλεονεκτήματα είναι η άμεση ανάγνωση της μέτρησης επιτρέποντας τον επιτόπου έλεγχο της δόσης, η εξαιρετική επαναληψιμότητα, η μηχανική ανθεκτικότητα και η εύκολη χρήση. Οι παραπάνω ιδιότητας καθιέρωσαν τη χρήση των διόδων ως σχετικά δοσίμετρα. Ωστόσο όπως και με άλλους ανιχνευτές υπάρχουν κάποιοι περιορισμοί που οφείλονται κυρίως στις διεργασίες παραγωγής και συλλογής φορτίων μέσα στους ημιαγωγούς. Τα βασικότερα μειονεκτήματα των διόδων είναι η εξάρτηση της ευαισθησίας (ορισμένη ως συλλεγόμενο φορτίο αν μονάδα δόσης) από το ρυθμό δόσης, τη συσσωρευόμενη δόση, την ενέργεια και τη θερμοκρασία. Ένας αριθμός ιδιοτήτων κλινικού ενδιαφέροντος σχετίζονται με αυτά τα χαρακτηριστικά όπως για παράδειγμα η μεταβολή της ευαισθησίας με την απόσταση πηγής δέρματος SSD (Source to Surface Distance), το μέγεθος του πεδίου και την παρουσία 22

23 μηχανισμών διαμόρφωσης της δέσμης. Συνεπώς μαζί με τη βαθμονόμηση κάτω από συνθήκες αναφοράς απαιτείται ο υπολογισμός διορθωτικών παραγόντων για να προσδιοριστεί η δόση για τις διάφορες κλινικές συνθήκες. Εάν η βαθμονόμηση γίνεται σε τακτικά χρονικά διαστήματα και όλοι οι διορθωτικοί παράγοντες έχουν υπολογιστεί, η ακρίβεια στην προσδιοριζόμενη δόση στο σημείο ενδιαφέροντος, σε σχέση με τη προσδιοριζόμενη δόση με θάλαμο ιονισμού μπορεί να είναι της τάξης του 1,5% (1SD). 2.2 ΑΡΧΗ ΤΗΣ ΜΕΘΟΔΟΥ Ημιαγωγοί Σε ένα μεμονωμένο άτομα τα ηλεκτρόνια βρίσκονται γύρω από τον πυρήνα και οι ενέργειες τους είναι κβαντισμένες, δηλαδή μπορούν να πάρουν μόνο διακριτές τιμές Ε n (n = 1, 2,..). Στην εικόνα 2.1 φαίνεται το ενεργειακό φάσμα ενός μεμονωμένου ατόμου αποτελούμενου από δύο καταστάσεις: τη θεμελιώδη κατάσταση όπου τα ηλεκτρόνια συγκρατούνται από δυνάμεις Coulomb και την ελεύθερη κατάσταση όπου τα ηλεκτρόνια κινούνται ελεύθερα. Οι δύο αυτές καταστάσεις διαχωρίζονται από μία κατάσταση μηδενικής ενέργειας E vacuum. Στη θεμελιώδη κατάσταση η ενέργεια του ηλεκτρονίου είναι αρνητική σε σχέση με την ενέργεια κενού. Οι ενεργειακές στάθμες είναι διακριτές, περιλαμβάνουν συγκεκριμένο αριθμό ηλεκτρονίων και χωρίζονται μεταξύ τους με απαγορευμένες στάθμες Εικόνα 2.1: Σχηματική αναπαράσταση της μετατροπής των ενεργειακών σταθμών σε ζώνες κατά τον σχηματισμό του κρυσταλλικού στερεού. 23

24 Σε έναν κρύσταλλο Ν ( ) εξαιτίας της απαγορευτικής αρχής του Pauli, κάθε ατομική ενεργειακή στάθμη σχίζεται σε Ν στάθμες η μία κοντά στην άλλη σχηματίζοντας μια συνεχή ενεργειακή ζώνη (Χ.Α Παπαγεωργόπουλος 2003). Οι ζώνες διαχωρίζονται μεταξύ τους από ενεργειακά χάσματα, δηλαδή απαγορευμένες ενεργειακά στάθμες στις οποίες δεν μπορεί να υπάρξουν ελεύθεροι φορείς. Σε συνθήκες Τ = 0 Κ η ζώνη η που είναι πλήρης ονομάζεται ζώνη σθένους και τα ηλεκτρόνια της δεν συμμετέχουν στην αγωγιμότητα του κρυστάλλου αφού δεν υπάρχουν διαθέσιμες επιτρεπτές καταστάσεις που μπορούν να καταλάβουν υπό την επίδραση εξωτερικού πεδίου. Πάνω από τη ζώνη σθένους βρίσκεται η απαγορευμένη ζώνη η οποία δεν περιέχει καμία επιτρεπτή ενεργειακή στάθμη και δεν επιτρέπεται στα ηλεκτρόνια να παραμείνουν εκεί. Τέλος πάνω από την απαγορευμένη ζώνη υπάρχει η ζώνη αγωγιμότητας στην οποία τα ηλεκτρόνια μπορούν να μεταπηδήσουν εκεί αν προσλάβουν ικανή ενέργεια ώστε να σπάσουν τους ομοιοπολικούς τους δεσμούς. Η ζώνη αυτή είναι κενή ή μερικώς πληρωμένη. Η ελάχιστη ενέργεια που απαιτείται για να βρεθούν τα ηλεκτρόνια στη ζώνη αγωγιμότητας ισούται με το ενεργειακό εύρος E g της απαγορευμένης ζώνης. Η εικόνα 2.2. παριστάνει ένα απλοποιημένο ενεργειακό διάγραμμα ενός ημιαγωγού. Η απαγορευμένη ζώνη E g ισούται με E c Ε v. Εικόνα 2.2: Απλοποιημένο ενεργειακό φάσμα ενός ημιαγωγού όπου φαίνονται οι ενεργειακές ζώνες και το απαγορευμένο ενεργειακό εύρος E g. Το πλάτος της απαγορευμένης ζώνης έχει μεγάλη σημασία για την αγωγιμότητα του κρυστάλλου. Ανάλογα με το εύρος της απαγορευμένης ζώνης τα κρυσταλλικά σώματα διακρίνονται σε μέταλλα, μονωτές και ημιαγωγοί (εικόνα 2.3). Τα μέταλλα χαρακτηρίζονται ως καλοί αγωγοί του ηλεκτρισμού και εμφανίζουν αλληλοεπικάλυψη της ζώνης σθένους με τη ζώνη αγωγιμότητας. Οι μονωτές και οι ημιαγωγοί στη βασική κατάσταση Τ=0Κ έχουν τη ζώνη σθένους πλήρως γεμάτη και τη ζώνη αγωγιμότητας κενή. Το Ε g στους ημιαγωγούς εξαρτάται από τη θερμοκρασία. Όταν αυξάνεται η θερμοκρασία του κρυστάλλου μειώνεται το Eg. Αυτό μπορεί να γίνει καλύτερα κατανοητό αν λάβουμε υπόψη τη θερμική κίνηση των ατόμων του κρυσταλλικού πλέγματος. Με την αύξηση της θερμοκρασίας 24

25 αυξάνεται το πλάτος ταλάντωσης των ατόμων, λόγω θερμικής κίνησης και αυξάνεται η ενδοατομική απόσταση. Με την αύξηση της ενδοατομικής απόστασης έχουμε μείωση του δυναμικού που βλέπουν τα ηλεκτρόνια και άρα μείωση του ελάττωση του Eg. Εικόνα 2.3: Πιθανά ενεργειακά διαγράμματα ενός κρυστάλλου. (α) Μερικώς πληρωμένη ζώνη. (β) Δύο επικαλυπτόμενες ζώνες. (γ) Μια σχεδόν γεμάτη ζώνη χωρισμένη με μία απαγορευμένη ζώνη μικρού εύρους από μία σχεδόν κενή ζώνη. (δ) Μία πλήρης και μία κενή ζώνη διαχωρισμένες με μία απαγορευμένη ζώνη μεγάλου εύρους. Οι κρύσταλλοι ημιαγωγών, όπως οι κρύσταλλοι γερμανίου και πυριτίου, συμπεριφέρονται στη βασική τους κατάσταση ως μονωτές. Λόγω του μικρού ενεργειακού χάσματος που υπάρχει μεταξύ της ζώνης σθένους και της ζώνης αγωγιμότητας με την εναπόθεση μικρής ενέργειας στον κρύσταλλο τα ηλεκτρόνια αποκτούν ικανή θερμική ενέργεια ώστε να σπάσουν τους ομοιοπολικούς δεσμούς με τα άτομα του κρυστάλλου και μεταπηδούν στη ζώνη αγωγιμότητας. Τα ηλεκτρόνια όταν φεύγουν από το άτομο τους δημιουργούν πίσω τους μία θετική οπή λόγω της έλλειψης αρνητικού φορτίου. Τα ηλεκτρόνια αυτά κινούνται σε τυχαίες διευθύνσεις και συγκρούονται με τα άτομα του κρυστάλλου. Η οπή μπορεί να καταλειφθεί από κάποιο γειτονικό ηλεκτρόνιο. Αυτό ισοδυναμεί με τη μετακίνηση της θετικής οπής στο άτομο που έχασε το ηλεκτρόνιο. Επομένως όπως κινούνται τα ελεύθερα ηλεκτρόνια στη ζώνη αγωγιμότητας έτσι κινούνται και η οπές στη ζώνη σθένους. Με την εφαρμογή ενός ηλεκτρικού πεδίου έχουμε τη δημιουργία ρεύματος μέσα στον κρύσταλλο που οφείλεται αφ ενός μεν στα ηλεκτρόνια αγωγιμότητας αφετέρου δε στις οπές που κινούνται στην αντίθετη κατεύθυνση. Η δημιουργία ελεύθερων ηλεκτρονίων και οπών γίνεται κατά ζευγάρια ωστόσο ηλεκτρόνια και οπές μπορούν να χαθούν εξαιτίας φαινομένων επανασύνδεσης που εξαρτώνται από τη καθαρότητα του κρυστάλλου Ημιαγωγοί προσμίξεων Ενδογενής λέγεται ο κρύσταλλος ενός ημιαγωγού που είναι απόλυτα καθαρός ενώ όταν περιέχονται προσμίξεις, δηλαδή περιέχει ξένα άτομα στο πλέγμα του λέγεται εξωγενής. Οι προσμίξεις ξένων ατόμων μπορούν να παίξουν σπουδαίο ρόλο στην αγωγιμότητα του κρυστάλλου αφού με την εισαγωγή προσμίξεων η εγγενής αγωγιμότητα του μπορεί να αυξηθεί. Για έναν κρύσταλλο πυριτίου υπάρχουν δύο ειδών προσμίξεις: οι δότες ή τύπου n είναι 25

26 πεντασθενή άτομα που ανήκουν στην V ομάδα του περιοδικού πίνακα όπως P, As και οι αποδέκτες ή τύπου p είναι τρισθενή άτομα της στήλης III του περιοδικού πίνακα όπως Β, Αl. Ο κρύσταλλος που θα έχει άτομα τύπου n λέγεται κρύσταλλος τύπου n και αντίστοιχα ο κρύσταλλος που έχει άτομα τύπου p λέγεται κρύσταλλος τύπου p. Οι δότες έχουν την ιδιότητα να δίνουν ένα ηλεκτρόνιο στον κρύσταλλο ενώ οι δέκτες έχουν την ιδιότητα να αφαιρούν ένα ηλεκτρόνιο και να δημιουργούν μία θετική οπή. Στην εικόνα 2.4 φαίνεται το τυπικό ενεργειακό διάγραμμα ενός δέκτη και ενός αποδέκτη, όπου Ε d και E a είναι οι αντίστοιχες ενέργειες τους. Η αγωγιμότητα για ένα τύπου n ημιαγωγό οφείλεται κυρίως στα ηλεκτρόνια και για έναν τύπο p οφείλεται κυρίως στις θετικές οπές. Για ένα τύπο n ημιαγωγό τα ηλεκτρόνια είναι οι φορείς πλειονότητας ενώ οι οπές οι φορείς μειονότητας. Το αντίθετο ισχύει για έναν ημιαγωγό τύπου p. Εικόνα 2.4: (α) Ενεργειακό φάσμα ενός ατόμου δέκτη. (β) Ενεργειακό φάσμα ενός ατόμου αποδέκτη Επαφή p-n ή η δίοδός ως ανιχνευτής ακτινοβολίας Η δομή μίας διόδου Si που χρησιμοποιείται για in vivo δοσιμετρία είναι μία επαφή p-n. Μία επαφή p-n ή ημιαγωγός επαφής είναι το όριο που χωρίζει μέσα σε έναν κρύσταλλο δύο περιοχές διαφορετικών προσμίξεων, δηλαδή μία περιοχή τύπου p σε επαφή με μία περιοχή τύπου n (εικόνα 2.5). Στο εμπόριο διατίθενται δυο ειδών δίοδοι Si: τύπου n και τύπου p. Γενικά μια δίοδος Si τύπου n προκύπτει από εμπλουτισμό ενός τμήματος κρυστάλλου τύπου n μικρής συγκέντρωσης Ν d ( άτομα βορίου cm -3 )με προσμίξεις τύπου p πολύ μεγαλύτερης συγκέντρωσης Ν α (συνήθως δύο τάξεις μεγέθους μεγαλύτερη συγκέντρωση). Αντίστοιχα μία δίοδο τύπου p προκύπτει από εμπλουτισμό ενός κρυστάλλου τύπου p με προσμίξεις τύπου n πολύ μεγαλύτερης συγκέντρωσης. Το ρεύμα που δημιουργείται από ακτινοβόληση καθορίζεται κυρίως από τα χαρακτηριστικά της περιοχής μικρότερης συγκέντρωσης. Εικόνα 2.5: Τομή μίας επαφής p-n. 26

27 Στην περιοχή της επαφής p-n λαμβάνει χώρα το φαινόμενο της διάχυσης των φορέων με τους φορείς πλειονότητας της κάθε περιοχής να διεισδύουν στην άλλη περιοχή. Δηλαδή οι οπές από την περιοχή τύπου p διαχέονται προ της περιοχή τύπου n όπου και επανασυνδέονται με τα ηλεκτρόνια της περιοχής n. Αντίστοιχα τα ηλεκτρόνια της περιοχής n διαχέονται προς τη περιοχή p και καταλαμβάνουν τις κενές θέσεις των οπών. Με αυτών τον τρόπο δημιουργείται εκατέρωθεν της επαφής μία περιοχή έλλειψης φορέων με εύρος W = W p + W n. Όταν επέλθει η κατάσταση ισορροπίας τα δύο στρώματα ίσων και αντίθετων φορτίων αναπτύσσουν μία διαφορά δυναμικού (0,7 V για δίοδο πυριτίου). Για τις διόδους που χρησιμοποιούνται για in vivo δοσιμετρία η περιοχή έλλειψης φορέων είναι μερικά μικρόμετρα. Σε αντίθεση με τις περισσότερες εφαρμογές στην ηλεκτρονική στη δοσιμετρία δεν απαιτείται εξωτερική τάση για τη δίοδο (ανοιχτό κύκλωμα). Το εσωτερικό αυτό δυναμικό E 0 τείνει να σαρώσει τα ηλεκτρόνια/οπές προς κατεύθυνση αντίθετη από την κατεύθυνση διάχυσης. Εικόνα 2.6: Η εικόνα απεικονίζει μία επαφή pn που λειτουργεί ως ανιχνευτής ακτινοβολίας. Τα επιπλέον φορτία μειονότητας (μαύρες κουκίδες για ηλεκτρόνια, άσπρες κουκίδες για οπές) που βρίσκονται εντός ενός μήκους διάχυσης L p (εντός της περιοχής n) και L n (εντός της περιοχής p) διαχέονται προς την επαφή pn. Από εκεί μέσω του δυναμικού Ψ 0 οδηγούνται στο ηλεκτρόμετρο. Με την πρόσπτωση ακτινοβολίας, δημιουργούνται ζεύγη ηλεκτρονίων-οπών μέσα στη δίοδο τόσο στην περιοχή επαφής όσο και εκτός αυτής. Τα ζεύγη που δημιουργούνται εντός της επαφής διαχωρίζονται αμέσως και διώχνονται από το ηλεκτρικό πεδίο συμβάλλοντας στο παραγόμενο ρεύμα. Μερικά από τα φορτία μειονότητας (ηλεκτρόνια στη p πλευρά και οπές στη n πλευρά) που δημιουργούνται σε απόσταση ενός μήκους διάχυσης από την περιοχή έλλειψης φορέων διαχέονται προς την επαφή pn πριν επανασυνδεθούν. Κατόπιν οδηγούνται έξω από το ηλεκτρικό πεδίο για να συλλεχτούν τελικός από το ηλεκτρόμετρο συμβάλλοντας και αυτά στο παραγόμενο ρεύμα. Ο πεπερασμένος χρόνος ζωής των φορέων μειονότητας οφείλεται στα κέντρα 27

28 επανασύνδεσης (R-G centers).το μήκος διάχυσης καθορίζεται από το ποσοστό των φορτίων μειονότητας που φτάνουν την επαφή pn ή διαφορετικά από το χρόνο ζωής των φορέων μειονότητας. Ο χρόνος ζωής των φορέων καθορίζει το μέσω χρόνο επανασύνδεσης των ηλεκτρονίων και οπών. Το μήκος της ευαίσθητης περιοχής της διόδου θα είναι ίση με (W + L p + L n ) όπου W είναι το μήκος της περιοχής έλλειψης φορέων, L p το μήκος διάχυσης στην n πλευρά και L n το μήκος διάχυσης στην p πλευρά. Γενικά το μήκος W είναι πολύ μικρότερο των L p, L n. Εξαιτίας ατελειών στη δομή του κρυστάλλου κάποια ηλεκτρόνια παγιδεύονται και δεν συνεισφέρουν στο τελικό σήμα. Το φαινόμενο αυτό είναι πιο έντονο στις διόδους τύπου n καθώς οι οπές παγιδεύονται ευκολότερα. Το τελικό ρεύμα αποτελείται από το ρεύμα ακτινοβόλησης και από ρεύμα διαρροής της διόδου. Η κατασκευή της διόδου (επαφής pn), όπως το μέγεθος, η σύσταση και η ατέλειες (πριν και μετά από ακτινοβόληση) καθορίζουν τα χαρακτηριστικά της διόδου και την απόκριση της στην ακτινοβολία. Για μία ομοιόμορφα ακτινοβολούμενη δίοδο το ρεύμα δίνεται από τη σχέση [11]: I s ega( w L L ) p n (2.1) Όπου e η μονάδα του ηλεκτρικού φορτίου, g είναι ο ρυθμός παραγωγής ζευγών ηλεκτρονίων οπών ανά cm 3 στο πυρίτιο και Α το εμβαδόν της διόδου. Το g όπως θα δούμε είναι ανάλογο του ρυθμού δόσης. Το δημιουργούμενο ρεύμα έχει κατεύθυνση αντίθετη από το κανονικό ρεύμα της διόδου. Το ρεύμα που δημιουργείται από ακτινοβόληση καθορίζεται κυρίως από τα χαρακτηριστικά της περιοχής μεγαλύτερης συγκέντρωσης. Για μία δίοδο τύπου p καθώς η συγκέντρωση της περιοχής n είναι μεγαλύτερη το δημιουργούμενο ρεύμα θα αποτελείται από ηλεκτρόνια ( οπές για δίοδο τύπου n). Ένα φορτίο μειονότητας θα έχει χρόνο ζωής τ προτού συλληφθεί από κάποιο κέντρο R-G και επανασυνδεθεί. Το μήκος διάχυσης είναι ένα μέτρο της απόστασης που διανύει ένα φορτίο μειονότητας μέχρι να συλληφθεί από κάποιο κέντρο R-G και δίνεται από τη σχέση: L D (2.2) Επανασύνδεση Γένεση ονομάζεται το φαινόμενο παραγωγής ζευγών ηλεκτρονίων οπών. Επανασύνδεση είναι το φαινόμενο όπου ζευγάρια ηλεκτρονίων οπών συναντιούνται και εξουδετερώνονται. Σε αντίθεση με τον θάλαμο ιονισμού στη δίοδο πυριτίου υπερισχύει η έμμεση επανασύνδεση. Η έμμεση επανασύνδεση μπορεί να χαρακτηριστεί ως μία διαδικασία τεσσάρων βημάτων όπως φαίνεται από την εικόνα 2.7 όπου ένα ηλεκτρόνιο επανασυνδέεται μέσω ενός κέντρου (R-G). Τα κέντρα R- G βρίσκονται μέσα στην απαγορευμένη ζώνη του ημιαγωγού και μπορεί να σχηματιστούν με εμπλουτισμό προσμίξεων, από ατέλειες στη δομή του κρυστάλλου ή με συνδυασμό και των δύο. 28

29 Εικόνα 2.7: Μια απλουστευμένη αναπαράσταση της επανασύνδεσης των φορέων. (α) Ένα ηλεκτρόνια φεύγει από τη ζώνη σθένους και πηγαίνει στη ζώνη αγωγιμότητας αφήνοντας πίσω του μία θετική οπή. (β) Το ηλεκτρόνιο παγιδεύεται από ένα κέντρο R-G. (δ) Το ηλεκτρόνια θα διαφύγει από το κέντρο R-G και θα επανασυνδεθεί με μία οπή. Το ποσοστό των φορέων μειονότητας που συλλαμβάνεται από τα κέντρα R-G εξαρτάται από τη συγκέντρωση των κέντρων R-G, την ενεργό διατομή σύλληψης των φορέων μειονότητας και τη συγκέντρωση των επιπρόσθετων φορέων μειονότητας που είναι ανάλογο του στιγμιαίου ρυθμού δόσης. Η έμμεση επανασύνδεση καθορίζει το χρόνο ζωή των φορέων φορτίου που δημιουργήθηκαν από την ακτινοβολία και επομένως το κλάσμα των φορέων που θα φτάσουν στην επαφή pn και θα συλλεχτούν. Συνεπώς ο χρόνος ζωής των φορέων καθορίζει την ευαισθησία της διόδου. Η ευαισθησία των διόδων ορίζεται ως το συλλεγόμενο φορτίο από ιονισμό ανά μονάδα απορροφούμενης δόσης (συνήθως σε μονάδες nc/cgy) και μπορεί να περιγραφεί για μία δίοδο p τύπου από τη σχέση 2.3 [12-15]. S A 0 t0 J e rdt dt Aqg 0L t rt 0 e 0 Aqg 0 L e a D e (2.3) 0 Όπου Α είναι η ενεργός περιοχή της διόδου σε cm 2, J e η πυκνότητα ρεύματος των φορέων μειονότητας, r ο στιγμιαίος ρυθμός δόσης μέσα σε ένα παλμό για τυχαίο SSD, q το συνολικό φορτίο, g 0 η σταθερά γένεσης ζευγών ηλεκτρονίων οπών από ιονισμό. 2.3 ΒΑΣΙΚΑ ΧΑΡΑΚΤΗΡΙΣΤΙΚΑ ΤΩΝ ΔΙΟΔΩΝ ΠΟΥ ΕΞΑΡΤΩΝΤΑΙ ΑΠΟ ΤΗΝ ΕΠΑΦΗ pn. Η ευαισθησία των διόδων εξαρτάται από το χρόνο ζωής των φορέων και επομένως από τον αριθμό των κέντρων επανασύνδεσης μέσα στον κρύσταλλο που καθορίζονται από τον τύπο της 29

30 διόδου, το βαθμό πρόσμιξης και τη συσσωρευμένη δόση. Ο χρόνος ζωής των φορέων είναι ο βασικότερος παράγοντας που καθορίζει την ευαισθησία της διόδου. Η ευαισθησία εξαρτάται: Από το στιγμιαίο ρυθμό δόσης. Είναι σημαντικό να μελετηθεί η εξάρτηση από το ρυθμό δόσης καθώς ο ρυθμός δόσης μεταβάλλεται με το SSD, με την τοποθέτηση σφηνοειδούς φίλτρου (σφήνας) και με τη διέλευση της δέσμης μέσα από τον ασθενή ή ομοίωμα. Από τη συσσωρευόμενη δόση με αποτέλεσμα να έχουμε μείωση της ευαισθησίας της διόδου. Από τη θερμοκρασία Εξάρτηση από το στιγμιαίο ρυθμό δόσης / εξάρτηση από τη δόση ανά παλμό / SSD εξάρτηση [12, 16] Η ευαισθησία S των διόδων Si γενικά αυξάνεται με την αύξηση του στιγμιαίου ρυθμού δόσης r των δεσμών που προέρχονται από γραμμικούς επιταχυντές που χρησιμοποιούνται στην ακτινοθεραπεία. Η πηγή αυτής της εξάρτησης οφείλεται στα κέντρα επανασύνδεσης R-G και στις ιδιότητές τους. Όταν η δίοδος ακτινοβολείται ένα ποσοστό των επιπρόσθετων φορέων μειονότητας (ηλεκτρόνια και οπές ) συλλαμβάνονται από τα κέντρα R-G. Όπως αναφέρθηκε προηγουμένως το ποσοστό των φορέων μειονότητας που συλλαμβάνεται εξαρτάται από τη συγκέντρωση των κέντρων R-G, την ενεργό διατομή σύλληψης των φορέων μειονότητας (σ e για τα ηλεκτρόνια και σ h για τις οπές) καθώς και από τη συγκέντρωση των επιπρόσθετων φορέων μειονότητας. Όταν αυξάνεται ο στιγμιαίος ρυθμός δόσης αυξάνεται και η συγκέντρωση των φορέων μειονότητας. Αν ο αριθμός των κέντρων επανασύνδεσης δεν είναι επαρκής για να διατηρήσει σταθερό το ρυθμό σύλληψης των φορέων μειονότητας τότε θα έχουμε αύξηση της ευαισθησίας της διόδου αφού θα συλλέγονται περισσότερα φορτία ανά μονάδα απορροφούμενης δόσης. Μεγαλύτερη συγκέντρωση φορέων πλειονότητας αυξάνει την πιθανότητα επανασύνδεσης μειώνοντας την εξάρτηση από το r. Ο λόγος των ενεργών διατομών σύλληψης σ h /σ e των φορέων μειονότητας καθορίζουν το μέγεθος της εξάρτησης από το r καθώς και τη διαφορά στην εξάρτηση μεταξύ των διόδων τύπου n και p. Η δόση σε ένα γραμμικό επιταχυντή μεταφέρεται σε παλμούς (περίπου 100 παλμοί ανά παλμό διάρκειας 2-6 μs) και ο στιγμιαίος ρυθμός δόσης σε ένα παλμό καθορίζει το ρυθμό παραγωγής φορτίων. Επομένως η εξάρτηση από το στιγμιαίο ρυθμό δόσης λέγεται και εξάρτηση από τη δόση ανά παλμό. Η εξάρτηση από το στιγμιαίο ρυθμό δόσης λέγεται και εξάρτηση από το SSD, αφού ο στιγμιαίος ρυθμός δόσης μειώνεται με την αύξηση του SSD. Ο στιγμιαίος ρυθμός δόσης μειώνεται και με την εισαγωγή σφήνας. Μια πιο λεπτομερής θεωρητική ανάλυση της εξάρτησης από το r υπάρχει στην αναφορά [12]. 30

31 Ο Rikner και ο Grusell ήταν από τους πρώτους που μελέτησαν την εξάρτηση με το ρυθμό δόσης. Από τα πρώτα που διαπίστωσαν ήταν ότι η ευαισθησία μίας διόδου τύπου n αυξάνονταν με το ρυθμό δόσης, ύστερα από συσσώρευση ακτινοβολίας. Επιπλέον η εξάρτηση από το r ήταν μεγαλύτερη για τις διόδους τύπου n από ότι για τις διόδους τύπου p. Αυτό πλέον δεν ισχύει με τις σημερινές διόδους. Η εξάρτηση της διόδου με το ρυθμό δόσης δεν σχετίζεται με τον τύπο της διόδου αλλά με το βαθμό εμπλουτισμού [17]. Συγκεκριμένα η εξάρτηση της ευαισθησίας της διόδου από το στιγμιαίο ρυθμό δόσης εξαρτάται από την ειδική αντίσταση ή αλλιώς από το βαθμό εμπλουτισμό του ημιαγωγού. Όσο μεγαλύτερος είναι ο εμπλουτισμός τόσο μικρότερη είναι η ειδική αντίσταση του ημιαγωγού. Μεγαλύτερος βαθμός εμπλουτισμού συνεπάγεται και μεγαλύτερη συγκέντρωση κέντρων επανασύνδεσης και συνεπώς μείωση της ευαισθησίας. Μια δίοδος τύπου p με μεγάλο βαθμό εμπλουτισμού δεν παρουσιάζει εξάρτηση από το ρυθμό δόσης Μεταβολή της ευαισθησίας με τη συσσωρευόμενη δόση. Η μεταβολή της ευαισθησίας της διόδου με τη συσσώρευση δόσης (SVWΑD- Sensitivity Variation With Accumulated Dose) οφείλεται σε ατέλειες στη δομή του κρυστάλλου τα οποία εισάγουν κέντρα επανασύνδεσης και παγίδες φορέων (οι φορείς σε παγίδες δεν έχουν μεγάλη πιθανότητα επανασύνδεσης). Τα κέντρα R-G και οι παγίδες δημιουργούνται είτε με τον εμπλουτισμό του κρυστάλλου με προσμίξεις (Au, Pt) είτε από την ακτινοβόληση του κρυστάλλου με ιονίζουσα ακτινοβολία. Οι δέσμες φωτονίων ανήκουν στις έμμεσες ιονίζουσες ακτινοβολίες δηλαδή εναποθέτουν την ενέργεια τους στην ύλη σε δύο στάδια. Στο πρώτο στάδιο έχουμε μεταφορά της ενέργεια στα ηλεκτρόνια χαμηλής ενέργειας και στο δεύτερο στάδιο εναπόθεση της ενέργειας των ηλεκτρονίων στην ύλη. Επομένως στις δέσμες φωτονίων η κρυσταλλική φθορά θα οφείλεται στα δευτερεύοντα ηλεκτρόνια και στα ηλεκτρόνια επιμόλυνσης της κύριας δέσμης που προέρχονται από φαινόμενα σκέδασης στον αέρα και στην κεφαλή του επιταχυντή. Με τη συσσώρευση δόσης στη δίοδο αυξάνεται ο αριθμών των παγίδων μέσα στο κρυσταλλικό πλέγμα με αποτέλεσμα τη μείωση του χρόνου ζωής των φορέων μειονότητας που συνεπάγεται μείωση του μήκους διάχυσης L που συνεπάγεται μείωση της ευαισθησίας της διόδου. Η εξάρτηση της μεταβολής της ευαισθησίας της διόδου με την ενέργεια της δέσμης εκφράζεται από τη σταθερά βλάβης (damage coefficient). Για ενέργειες ηλεκτρονίων μικρότερες των 0,7 MeV, η σταθερά βλάβης είναι μικρή. Επομένως η SVWAD είναι μικρή για ενέργειες φωτονίων ή ηλεκτρονίων μέχρι 1 MeV. Για ενέργειες 0,7-2 MeV η σταθερά βλάβης αυξάνεται απότομα και φτάνει σε πλατό για ενέργειες πάνω από 2 MeV. Οι δέσμες ηλεκτρονίων προκαλούν μεγαλύτερη βλάβη ανά δόση από ότι οι δέσμες φωτονίων γιατί η ενέργεια τους βρίσκεται πάνω από το πλατό. Οι δέσμες φωτονίων με ενέργεια πάνω από 10 MV προκαλούν μεγαλύτερη βλάβη από 31

32 την αναμενόμενη βλάβη των δευτερευόντων ηλεκτρονίων που δημιουργούν. Αυτό μπορεί να οφείλεται στα νετρόνια που μολύνουν τις δέσμες φωτονίων. Ο ρυθμός με τον οποίο μεταβάλλεται η ευαισθησία της διόδου μπορεί να μειωθεί αυξάνοντας την πυκνότητα των ατελειών. Αυτό μπορεί να γίνει αυξάνοντας τον βαθμό εμπλουτισμό με προσμίξεις (Au, Pt) ή με εσκεμμένη ακτινοβόληση των διόδων. Παρόλο που οι διαδικασίες αυτές μειώνουν την ευαισθησία των διόδων η απόδοση της μεταβάλλεται λιγότερο με τη συσσώρευση δόσης. Γενικά η ευαισθησία των διόδων μειώνεται με τη συσσώρευση και φτάνει σε ένα πλατό όταν η συσσωρευόμενη δόση γίνει αρκετά μεγάλη. Οι περισσότεροι κατασκευαστές σήμερα πουλάνε τις διόδους τους προ-ακτινοβολημένες. Αν δεν έχουν ακτινοβοληθεί συνίσταται η προακτινοβόληση των διόδων. Έχει δειχθεί ότι προ-ακτινοβόληση 20kGy με 18MV ή 5kGy με 20MeV μειώνει τη μεταβολή της ευαισθησίας των διόδων με τη συσσωρευόμενη δόση. Οι Rikner και Grusell τη δεκαετία του 80 έδειξαν ότι ο ρυθμός μεταβολής της ευαισθησίας με τη συσσώρευση δόσης εξαρτάται από τον τύπο της διόδου, αν είναι δηλαδή n τύπου ή p τύπου. Μάλιστα έδειξαν ότι η μεταβολή είναι μεγαλύτερη για n τύπους δίοδο [10, 18]. Κάτι τέτοιο δεν φαίνεται να ισχύει στις σημερινές διόδους καθώς οι κατασκευαστές έχουν βελτιώσει τον τρόπο κατασκευής των διόδων με αποτέλεσμα το SVWAD να εξαρτάται κυρίως από το βαθμό πρόσμιξης παρά τον τύπο των διόδων Μεταβολή της ευαισθησίας με τη θερμοκρασία Η ευαισθησία της διόδου εξαρτάται από τη θερμοκρασία και μπορεί είτε να αυξάνεται είτε να μειώνεται οδηγώντας στη μεταβολή της ευαισθησίας της διόδου με τη θερμοκρασία η οποία εκφράζεται από τη σταθερά θερμοκρασίας SVWT (Sensitivity Variation With Temperature). Η σταθερά θερμοκρασίας ορίζεται ως η επί τοις εκατό μεταβολή της ευαισθησίας ανά μονάδα θερμοκρασίας. Η προέλευση της SVWT μπορεί να εξηγηθεί και πάλι από τη συμπεριφορά των φορέων μειονότητας. Η σταθερά θερμοκρασίας γενικά εξαρτάται από την ευκινησία και το χρόνο ζωής των φορέων μειονότητας. Η ευκινησία των φορέων γενικά μειώνεται με τη θερμοκρασία λόγω της μεγαλύτερης θερμικής ταλάντωσης των ατόμων του κρυσταλλικού πλέγματος. Αντίθετα ο χρόνος ζωής παρουσιάζει αύξηση με τη θερμοκρασία λόγω τις απελευθέρωσης φορέων από τα κέντρα R-G και τις παγίδες[18]. Οι περισσότεροι συγγραφείς κάνουν αναφορά για θετική τιμή της σταθεράς θερμοκρασίας (αύξηση της ευαισθησίας)[13, 19]. Το SVWT τείνει να αυξάνεται και κατόπιν σταθεροποιείται με τη συσσώρευση δόσης (> 1kGy) κυρίως λόγω δημιουργίας κέντρων επανασύνδεσης. Οι τιμές του SVWT για τις διόδους του εμπορίου κυμαίνεται μεταξύ -0,1% / C και 0,54% / C [15, 19, 20]. 32

33 Πρέπει να σημειωθεί ότι η SVWT είναι σχετικά μικρή για διόδους που δεν έχουν ακτινοβοληθεί και κυμαίνεται μέχρι 0,2% / C. Ωστόσο όταν αρχίζουν να ακτινοβολούνται σημειώνεται μία απότομη αύξηση της SVWT που φτάνει σε μια μέγιστη τιμή ως και 0,4% / C [13, 15, 19, 21]. Γενικά για διόδους που έχουν ακτινοβοληθεί πριν την κλινική τους χρήση η SVWT έχει σταθερή τιμή. Το ρεύμα διαρροής έχει πολύ υψηλότερη σταθερά θερμοκρασίας από το ρεύμα ακτινοβολίας (μέχρι και +15% / C). Παρόλο που το ρεύμα διαρροής σε θερμοκρασία δωματίου είναι πολύ μικρότερο του παραγόμενου ρεύματος από ακτινοβολία μπορεί να συμβάλει στην μεταβολή της ευαισθησίας της διόδου με τη θερμοκρασία και πρέπει να εξετάζεται Σύγκριση p τύπου και n τύπου Αρκετές δημοσιεύσεις αναφέρουν ότι οι p τύπου δίοδοι είναι καλύτεροι από τις n τύπου ως προς την SVWAD και εξάρτηση από τη δόση ανά παλμό[10, 13, 18]. Ωστόσο οι δημοσιεύσεις αυτές χρονολογούνται πριν τη δεκαετία του 90 και τα συμπεράσματα τους στηρίζονται σε παλιού τύπου διόδους. Η θεωρητική εξήγηση για αυτή τη διαφορά βρίσκεται στις ιδιότητες των φορέων μειονότητας. Οι οπές έχουν μεγαλύτερη ενεργό διατομή σύλληψης από τα ηλεκτρόνια. Έτσι για μία n τύπο δίοδο όπου οι φορείς μειονότητας είναι οπές θα έχουμε περισσότερα κατειλημμένα κέντρα R-G μετά από μία ακτινοβόληση από ότι σε μία p τύπου δίοδο. Περισσότερα κατειλημμένα κέντρα R-G σημαίνει και μεγαλύτερη αύξηση της ευαισθησίας της διόδου με αύξηση του ρυθμού δόσης. Η θεωρία είναι σωστή αν υποθέσουμε ότι τα κέντρα R-G που υπερισχύουν προέρχονται από ακτινοβόληση με ηλεκτρόνια και ο λόγος των ενεργών διατομών σύλληψης των φορέων μειονότητας είναι μεγαλύτερος της μονάδας. Ωστόσο λόγω ατελειών κατά την αρχική φάση δημιουργίας του κρυστάλλου ή λόγω εμπλουτισμού με προσμίξεις (Au, Pt) τα κέντρα R-G από ηλεκτρόνια μπορεί να μην υπερισχύουν με αποτέλεσμα ο λόγος των ενεργών διατομών να είναι μικρότερος της μονάδας. Σε αυτή την περίπτωση μία p τύπου δίοδος θα παρουσιάζει μεγαλύτερη εξάρτηση με το ρυθμό δόσης από ότι μια n τύπου. Επιπλέον μία δίοδος με ανεπαρκές κάλυμμα ανοικοδόμησης μπορεί να έχει μεγαλύτερη SSD εξάρτηση εξαιτίας των ηλεκτρονίων επιμόλυνσης που σε συνδυασμό με την εγγενή εξάρτηση από το ρυθμό δόσης επηρεάζουν την ευαισθησία της διόδου. Το ποια από τις δύο δίοδος είναι καλύτερη εξαρτάται βασικά από ένα συνδυασμό πολλών παραγόντων και είναι στη κρίση του κάθε χρήστη περισσότερες δίοδοι εμπορίου είναι δίοδοι p τύπου. ποιο είδος διόδου θα επιλέξει. Οι 33

34 2.4 Παράμετροι που εξαρτώνται από την κατασκευή της διόδου Εξάρτηση από το σχήμα και την διεύθυνση Η εξάρτηση αυτή οφείλεται στο σχήμα της διόδου, κυρίως λόγω της διέλευσης της δέσμης από τα διαφορετικά στρώματα του καλύμματος ανοικοδόμησης και στην οπισθοσκεδαζόμενη ακτινοβολία από το ομοίωμα ή τον ασθενή. Η εξάρτηση από τη διεύθυνση μπορεί να γίνει σημαντική όταν η γωνία πρόσπτωσης γίνει μεγάλη π.χ. σε εφαπτόμενα πεδία που χρησιμοποιούνται στους μαστούς ή σε μετρήσεις εκτός κεντρικού άξονα. Ανάλογα με το σχήμα του καλύμματος προσαύξησης οι δίοδοι χωρίζονται σε κυλινδρικές και σε ημισφαιρικές (κυκλικές). Η κάθε κατηγορία έχει τα δικά της πλεονεκτήματα και μειονεκτήματα και είναι στη κρίση του κάθε χρήστη ποια δίοδο θα επιλέξει. Στην εικόνα 2.9 φαίνεται το εξωτερικό σχήμα και τα βασικά τμήματα και των δύο διόδων. Δίοδοι με κυλινδρικό κάλυμμα ανοικοδόμησης Στις κυλινδρικές διόδους το επίπεδο του κρυστάλλου είναι κάθετο στον άξονα του κυλίνδρου. Κατά την in vivo μέτρηση η δίοδος θα πρέπει να τοποθετείται με τρόπο ώστε ο κεντρικός άξονας της δέσμης να είναι όσο το δυνατόν πιο κάθετος στον άξονα του κυλίνδρου, για να είναι το επίπεδο του κρυστάλλου παράλληλο με τον κεντρικό άξονα της δέσμης. Όταν οι κυλινδρικοί δίοδοι τοποθετηθούν με τον άξονα τους παράλληλο με τον άξονα περιστροφής του gantry (εγκάρσια συμμετρία) (εικόνα 2.8α) παρουσιάζουν πολύ μικρή έως και μηδενική εξάρτηση από τη γωνία (μικρότερη του 2%). Αντιθέτως όταν ο άξονας των διόδων τοποθετηθεί κάθετα στον άξονα περιστροφής του gantry (διαμήκη συμμετρία) παρουσιάζουν μεγάλη εξάρτηση με τη γωνία πρόσπτωσης της δέσμης (εικόνα2.8β). Επομένως οι κυλινδρικές δίοδοι θα πρέπει να τοποθετηθούν με προσοχή. 34

35 Εικόνα 2.8: Γωνιακή εξάρτηση κυλινδρικής και ημισφαιρικής διόδου. (α) Οι κυλινδρικές δίοδοι δεν παρουσιάζουν γωνιακή εξάρτηση όταν ο άξονας της διόδου είναι κάθετος με το επίπεδο περιστροφής του gantry. (γ) Οι ημισφαιρικές δίοδοι παρουσιάζουν γωνιακή εξάρτηση. Δεν παρουσιάζουν όμως εξάρτηση από το προσανατολισμό της διόδου ως προς το επίπεδο περιστροφής του gantry. Δίοδοι με ημισφαιρικό κάλυμμα ανοικοδόμησης Στις ημικυκλικές διόδους ο κρύσταλλος είναι τοποθετημένος έτσι ώστε το επίπεδο του να είναι παράλληλο με τον άξονα του καλωδίου. Η δίοδος καλύπτεται μόνο από τη πάνω πλευρά με το κάλυμμα προσαύξησης ενώ από τη κάτω πλευρά καλύπτεται από ένα προστατευτικό κάλυμμα. Για την μέτρηση η δίοδος θα πρέπει να τοποθετηθεί με την επίπεδη πλευρά πάνω στο ομοίωμα ή στον ασθενή. Οι ημικυκλικές δίοδοι παρουσιάζουν σχετικά μεγάλη εξάρτηση με τη γωνία πρόσπτωσης της δέσμης (μεγαλύτερη από 5% για γωνίες ±40 ). Η γωνιά πρόσπτωσης θεωρείται η γωνία μεταξύ του κεντρικού άξονα της δέσμης και του άξονα που είναι κάθετος στο επίπεδο του κρυστάλλου. 35

36 Εικόνα 2.9: Τυπική εσωτερική διάταξη διόδων. Στις εικόνες βλέπουμε το διαφορετικό προσανατολισμό της επαφής pn στις δύο κατηγορίες διόδων. 36

37 2.4.2 Εξάρτηση από την ενέργεια Η εξάρτηση της ευαισθησίας της διόδου (nc / MU) από την ενέργεια της δέσμης οφείλεται κυρίως στο υλικό που περιβάλει τον κρύσταλλο, όπως τα ηλεκτρόδια, το προστατευτικό κάλυμμα και το κάλυμμα ανοικοδόμησης που περιέχει υλικό με μεγάλο ατομικό αριθμό. Ο κρύσταλλος συνήθως περιβάλλεται από χημικές ενώσεις των Al, Cu, Sn, Au, Ag, Pb, W, Ta, και Fe. Σκεδαζόμενα ηλεκτρόνια από τα υλικά με μεγάλο Z συμβάλλουν στον ιονισμό μεταβάλλοντας την απορροφούμενη δόση ανάλογα με τη κατασκευή της διόδου. Αντιθέτως το υλικό του κρυστάλλου μέσω του mass absorption coefficient και stopping power του Si παίζει δευτερεύοντα ρόλο στην εξάρτηση από την ενέργεια. Οι δίοδοι φωτονίων κατασκευάζονται για να λειτουργούν σε συγκεκριμένο φάσμα ενεργειών. Έτσι ο κάθε κατασκευαστής παρέχει μία σειρά διόδων που καλύπτουν όλες τις ενέργειες που χρησιμοποιούνται κλινικά. π.χ. η PTW Freinburg διαθέτει μία δίοδο για τις ενέργειες 1-5 ΜV, μία για τις ενέργειες 5-13 ΜV και μία για ενέργειες τις ΜV. To κάλυμμα προσαύξησης μειώνει την εξάρτηση από τη σφήνα, το μέγεθος του πεδίου και τα ηλεκτρόνια επιμόλυνσης. Η κατασκευή του (υλικό και πάχος) γίνεται με τέτοιο τρόπο ώστε να εξασφαλίζει όσο το δυνατόν καλύτερα το βάθος της μέγιστης απορροφούμενης δόση για το φάσμα ενεργειών που χρησιμοποιείται χωρίς να διακυβεύεται το αποτέλεσμα της θεραπείας εξαιτίας της αλλοίωσης της δέσμης από τη δίοδο. Μια δίοδο που είναι σχεδιασμένη να λειτουργεί σε χαμηλές ενέργειες 5-13 MV αναμένεται να έχει μεγαλύτερη απόκριση στις μεγάλες ενέργειες MV λόγω του ότι το κάλυμμα ανοικοδόμησης δεν μπορεί να απορροφήσει τα ηλεκτρόνια επιμόλυνσης. Επίσης είναι πολύ πιθανό να παρουσιάσει μεγαλύτερη εξάρτηση από τις παραμέτρους που επηρεάζουν τη συμπεριφορά της διόδου (μέγεθος πεδίο, SSD, διεύθυνση) με αποτέλεσμα να χρειαστεί περισσότερους και μεγαλύτερους διορθωτικούς παράγοντες για να πετύχουμε την επιθυμητή ακρίβεια. Από την άλλη η εξασθένηση της δόσης που προκαλεί το κάλυμμα επαύξησης μίας διόδου που είναι σχεδιασμένη να λειτουργεί σε μεγάλες ενέργειες θα είναι μεγαλύτερη όταν η δίοδος χρησιμοποιηθεί σε μικρότερες ενέργειες. Ωστόσο έχει δειχθεί ότι είναι δυνατόν η πραγματοποίηση in vivo δοσιμετρίας σε όλο το θεραπευτικό φάσμα ενεργειών με μία μόνο διόδου ανεξάρτητα του καλύμματος επαύξησης της [19]. Μοναδική προϋπόθεση το κάλυμμα επαύξησης της διόδου να καλύπτει την μεγαλύτερη μετρούμενη ενέργεια Εξάρτηση από το μέγεθος του πεδίου. Το μέγεθος του πεδίου ορίζεται (γεωμετρικά) ως η προβολή του ανοίγματος του collimator στο επίπεδο που διέρχεται από το ισόκεντρο και είναι κάθετο στον άξονα της δέσμης. Για μεγάλα πεδία (40 x 40 cm 2 ) ο λόγος του θαλάμου ιονισμού προς τη δίοδο μπορεί να διαφέρει μέχρι και 5% και αυτό γιατί η δίοδος και ο θάλαμος ιονισμού παρουσιάζουν διαφορετική εξάρτηση από το 37

38 μέγεθος του πεδίου. Για μία δεδομένη δέσμη φωτονίων και δεδομένο SSD ο ρυθμός δόσης σε ένα δεδομένο σημείο εξαρτάται από το μέγεθος του πεδίου. Όσο μεγαλύτερο είναι το πεδίο τόσο μεγαλύτερος θα είναι και ο ρυθμός δόσης. Η εξάρτηση του ρυθμού δόσης (της δόσης ανά MU) από το μέγεθος του πεδίου εκφράζεται με τη βοήθεια του Field Output Factor FOF ή total scatter factor S c,p (Khan) ή relative dose factor RDF (Podgosark). Tο FOF αποτελείται από δύο συνιστώσες: τη σκέδαση από το collimator S C και τη σκέδαση από το ομοίωμα S p. Ορίζεται ως ο λόγος της δόσης D P (z ref, A, f, hv) σε ένα συγκεκριμένο σημείο P μέσα σε ομοίωμα για πεδίο Α προς τη δόσης D P (z ref, 10, f, hv) στο ίδιο σημείο για πεδίο αναφοράς (συνήθως 10 x 10 cm 2 ). (2.4) Για μετρήσεις του FOF ο θάλαμος ιονισμού τοποθετείται μέσα στο ομοίωμα ενώ η δίοδος τοποθετείται στην επιφάνεια του ομοιώματος. Συνεπώς οι δυο ανιχνευτές δέχονται διαφορετική σκέδαση. Η σκέδαση από το ομοίωμα εξαρτάται μόνο από τη γεωμετρία σκέδασης μέσα στο ομοίωμα ή τον ασθενή και μπορεί να μεταβληθεί αλλάζοντας το μέγεθος του πεδίου, το SSD ή το πάχος του ασθενούς. Για μεγαλύτερο πεδίο περισσότερα σκεδαζόμενα φωτόνια θα συνεισφέρουν στη δόση. Αντιθέτως η σκέδαση από το collimator εξαρτάται μόνο από τη γεωμετρία του collimator. Μεγαλύτερο πεδίο σημαίνει μεγαλύτερη επιφάνεια collimator για σκέδαση. Για φωτόνια υψηλών ενεργειών, η οπισθοσκεδαζόμενη ακτινοβολία θεωρείται αμελητέα και σχεδόν όλα τα σκεδαζόμενα φωτόνια προέρχονται από τα πάνω στρώματα [17, 20]. Καθώς η δίοδος είναι τοποθετημένη στην επιφάνεια του ομοιώματος η ευαισθησία της είναι σχεδόν ανεξάρτητη από τη σκεδαζόμενη ακτινοβολία του ομοιώματος και εξαρτάται κυρίως από τη σκέδαση της κεφαλής. Επομένως περιμένουμε η απόκριση της διόδου σε σχέση με το θάλαμο ιονισμού να μειώνεται με το μέγεθος του πεδίου. Ωστόσο έχει παρατηρηθεί τόσο αύξηση όσο και μείωση της σχετικής απόκρισης[17]. Οι περισσότερες δημοσιεύσεις αναφέρουν ότι η εξάρτηση από το μέγεθος του πεδίου οφείλεται κυρίως στο υλικό και το πάχος του καλύμματος ανοικοδόμησης. Ανάλογα με το κάλυμμα ανοικοδόμησης, θα μεταβάλλεται και η απόκριση της διόδου από τα ηλεκτρόνια επιμόλυνσης. Το φαινόμενο αυτό αναμένεται να είναι εντονότερο στις υψηλότερες ενέργειες φωτονίων όπου ο αριθμός των ηλεκτρονίων επιμόλυνσης αυξάνει Μείωση της δόσης κάτω από τη δίοδο Παρόλο το μικρό τους μέγεθος οι δίοδοι διαταράσσουν το πεδίο ακτινοβολίας μειώνοντας τη δόση από κάτω τους (φαινόμενο σκίασης) και αυξάνοντας τη δόση στην επιφάνεια [21]. Και τα δύο φαινόμενα εξαρτώνται από το ενεργό πάχος της διόδου, την ενέργεια της δέσμης, το μέγεθος του πεδίου και το βάθος του σημείου ενδιαφέροντος. 38

39 Στην ακτινοθεραπεία η συνολική δόση που απαιτείται για την καταστροφή ενός νεοπλάσματος είναι της τάξης των cgy και χορηγείται σε ημερήσια κλάσματα των cgy για διάστημα 5-7 εβδομάδων. Οι in vivo μετρήσεις γίνονται συνήθως μία φορά κατά την πρώτη ή/και δεύτερη εβδομάδα γεγονός που έχει αμελητέα επίπτωση στον επιτυχή έλεγχο των καρκινικών κυττάρων. Ακόμη και ένα ψυχρό σημείο της τάξης του 10% για μία στις 30 συνεδρίες θα έχει επίπτωση μικρότερη του 0,5 %. Παρόλα αυτά είναι σημαντικό να υπολογίζεται το ποσοστό αλλοίωσης της δέσμης από τη δίοδο ώστε να είναι γνωστή η επίπτωση των διόδων στα πεδία ακτινοβόλησης. Συνίσταται, για διόδους που προκαλούν αλλοιώσεις μεγαλύτερες του 5 6 %, η in vivo δοσιμετρία να μην επαναλαμβάνεται καθημερινά. Οι δίοδοι που χρησιμοποιήθηκαν σε αύτη την εργασία προκαλούν σύμφωνα με τον κατασκευαστή τους αλλοίωση της τάξης του 4 6 %. Οι κατασκευαστές προκειμένου να μειώσουν το ποσοστό αλλοίωσης των διόδων φροντίζουν το κάλυμμα προσαυξήσεως των διόδων να μην προκαλεί μεγάλη απορρόφηση της δέσμης Κάλυμμα ανοικοδόμησης /προσαύξησης (Build up cap) Οι δίοδοι που προορίζονται για in vivo δοσιμετρία καλύπτονται από ένα κάλυμμα ανοικοδόμησης για τη μέτρηση δόσεων σε ορισμένο βάθος. Το κάλυμμα ανοικοδόμησης χρησιμεύει για δύο λόγους. Πρώτον για την αποφυγή μέτρησης στη περιοχή ανοικοδόμησης όπου η κλίση της δόσης (βλέπε Παράτημα ΙΙ) είναι μεγάλη και δεύτερον για την απορρόφηση των ηλεκτρονίων επιμόλυνσης. Γενικά τα σκεδαζόμενα ηλεκτρόνια από την κεφαλή αυξάνονται σαν συνάρτηση του μεγέθους του πεδίου και μειώνονται σαν συνάρτηση του SSD. Ιδανικά το κάλυμμα ανοικοδόμησης θα πρέπει να έχει βάθος ισοδύναμο με το βάθος της μέγιστης απορροφούμενης δόσης ( ή διαφορετικά πάχος ισοδύναμο με το πάχος που βρίσκεται πάνω από τον θάλαμο ιονισμού (Θ.Ι). Επομένως το κάλυμμα προσαύξησης μειώνει την εξάρτηση των διόδων από το SSD, τη σφήνα, τα ηλεκτρόνια επιμόλυνσης και το μέγεθος του πεδίου. Η κατασκευή του πρέπει να είναι ένας συμβιβασμός μεταξύ του πάχους που χρειάζεται ώστε να διασφαλίζεται η ηλεκτρονική ισορροπία για κάθε διαμόρφωση της δέσμης (SSD, μέγεθος πεδίου, σφήνα) αλλά και η αποφυγή υποακτινοβόλησης του στόχου κάτω από τη δίοδο. Όσο μεγαλύτερο είναι το κάλυμμα τόσο μεγαλύτερη θα είναι και η εξασθένιση της δόσης κάτω από τη δίοδο. Για τη μείωση του μεγέθους των ανιχνευτών το κάλυμμα επαυξήσεως τους συνηθίζεται να κατασκευάζεται από υλικό μεγάλης πυκνότητας. Για να περιοριστεί η χρήση διορθωτικών παραγόντων συνίσταται οι δίοδοι να χρησιμοποιούνται στο εύρος ενεργειών για το οποίο προορίζονται. Η χρήση διόδων χαμηλής ενέργειας σε δέσμες υψηλών ενεργειών έχει αρνητική επίπτωση στην απόδοση των διόδων καθώς εκτίθενται 39

40 περισσότερο στα ηλεκτρόνια επιμόλυνσης. Από την άλλη η χρήση διόδων υψηλών ενεργειών σε δέσμες χαμηλών ενεργειών μπορεί να προκαλέσει μεγαλύτερη απορρόφηση της δέσμης από τη δίοδο συντελώντας στην υπο-ακτινοβόληση του στόχου. Παρόλα αυτά είναι δυνατή η χρήση μίας μόνο διόδου για όλο το φάσμα ενεργειών που χρησιμοποιείται κλινικά, αρκεί το κάλυμμα επαυξήσεως της διόδου να καλύπτει την μεγαλύτερη χρησιμοποιούμενη ενέργεια. Μάλιστα η απόκριση της διόδου μπορεί να ενισχύεται στη περίπτωση σφάλματος στις χαμηλές ενέργειες. [19]. Όταν η δίοδος χρησιμοποιείται εκτός του φάσματος ενεργειών της ή για περισσότερες από μία ενέργειες θα πρέπει να βαθμονομείται και υπολογίζονται οι διορθωτικοί παράγοντες για κάθε χρησιμοποιούμενη ενέργεια. 2.5 ΚΛΙΝΙΚΕΣ ΕΦΑΡΜΟΓΕΣ ΚΑΙ ΜΕΘΟΔΟΛΟΓΙΑ Η in vivo δοσιμετρία μπορεί να γίνει με άμεση ή έμμεση μέτρηση της ακτινοβολίας. Η άμεση περιορίζεται κυρίως στην επιφάνεια και εντός φυσικών κοιλοτήτων του ασθενούς όπως οισοφάγος, στοματική κοιλότητα, κόλπος, ουροδόχος κύστης και ορθό έντερο. Η έμμεση γίνεται με μετρήσεις επί του κεντρικού άξονα της δέσμης, της δόσης εισόδου και εξόδου. Με συνδυασμό αυτών μπορούμε να πάρουμε πληροφορίες για τη δόση τη δόση στη μεσοκάθετο ή στο στόχο. Οι μετρήσεις της δόσης εξόδου γίνονται σε συνδυασμό με τις μετρήσεις της δόσης εισόδου και ελέγχουν επιπρόσθετα τους αλγόριθμους υπολογισμού δόσεων καθώς και την επίδραση του σχήματος, του μεγέθους και της πυκνότητας των ασθενών στον υπολογισμό της δόσης. Εκτός κεντρικού άξονα μπορεί να γίνουν μετρήσεις σε κρίσιμα όργανα ( Organs At Risk- OAR) Δόση Εισόδου Η δόση εισόδου μετριέται με τη δίοδο τοποθετημένη στην επιφάνεια του ασθενή, επί του κεντρικού άξονα και από τη πλευρά εισόδου της δέσμης. Η μετρούμενη δόση αντιστοιχεί στη δόση σε βάθος ισοδύναμο με το βάθος d max της μέγιστης απορροφούμενης δόσης D max. Με τις μετρήσεις δόσης εισόδου ελέγχεται: Η τοποθέτηση του ασθενή. Το output του μηχανήματος. Η σχετική θέση των μηχανισμών διαμόρφωσης της δέσμης ως προς τη θέση του ασθενή. Η δόση σε σημεία που συναντώνται πεδία. Σε συνδυασμό με τις μετρήσεις της δόσης εξόδου επιτρέπουν τον υπολογισμό της δόσης στον στόχο (target) ή στη μεσοκάθετο (midline). 40

41 Για μία δέσμη φωτονίων που προσπίπτει σε μία επιφάνεια ομοιώματος ή ασθενή η δόση αρχικά αυξάνεται απότομα από μία χαμηλή τιμή D surface μέχρι μία μέγιστη τιμή D max στο βάθος d max και κατόπιν μειώνεται σχεδόν εκθετικά μέχρι την τιμή D ex στο σημείο εξόδου του ασθενή. Το βάθος d max εξαρτάται από την ενέργεια της δέσμης, το άνοιγμα του κατευθυντήρα, από την απόσταση πηγής δέρματος και την εισαγωγή μηχανισμών διαμόρφωσης της δέσμης Δόση εξόδου Η δόση εξόδου λαμβάνεται μαζί με τη δόση εισόδου κυρίως για τον υπολογισμό της δόσης στόχου ή της δόσης στη μεσοκάθετο. Στην περιοχή εξόδου της δέσμης από τον ασθενή υπάρχει η περιοχή μείωσης της δόσης η οποία οφείλεται στην έλλειψη σκεδαζόμενης ακτινοβολίας λόγω του αέρα πίσω από τον ασθενή. Η έλλειψη σκεδαζόμενης ακτινοβολίας είναι έλλειψη σκεδαζόμενων φωτονίων και δευτερευόντων ηλεκτρονίων. Το σημείο της δόσης εξόδου είναι λιγότερο προφανές από το σημείο της δόσης εισόδου. Συνηθίζεται όμως να λαμβάνεται σε απόσταση d max από την επιφάνεια εξόδου του ασθενή, δηλαδή συμμετρικά με τη δόση εισόδου ως προς τη μεσοκάθετο. Αυτή η προσέγγιση απλοποιεί τον υπολογισμό της δόσης στόχου. Για να ληφθεί η δόση εξόδου θα πρέπει και εδώ να υπάρχει αρκετό υλικό (κάλυμμα προσαυξήσεως) πάνω και γύρω από τη δίοδο. Αν και η περιοχή προσαυξήσεως διαφέρει από τη περιοχή μειώσεως για τη μέτρηση της δόσης εξόδου χρησιμοποιείται η ίδια δίοδος που χρησιμοποιήθηκε για τη μέτρηση της δόσης εισόδου. Εικόνα 2.10: [Α] Πειραματική διάταξη για τη μέτρηση της δόσης εισόδου. Η δίοδος τοποθετείται στην επιφάνεια επί του κεντρικού άξονα (ισόκεντρο). Ο θάλαμος ιονισμού τοποθετείται σε 41

42 βάθος d max. [Β] Για τη μέτρηση της δόσης εξόδου χρησιμοποιείται η ίδια διάταξη με τη μόνη διαφορά έχουμε περιστροφή κατά 180 του gantry. Αν χρησιμοποιείται ταυτόχρονα και ο Θ.Ι συνίσταται η ελαφριά μετατόπιση της διόδου για να μην δημιουργούνται φαινόμενα αλλοίωσης της δέσμης Δόση στόχου και δόση στη μεσοκάθετο Με μία απλή προσέγγιση η δόση στόχου ορίζεται ως η μέση τιμή της δόσης εισόδου και της δόσης εξόδου. Ωστόσο παρόλο που αυτή η προσέγγιση έχει εφαρμογή σε κάποιες περιπτώσεις μπορεί να οδηγήσει σε αρκετά μεγάλα σφάλματα. Εάν η μέθοδος δεν οδηγεί σε σωστά αποτελέσματα τότε θα πρέπει να ανατρέξει κανείς στις σχετικές δημοσιεύσεις [22, 23] Βαθμονόμηση των διόδων για δόση εισόδου Για να χρησιμοποιηθούν κλινικά οι δίοδοι πρέπει να βαθμονομηθούν ώστε το φορτίο που ανιχνεύουν να αντιστοιχεί στη μέγιστη απορροφούμενη δόση σε βάθος d max. Η βαθμονόμηση των διόδων γίνεται ως προς θάλαμο ιονισμού που είναι τοποθετημένος σε βάθος d max. Ο παράγοντας βαθμονόμησης δόσης εισόδου ορίζεται, για επιλεγμένες συνθήκες αναφοράς, από τη σχέση: F Cal D R ic diode ref.conditions (2.5) που είναι ο λόγος της μέτρησης του θαλάμου ιονισμού προς τη μέτρηση της διόδου. Συνίσταται η βαθμονόμηση να γίνεται για κάθε δέσμη που πρόκειται να χρησιμοποιηθεί Διορθωτικοί παράγοντες Όπως αναφέρθηκε η απόκριση της διόδου δεν εξαρτάται μόνο από τα εγγενή χαρακτηριστικά του κρυστάλλου αλλά και από τα χαρακτηριστικά της δέσμης, όπως η φύση της ακτινοβολίας, το ενεργειακό φάσμα και την δόση ανά παλμό. Η εξάρτηση αυτή των διόδων εκφράζεται μέσα από τους διορθωτικούς παράγοντες οι οποίοι ανάγουν την μέτρηση σε συνθήκες αναφοράς. Οι διορθωτικοί παράγοντες δίνονται από τον λόγο της μέτρησης του θάλαμου ιονισμού προς την μέτρηση της διόδου για μια κλινική συνθήκη κανονικοποιημένος ως προς τον ίδιο λόγο για συνθήκες αναφοράς. Οι διορθωτικοί παράγοντες δίνονται από την γενική σχέση: CF ( Ric / R ( R / R ic diode diode ) ) clinical conditions ref conditions (2.6) Ανάλογα με τον αν οι δίοδοι υπερεκτιμούν ή υποεκτιμούν τη δόση σε σχέση με το θάλαμο ιονισμού οι διορθωτικοί παράγοντες θα έχουν τιμή μικρότερη ή μεγαλύτερη της μονάδας 42

43 αντίστοιχα. Αν η τιμή τους είναι ίση με τη μονάδα τότε για λόγους απλότητας παραληφθούν. μπορεί να Υπάρχουν τρεις κατηγορίες διορθωτικών παραγόντων: i) παράγοντες που εξαρτώνται από την δέσμη (διορθωτικός παράγοντας για SSD, μέγεθος πεδίου, μετατροπείς δέσμης) ii) εγγενής παράγοντες (διορθωτικοί παράγοντες για την θερμοκρασία, τον προσανατολισμό) iii) παράγοντες που εξαρτώνται από παραμέτρους των ασθενών (διορθωτικοί παράγοντες για την κοντούρα- περίγραμμα contour, πάχος) Υποθέτουμε ότι οι διορθωτικοί παράγοντες είναι ανεξάρτητοι μεταξύ τους, για παράδειγμα οι διορθωτικοί παράγοντες για το μέγεθος του πεδίου υπολογισμένοι για διαφορετικό SSD πρέπει να είναι ίδιες μέσα στα πλαίσια της πειραματικής αβεβαιότητας. Με δεδομένο ότι το SSD, το μέγεθος πεδίου και οι μετατροπείς της δέσμης αλλάζουν τον ρυθμό της δόσης η ανεξαρτησία αυτή θεωρείται προσεγγιστικά. Όλες οι δημοσιεύσεις οδηγούν στο συμπέρασμα ότι αυτή η προσέγγιση λειτουργεί ικανοποιητικά Υπολογισμός της δόσης Η δόση για οποιεσδήποτε κλινικές συνθήκες δίνεται από τη σχέση: D entr R F CF entr, diode Cal i (2.7) όπου D entr η δόση που αντιστοιχεί στο d max, R entr,diode η μέτρηση της διόδου, F Cal ο παράγοντας βαθμονόμησης και το γινόμενο των διορθωτικών παραγόντων. 43

44 ΠΕΙΡΑΜΑΤΙΚΟ ΜΕΡΟΣ 44

45 ΚΕΦΑΛΑΙΟ 3 ΜΕΘΟΔΟΙ ΚΑΙ ΥΛΙΚΑ 3.1 ΕΙΣΑΓΩΓΗ Αξιολογήθηκε η χρήση διόδων της PTW-Freinburg, Germany για in vivo δοσιμετρία στην ακτινοθεραπεία εξωτερικών δεσμών. Οι μετρήσεις πραγματοποιήθηκαν με ενέργειες 6 και 18 MV που παράγονταν από τους γραμμικούς επιταχυντές ELEKTA SL-15 και ELEKTA SL-20 αντίστοιχα. Οι ακροδέκτες εξόδου των διόδων συνδέονταν, μέσω του κουτιού σύνδεσης (detectors connection box 12 x BNC), με το πολυκάναλο ηλεκτρόμετρο MULTIDOS (PTW- Freinburg). To connection Box είχε 12 θύρες για σύνδεση διόδων. Για την βαθμονόμηση των διόδων χρησιμοποιήθηκε θάλαμος ιονισμού Farmer τύπου υδατοστεγής (PTW, Freinburg) και υδάτινο ομοίωμα από PMMA. 3.2 ΥΛΙΚΑ Μονάδες τηλεθεραπείας Το ακτινοθεραπευτικό τμήμα του «Θεαγενείου» διαθέτει δύο γραμμικούς επιταχυντές ηλεκτρονίων, τον SL-15 και τον SL-20 του οίκου ELEKTA. Και οι δύο επιταχυντές παράγουν δέσμες φωτονίων 6, 10, 15 και 18 ΜV και δέσμες ηλεκτρονίων με ενέργειες 6, 8, 10, 12, 15 και 20 MeV. Στο τμήμα χρησιμοποιούνται κλινικά τρεις ενέργειες φωτονίων 6, 15 και 18 ΜV. Ο SL-15 παράγει δέσμες φωτονίων με ενέργειες 6 και 15 MV και ο SL-20 παράγει δέσμες φωτονίων με ενέργειες 6 και 18 MV. Οι δύο επιταχυντές έχουν την δυνατότητα παραγωγής ασύμμετρων πεδίων (asymmetrical jaws) και είναι εξοπλισμένοι με πολύφυλλο κατευθυντήρα 80 φύλλων(multi Leaf Collimator MLC). Οι επιταχυντές της ELEKTA διαθέτουν σύστημα σφηνοειδούς φίλτρου σταθερής γωνίας ίσης με 60 (universal wedge) το οποίο βρίσκεται στο εσωτερικό της κεφαλής (internal wedge). Γωνίες μικρότερες των 60 επιτυγχάνονται με 45

46 συνδυασμό σφηνοειδούς (wedged) και ανοιχτού πεδίου (open) με weight). Δέχονταν κατά μέσο ( ) ασθενείς την ώρα. το κατάλληλο βάρος (field Μετρήσεις έγιναν στα 6 MV που παράγονταν από τον SL-15 και στα 18 ΜV που παράγονταν από τον SL-20. (Δεν πραγματοποιήθηκαν μετρήσεις στα 15 MV, καθώς η ενέργεια αυτή χρησιμοποιείται για τεχνικέs field into field όπου τα πεδία είναι μικρά και δίνονται λίγα MU? ) Δίοδοι Για τις μετρήσεις χρησιμοποιήθηκαν τα μοντέλα διόδων T60010M και T60010H της PTW- Freiburg, Germany με κωδικούς Τ60010Η-0345, Τ60010Η-0346, Τ60010Μ-0689 και Τ60010Μ Οι διόδους αριθμήθηκαν (πίνακας 3.1) και για λόγους συνέπειας η κάθε δίοδος συνδέονταν στο ίδιο πάντα κανάλι του κιβωτίου σύνδεσης. Εικόνα 3.1: Οι δίοδοι Τ60010Η (κόκκινη) και Τ60010Η (κίτρινη). Πίνακας 3.1: Κωδικοί και η αρίθμηση των διόδων που χρησιμοποιήθηκαν. Μοντέλο Χρωματικός Κωδικός Ενέργεια Διόδου κώδικας Αρίθμηση T60010H MV κόκκινος 1 T60010H MV κόκκινος 2 T60010M MV κίτρινος 3 T60010M MV κίτρινος 4 Οι δίοδοι της PTW είναι δίοδοι πυριτίου με κυκλικό κάλυμμα ανοικοδόμησης. Κάθε μοντέλο διόδων έχει διαφορετικό κάλυμμα προσαυξήσεως το οποίο εξασφαλίζει την ηλεκτρονική ισορροπία και το φιλτράρισμα των ηλεκτρονίων επιμόλυνσης. Επιπλέον το κάθε κάλυμμα προσαυξήσεως είναι σχεδιασμένο έτσι ώστε η δίοδος να λειτουργεί καλύτερα σε συγκεκριμένο ενεργειακό φάσμα. Για τα 6 ΜV χρησιμοποιήθηκε το μοντέλο T60010M που είναι σχεδιασμένο να λειτουργεί στο ενεργειακό φάσμα 5-13 MV και για τα 15 ΜV χρησιμοποιήθηκε το μοντέλο T60010H που είναι σχεδιασμένο να λειτουργεί για ενέργειες MV. Σύμφωνα με το τεχνικό εγχειρίδιο η απορρόφηση κάτω από τις διόδους είναι 4-6 %. 46

47 Όλες οι δίοδοι ήταν καινούριες χωρίς προηγούμενη κλινική και εργοστασιακή ακτινοβόληση. Σύμφωνα με τον κατασκευαστή λόγω της υψηλής ποιότητας κατασκευής οι δίοδοι της PTW δεν χρειάζονται προ-ακτινοβόληση. Τα κύρια χαρακτηριστικά των διόδων σύμφωνα με το τεχνικό εγχειρίδιο του κατασκευαστή είναι: Μεγαλύτερη διάρκεια ζωής σε σύγκριση με τις προ-ακτινοβολούμενες διόδους. Έχουν υποστεί σκλήρυνση π.χ. μόνο μικρή μεταβολή της ευαισθησίας με τη συσσωρευόμενη δόση. Μικρή εξάρτηση της ευαισθησίας με τη θερμοκρασία. Η κάτω πλευρά των διόδων δεν έχει κάλυμμα ανοικοδόμησης επιτρέποντας μεγάλη ακρίβεια στις μετρήσεις δόσεις εξόδων. Πίνακας 3.2: Τεχνικές προδιαγραφές Μοντέλο διόδων T60010M T60010H Χρωματικός κώδικας Εφαρμογή Φάσμα ενέργειας Υλικό καλύμματος ανοικοδόμησης Κίτρινο δόση εισόδου, δόση εξόδου Φωτόνια (5 13) MV Lead Κόκκινο δόση εισόδου, δόση εξόδου Φωτόνια (13 25) MV Tungsten Ολικό κάλυμμα ανοικοδόμησης Απόκριση Μεταβολή της Ευαισθησίας με τη συσσωρευόμενη Δόση (SVWT) Γωνιακή εξάρτηση ± g/cm g/cm 2 ( ) nc/gy ( ) nc/gy <0.15 %/K <0.15 %/K < 5 % για 6 MV < 2 % για 23 MV 47

48 3.2.3 Θάλαμος ιονισμού Η βαθμονόμηση των διόδων έγινε με το θάλαμος ιονισμού Farmer της PTW. Είναι ένας υδατοστεγής κοινός θάλαμος σχεδιασμένος για απόλυτη δοσιμετρία φωτονίων και ηλεκτρονίων στην ακτινοθεραπεία. Ο θάλαμος που χρησιμοποιήθηκε φαίνεται στην εικόνα 3.2. Χαρακτηριστικά Υδατοστεγής, fully guarded chamber Ευαίσθητος όγκος 0.6 cm 3, (ανοιχτού τύπου) Ακρυλικό τοίχωμα επικαλυμμένο με γραφίτη Κεντρικό ηλεκτρόδιο αλουμινίου Εικόνα 3.2: Ο θάλαμος ιονισμού της PTW. Πίνακας 3.3: Τεχνικές προδιαγραφές. Τύπος Εφαρμογή Μετρούμενες ποσότητες Ακτινοβολία αναφοράς Ονομαστικός ευαίσθητος όγκος Σχεδιασμός Σημείο αναφοράς Διεύθυνση πρόσπτωσης Ονομαστική απόκριση Μακροπρόθεσμη σταθερότητα Τάση vented κυλινδρικός θάλαμος ιονισμού acc. IEC Απόλυτη δοσιμετρία θεραπείας σε ύδωρ, στερεά ομοιώματα και αέρα Απορροφούμενη dόση στο νερό, air KERMA, Έκθεση 60 Co 0.6 cm 3 Υδατοστεγής, ανοιχτός, πλήρως μονωμένος Στον άξονα του θαλάμου, 13 mm από την άκρη του θαλάμου Ακτινική 20 nc/gy 0.5 % ανά χρόνο 400 V Ονομαστική ± 500 Μέγιστη 48

49 3.2.4 Ηλεκτρόμετρο Οι δίοδοι συνδέθηκαν με το πολυκάναλο δοσίμετρο θεραπείας MULTIDOS T10004 του οίκου PTW-Freinburg. Το MULTIDOS είναι σχεδιασμένο για απόλυτη δοσιμετρία, in vivo δοσιμετρία και ποιοτικό έλεγχο. Μπορεί να χρησιμοποιηθεί τόσο με θάλαμο ιονισμού όσο και με διόδους. Για τη σύνδεση διόδων είναι απαραίτητη η χρήση connection box. Οι παράγοντες βαθμονόμησης είναι αποθηκευμένοι στη μονάδα και μπορούν να εισαχθούν επιπρόσθετοι παράγοντες βαθμονόμησης. Εισάγονται διορθώσεις για την ατμοσφαιρική πίεση και τη θερμοκρασία περιβάλλοντος με απλή πληκτρολόγηση των τιμών πίεσης και θερμοκρασίας. Η μεγάλη LC οθόνη επιτρέπει την ανάγνωση των μετρούμενων μεγεθών σε Gy, Gy/min, R, R/min, C ή A. Σύμφωνα με τον κατασκευαστή έχει ακρίβεια μικρότερη από ± 0.5% και μακροπρόθεσμη σταθερότητα μικρότερη του 0.5% ανά έτος. Περιλαμβάνει ενσωματωμένη υψηλή τάση 400V, υποδοχή RS232 για 115/230V, Hz και λογισμικό MULTICAL για βαθμονόμηση. Εικόνα 3.3: Το δοσίμετρο MULTIDOS Τ Χαρακτηριστικά Δοσίμετρο θεραπείας με δυο κανάλια σύμφωνα με το IEC (field class) Υψηλή τάση +400 V, Δωδεκάναλο in vivo δοσίμετρο για μετρήσεις διόδων (απαιτείται κουτί σύνδεσης). Εξακάναλο in vivo δοσίμετρο για μετρήσεις διόδων σε πρωκτό και ουροδόχο κύστεως. Χρησιμοποιείται για LINAC constancy ελέγχους για ομοιογένεια και συμμετρία πεδίων φωτονίων ηλεκτρονίων Δοσίμετρο 48 καναλιών για ανάλυση πεδίου (απαιτείται η LA48 γραμμική συστοιχία και η προέκταση ΜΕ48) Τηρεί τις προδιαγραφές ασφαλείας IEC ως δοσίμετρο που έρχεται σε επαφή με ασθενής Δυνατότητα μέτρησης ταυτόχρονα δόσης, ρυθμού δόσης, φορτίου και ρεύματος 49

50 3.2.5 Ομοίωμα ( Phantom) Η βαθμονόμηση των διόδων μπορεί να γίνει πάνω στην επιφάνεια οποιουδήποτε ομοιώματος παρέχει οπισθοσκεδαζόμενη παρόμοια με in vivo (ιστός, πνεύμονας κτλ). Για τις μετρήσεις χρησιμοποιήθηκαν τα υδάτινα ομοιωμάτων του τμήμα ιατρικής φυσικής. Ήταν τετράγωνα υδάτινα ομοιώματα από PMMA με διαστάσεις 40 x 40 cm 2 και πάχους που κυμαίνονταν από 0.1 έως 1.4 cm. για τον θαλάμου ιονισμού χρησιμοποιήθηκε ειδικό πλαστικό ομοίωμα με κοιλότητα για την εισαγωγή του θαλάμου. 3.3 ΜΕΘΟΔΟΙ Έλεγχος των διόδων- Precalibration test Πραγματοποιήθηκε ένας αριθμός από μετρήσεις, πριν τη βαθμονόμηση, προκειμένου να αξιολογηθούν κάποιες από τις ιδιότητες των διόδων. Συγκεκριμένα μελετήθηκε η: i) Σταθερότητα του σήματος 3 min μετά από ακτινοβόληση ii) iii) Εγγενής σταθερότητα Γραμμικότητα και απόκριση με την δόση Για την επίσπευση του χρόνου των ελέγχων οι μετρήσεις των διόδων που άνηκαν στο ίδιο μοντέλο έγιναν ταυτόχρονα. Οι δίοδοι τοποθετήθηκαν ανά δύο συμμετρικά ως προς από το κέντρο του πεδίου. ΣΤΑΘΕΡΟΤΗΤΑ ΤΟΥ ΣΗΜΑΤΟΣ ΜΕΤΑ ΑΠΟ ΑΚΤΙΝΟΒΟΛΗΣΗ Συγκρίθηκε η ένδειξη της μέτρησης αμέσως μετά την ακτινοβόληση, με την ένδειξη της μέτρησης μετά το πέρασμα 3 min από την ακτινοβόληση. Έγιναν τρεις μετρήσεις των 100 MU. ΕΓΓΕΝΗΣ ΣΤΑΘΕΡΟΤΗΤΑ Υπολογίστηκε η τυπική απόκλιση και η επί τοις εκατό σχετική τυπική απόκλιση 6 μετρήσεων των 100 MU. ΓΡΑΜΜΙΚΟΤΗΤΑ ΚΑΙ ΑΠΟΚΡΙΣΗ ΜΕ ΤΗΝ ΔΟΣΗ Μελετήθηκε η απόκριση των διόδων ως συνάρτηση της δόσης. Με τις διόδους στο ισόκεντρο εξετάστηκε η γραμμικότητα από 20 ως 300 MU. 50

51 3.3.2 Βαθμονόμηση των διόδων για δόσεις εισόδου Πριν τη βαθμονόμηση των διόδων διαβεβαιώθηκε ότι είχαν γίνει οι καθιερωμένοι ποιοτικοί έλεγχοι δοσιμετρίας, ομοιογένειας και συμμετρίας ώστε να μην υπάρχουν διακυμάνσεις στα output των μηχανημάτων. Μετρήσεις έγιναν για δύο ενέργειες φωτονίων, 6 και 18 MV. Οι δίοδοι βαθμονομήθηκαν για μετρήσεις δόσης εισόδου, δηλαδή, όταν τοποθετούνται στη επιφάνεια του ασθενή η μετρούμενη δόση θα πρέπει να αντιστοιχεί στην δόση στο βάθος d max, της συγκεκριμένης δέσμης. Η βαθμονόμηση των διόδων έγινε με θάλαμο ιονισμού. Το μέγεθος πεδίου αναφοράς ήταν 10 x 10 cm 2, ορισμένο στο ισόκεντρο και το SSD αναφοράς ήταν 100 cm. Κατά την τοποθέτηση των διόδων η επίπεδη κυκλική επιφάνεια τους έπρεπε να εφάπτεται πλήρως με την επιφάνεια του ομοιώματος. Για την προσκόλληση των διόδων χρησιμοποιήθηκε υποαλλεργική ιατρική αυτοκόλλητη ταινία. Η βαθμονόμηση των διόδων του ίδιου μοντέλου έγινε ταυτόχρονα εξοικονομώντας χρόνο. Αυτό προϋποθέτει οι δίοδοι να τοποθετηθούν εντός του 80% του πεδίου. Η απόσταση μεταξύ των διόδων πρέπει να είναι τουλάχιστον 1 cm για να μην επηρεάζεται το σήμα από φαινόμενα σκέδασης. Οι μετρήσεις πραγματοποιήθηκαν με τις δύο διόδους τοποθετημένες συμμετρικά ως προς τον κεντρικό άξονα και σε απόσταση 2cm η μία από την άλλη. Ο διαμήκης άξονας των διόδων (κορυφή διόδουκαλώδιο διόδου) ήταν κάθετος στο επίπεδο περιστροφής του gantry. Εικόνα 3.4: Η διάταξη που χρησιμοποιήθηκε για τη βαθμονόμηση των διόδων. SSD =100 cm, Μέγεθος πεδίου αναφοράς 10 x 10 cm 2. Ο θάλαμος ιονισμού τοποθετήθηκε σε βάθος d max, χωριστά από τις διόδους Οι δίοδοι και ο θάλαμος ιονισμού ακτινοβολήθηκαν χωριστά. Λόγω της σταθερότητας του output των γραμμικών δεν θα επηρέαζε τη βαθμονόμηση των διόδων. Ο θάλαμος ιονισμού τοποθετήθηκε στην ειδική κοιλότητα του ομοιώματος στο βάθος d max της μέγιστης απορροφούμενης δόσης της εκάστοτε ενέργειας. Ως σημείο αναφοράς του κυλινδρικού θαλάμου ιοντισμού κατά την διεξαγωγή των μετρήσεων λαμβάνεται το κέντρο του ενεργού όγκου του θαλάμου το οποίο βρίσκεται πάνω στον κεντρικό άξονα του θαλάμου (εικόνα 3.5). Οι τιμές του 51

52 d max προέρχονταν από τα βάθη που δίνονταν από τα PDD διαγράμματα που βρίσκονταν στο beam configuration data του TPS. Τα βάθη αντιστοιχούσαν σε βάθη σε νερό και διαιρώντας με κατάλληλο συντελεστή (1,136) βρίσκεται το ισοδύναμο βάθος σε πλαστικό ομοίωμα νερού. Για τα 6 MV το d max είναι στα 1,6 cm νερού και στα 1,4 cm πλαστικού. Για τα 18 ΜV το d max είναι στα 3,1 cm νερού και 2,7 cm πλαστικού. Για οπισθοσκεδαζόμενη ακτινοβολία χρησιμοποιήθηκαν περίπου 10cm ομοιώματος. Στην εικόνα 3.4 φαίνεται η πειραματική διάταξη που χρησιμοποιήθηκε για τη βαθμονόμηση των διόδων. Εικόνα 3.5: Τοποθέτηση του θαλάμου ιονισμού στο βάθος μέτρησης Παράγοντας βαθμονόμησης δόσης εισόδου Ο παράγοντας βαθμονόμησης υπολογίστηκε από τη σχέση 2.5: Διορθωτικοί Παράγοντες Προσδιορίστηκαν οι εξής διορθωτικοί παράγοντες: 1) Διορθωτικοί παράγοντες για το μέγεθος του πεδίου 2) Διορθωτικοί παράγοντες για το SSD 3) Διορθωτικοί παράγοντες για σφηνοειδές φίλτρο 4) Διορθωτικοί παράγοντες για τη γωνία 5) Διορθωτικοί παράγοντες για την γραμμικότητα των διόδων με την δόση Όλοι οι διορθωτικοί παράγοντες προσδιορίζονται με βάση τη σχέση Διορθωτικοί παράγοντες για το μέγεθος του πεδίου Ο διορθωτικός παράγοντας του μεγέθους του πεδίου δίνεται από την σχέση: CF OF OF ic diode ( c) ( c) R( c) OF ( c) R(10cm) (3.1) Όπου c είναι η πλευρά του ισοδύναμου τετράγωνου πεδίου. Οι δίοδοι τοποθετήθηκαν σε SSD 100 cm συμμετρικά ως προς τον κεντρικό άξονα και σε απόσταση 2cm μεταξύ τους. Ο θάλαμος ιονισμού τοποθετήθηκε στο βάθος d max. Για σταθερό SSD 52

53 δόθηκαν 100 ΜU για μεγέθη πεδίων με διαστάσεις: 4 x 4 cm 2, 8 x 8 cm 2, 10 x10 cm 2, 15 x15 cm 2, 20 x 20 cm 2 και 25 x 25 cm 2. Για πεδία μικρότερα από 10 cm η κάθε δίοδος τοποθετήθηκε χωριστά ώστε να είναι εντός του 80% του πεδίου. Σημειώνεται ότι το μέγεθος του πεδίου ορίζεται στο ισόκεντρο. Για μεγαλύτερη ακρίβεια στον υπολογισμό της δόσης ο λόγος αντικαταστάθηκε από τους παράγοντες εξόδου (output factor) για νερό του TPS. Οι παράγοντες εξόδου που χρησιμοποιεί το TPS για τον υπολογισμό της δόσης προέρχονται από μετρήσεις σε νερό. Οι μετρήσεις για τον υπολογισμό των διορθωτικών παραγόντων πραγματοποιήθηκαν σε πλαστικό ομοίωμα νερού Διορθωτικοί παράγοντες για το SSD Η διάταξη ήταν ίδια με τη διάταξη της βαθμονόμηση με μόνη διαφορά τη μεταβολή του SSD. Ως πεδίο αναφοράς χρησιμοποιήθηκε τετράγωνο πεδίο με διαστάσεις 10 x 10 cm 2. Με σταθερό το μέγεθος του πεδίου έγιναν μετρήσεις για τις εξής τιμές SSD: 80, 85, 90, 95 και 100 cm. Η σχέση που δίνει τον διορθωτικό παράγοντα για το SSD δίνεται από τον τύπο: CF SSD 2 Ric ( zmax,10x10cm, SSD) 2 Ric ( zmax,10x10cm,100cm) 2 Rdiodes (10x10cm, SDD) 2 R (10x10cm,100cm) diodes (3.4) Διορθωτικοί παράγοντες για την σφήνα Οι δύο επιταχυντές ELEKTA SL15 και ELEKTA SL 20 διαθέτουν γενικό σφηνοειδές φίλτρο (universal wedge) σταθερής γωνίας ίσης με 60. Το γενικό φίλτρο επιτυγχάνει γωνίες μικρότερες των 60 με συνδυασμό σφηνοειδούς και ανοιχτού πεδίου με τα κατάλληλα βάρη πεδίων (βλέπε Παράρτημα ΙΙ). Ο υπολογισμός του παράγοντα διόρθωσης έγινε με τη χρήση του παράγοντα wedge ΜU ο οποίος ορίζεται ως ο λόγος των MU που δίνονται με σφήνα προς τα συνολικά MU με και χωρίς σφήνα. Ο υπολογισμός των διορθωτικών παραγόντων έγινε χωριστά για κάθε δίοδο με την δίοδο τοποθετημένη στο κέντρο του κάθε πεδίου ώστε να συμπίπτει με το κέντρο της σφήνας. Οι δίοδοι δέχονταν 100 ΜU (με και χωρίς σφήνα) για τιμές του wedge MU που κυμαίνονταν από 0,1 μέχρι 1. Οι τιμές του wedge MU για την κάθε θεραπεία δίνεται από το TPS. Η σχέση (3.5) δίνει το διορθωτικό παράγοντα για τη σφήνα. 53

54 CF wedge R R R R ic diode ic diode ( w) ( w) ( o) ( o) (3.5) Όπου w το wedge MU Διορθωτικοί παράγοντες για τη γωνιακή εξάρτηση Οι δίοδοι της PTW διαθέτουν ημισφαιρικό κάλυμμα ανοικοδόμησης γεγονός που εισάγει κάποια εξάρτηση της απόκρισης της διόδου με τη γωνία πρόσπτωσης της δέσμης. Η γωνία πρόσπτωσης της δέσμης ορίζεται ως η γωνία που σχηματίζει ο άξονας της δέσμης για τυχαία κλινική συνθήκη με τον άξονα που διέρχεται κάθετα στο επίπεδο της διόδου. Οι δίοδοι τοποθετήθηκαν αντικριστά, με SSD = 100 cm στο κέντρο πεδίου με διαστάσεις 10 x 10 cm 2. Δόθηκαν 100 MU για γωνίες gantry: ±10 ο, ±15 ο, ±45 ο και ±60 ο. Για τον υπολογισμό του διορθωτικού παράγοντα για τη γωνιακή εξάρτηση με αξονική (εγκάρσια) συμμετρία, το επίπεδο περιστροφής του gantry ήταν παράλληλο με το επίπεδο x, ενώ για διαμήκη εξάρτηση το επίπεδο περιστροφής του gantry ήταν παράλληλο με τον άξονα y, (σχήμα 3.6). Ο διορθωτικός παράγων CF angle ορίζεται ως ο λόγος της μέτρησης της διόδου για τη συγκεκριμένη γωνία θ προς τη μέτρηση της διόδου για 0 ο του gantry: CF angel R R diode diode ( ) (0) (3.6) Εικόνα 3.6: Διάταξη των διόδων για τον υπολογισμό των διορθωτικών παραγόντων για τη γωνιακή εξάρτηση. Όταν το επίπεδο περιστροφής του gantry είναι παράλληλο με τον άξονα X έχουμε αξονική συμμετρία ενώ όταν είναι παράλληλο με τον άξονα Y έχουμε tilt συμμετρία. 54

55 Ο υπολογισμός του διορθωτικού παράγοντα δεν έγινε με τη χρήση θαλάμου ιονισμού γιατί ο θάλαμος ιονισμού είναι ανεξάρτητος της γωνίας πρόσπτωσης (για αξονική συμμετρία). Για τα 6 MV υπολογίστηκαν οι διορθωτικοί παράγοντες για αξονική και διαμήκη συμμετρία τόσο για θετικές όσο και αρνητικές γωνίες του gantry. Για τα 18 MV υπολογίστηκαν οι διορθωτικοί παράγοντες μόνο για αξονική συμμετρία και μόνο για θετικές γωνίες του gantry. Συνίσταται να γίνει για τις διόδους 1 και 2 υπολογισμός των διορθωτικών παραγόντων με αρνητικές γωνίες και διαμήκη συμμετρία Διορθωτικοί παράγοντες για την γραμμικότητα των διόδων με την δόση Από τον έλεγχο αξιολόγησης διαπιστώθηκε ότι οι δίοδοι της PTW δεν είναι γραμμικοί. Κρίθηκε απαραίτητος ο υπολογισμός ενός διορθωτικού παράγοντα για τη γραμμικότητα των διόδων. Η σχέση 3.7 δίνει τον διορθωτικό παράγοντα για τη γραμμικότητα. CF linearity R R R R ic diode ic diode ( MU ) ( MU ) (100) (100) (3.7) 3.5 IN VIVO ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΑ Αρχική προετοιμασία Πριν ξεκινήσουν οι κλινικές μετρήσεις έγινε μια αρχική προετοιμασία η οποία περιλάμβανε προφορική ενημέρωση του προσωπικού (ογκολόγοι ακτινοθεραπευτές και τεχνολόγοι ακτινοθεραπείας) και των ασθενών. Βασική προϋπόθεση για την εφαρμογή του in vivo προγράμματος ήταν να υπάρξει συγκατάθεση του προσωπικού και των ασθενών. Να σημειωθεί ότι ήταν η πρώτη φορά που εφαρμοζόταν ένα πρόγραμμα in vivo δοσιμετρίας στο ακτινοθεραπευτικό τμήμα του Θ.Α.Ν.Θ. Ογκολόγοι Ακτινοθεραπευτές Αρχικά ενημερώθηκαν οι ογκολόγοι ακτινοθεραπευτές σε συνάντηση που έγινε στο γραφείο των ακτινοφυσικών. Κατά τη συνάντηση συζητήθηκαν τόσο θέματα που αφορούσαν τη χρήση των διόδων όσο και θέματα που αφορούσαν τη σωστή μεταχείριση των ασθενών. Έγινε μία σύντομη περιγραφή της λειτουργίας των διόδων ενώ συζητήθηκε η πιθανή επίδραση τους στην απορροφούμενη δόση όπως εξασθένιση της δόση κάτω από τη δίοδο ή φαινόμενα ανοικοδόμησης στην επιφάνεια των ασθενών. Τεχνολόγοι Ακτινοθεραπείας 55

56 Παρόμοια ενημέρωση έγινε και στους τεχνολόγους του τμήματος. Κατά τη συνάντηση δόθηκε έμφαση ότι το πρόγραμμα αποτελεί έναν τελικό έλεγχο της θεραπευτικής διαδικασίας και όχι των ικανοτήτων ή τις δουλείας τους. Συζητήθηκαν λειτουργικά θέματα όπως η χρήση των διόδων και ο τρόπος διεξαγωγής των μετρήσεων. Συνοπτικά τους γνωστοποιήθηκε ότι: η τοποθέτηση της διόδου θα γινόταν μόλις ο τεχνολόγος ολοκλήρωνε την τοποθέτηση του ασθενή. Θα υπήρχε συνεχή παρουσία ακτινοφυσικού που θα εκτελεί τις μετρήσεις. Η όλη διάταξη θα ήταν έτοιμη για χρήση. Δεν θα χρειαζόταν ο τεχνολόγος να περιμένει τον ακτινοφυσικό να ετοιμάσει κάθε φορά τη διάταξη. Το ηλεκτρόμετρο θα ήταν διαρκώς στη θέση του και το καλώδιο που σύνδεε το ηλεκτρόμετρο με τις διόδους θα βρισκόταν μόνιμα στο δωμάτιο θεραπείας με τις διόδους έτοιμες για χρήση. Το πρόγραμμα δεν θα επιφέρει σημαντική καθυστέρηση στις θεραπευτικές συνεδρίες και στο φόρτο εργασίας τους. Ασθενείς Για την καλύτερη διεξαγωγή της θεραπείας θεωρείται πλέον επιβεβλημένο οι ασθενείς να είναι συμμέτοχοι στη θεραπευτική διαδικασία που τους αφορά και ένα απαραίτητο εργαλείο προς αυτήν την κατεύθυνση είναι και η συμμετοχή στη βελτίωση της ποιότητας της θεραπείας του. Βασική προϋπόθεση είναι η κατανόηση του ρίσκου που αυτές εμπεριέχουν. Η επεξήγηση της διαδικασίας στους ασθενείς προϋποθέτει τη συζήτηση επιστημονικών δεδομένων και αρχών σε μη εξοικειωμένα σε αυτά άτομα. Στόχος είναι να μεταδοθούν κατανοητές πληροφορίες και να αποκτηθεί κλίμα εμπιστοσύνης. Ο κάθε ασθενής ενημερωνόταν λίγο πριν την έναρξη της θεραπεία του και είχε τη δυνατότητα να υποβάλει ερωτήσεις. Ο ασθενής είχε το δικαίωμα να μη συμμετάσχει στο πρόγραμμα Υπολογισμός της πειραματικής δόσης Η δόση σε μια κλινική περίπτωση δίνεται από το γινόμενο της ένδειξης της διόδου με τον παράγοντα βαθμονόμησης και τους διορθωτικούς παράγοντες (σχέση 2.7): D entr Rentr, diode Fcal CFi (3.8) Υπολογισμός της θεωρητικής δόσης Ο υπολογισμός της θεωρητικής τιμής της δόσης γινόταν από το μηχανογραφημένο σύστημα σχεδιασμού θεραπείας Eclipse της Varian. Το πρωτόκολλο είχε ως εξής: 56

57 1. Από τη διεπιφάνεια ορισμού ανατομικών δομών (τα παράθυρα δισδιάστατης απεικόνισης και σχεδίασης) του Eclipse επιλέγονταν η εγκάρσια τομή που περιείχε το ισόκεντρο. 2. Η δόση να εκφραζόταν σε Gy (absolute dose). 3. Από το μενού επιλογών και τις γραμμές εργαλείων επιλέγεται το dose profile (προφίλ δόσης) κατά μήκος του κεντρικού άξονα. 4. Από το διάγραμμα του dose profile βρίσκεται η μέγιστη δόση. 5. Αυτή αντιστοιχούσε στην ολική δόση από όλες τις συνεδρίες. Η δόση αυτή διαιρείται με το συνολικό αριθμό των συνεδριών και βρίσκεται η θεωρητική τιμή της δόσης. 3.6 ΜΕΤΡΗΣΗ ΔΟΣΗΣ ΑΣΘΕΝΩΝ Πραγματοποιήθηκαν μετρήσεις της δόσης εισόδου σε 14 συνολικά ασθενείς (18 πεδία). Από αυτά εννέα ήταν περιστατικά μαστού, δύο περιστατικά προστάτη, ένα περιστατικό ρινοφάρυγγα και ένα περιστατικό λάρυγγα. Οι μετρήσεις αυτές έγιναν περισσότερο για να ελέγξουν τη βαθμονόμηση των διόδων παρά τη δόση στον ασθενή. Στόχος ήταν να εφαρμοστεί το απλούστερο δυνατό πρωτόκολλο μέτρησης, ώστε να μην αυξάνεται ο φόρτος εργασίας του προσωπικού και ο χρόνος παραμονής των ασθενών στο δωμάτιο θεραπείας. Δεδομένου του μεγάλου όγκου ασθενών δεν υπήρχαν πολλά περιθώρια καθυστέρησης της θεραπευτικής αγωγής. Για να εφαρμοστεί μελλοντικά το πρόγραμμα σε μεγαλύτερο αριθμό ασθενών θα έπρεπε να είναι γρήγορο, απλό και αξιόπιστο. Τα περιστατικά που εξετάστηκαν είχαν όλα στόχο την ίαση και ήταν σχεδιασμένα με το λειτουργικό σύστημα σχεδιασμού θεραπείας Eclipse του οίκου Varian. Η διαδικασία τοποθέτησης του ασθενή παρέμενε ίδια. Η δίοδος τοποθετούνταν στην επιφάνεια του ασθενή επί του κεντρικού άξονα της δέσμης. Σε περίπτωση που δεν μπορούσε να τοποθετηθεί επί του κεντρικού άξονα, θα έπρεπε να τοποθετηθεί όσο πιο κοντά γινόταν στον άξονα. Κάτι τέτοιο δεν χρειάστηκε. Η τοποθέτηση της διόδου εκτός άξονα προϋπέθετε το πεδίο να είναι χωρίς σφήνα εξαιτίας της μεταβολής του transmission factor. Για τη σταθεροποίηση της διόδου χρησιμοποιήθηκε ιατρικός επίδεσμος. Οι βασικοί παράμετροι της θεραπείας σημειώνονταν στο φύλλο ασθενούς (παράρτημα ). Η καθυστέρηση της θεραπευτικής διαδικασίας ήταν λιγότερη από μισό λεπτό ανά ασθενή, χρόνος αποδεκτός. Τέλος σε κανέναν ασθενή δεν παρατηρήθηκε κάποια ενόχληση ή δυσφορία από την τοποθέτηση των διόδων. Τα όρια ανοχής και ενέργειας (tolerance and action levels )προσαρμόζονταν ανάλογα με την περιπλοκότητα της κάθε θεραπείας. Έτσι τα περιστατικά του μαστού είχαν ελαφρώς υψηλότερα 57

58 όρια ανοχής και ενέργειας (7% και 10% αντίστοιχα) σε σχέση με τα υπόλοιπα περιστατικά (5% και 7% αντίστοιχα). Αν οι μετρήσεις των δόσεων εισόδου είχαν μεγάλη ακρίβεια θα εξετάζονταν η περίπτωση μείωσης των ορίων. 58

59 ΚΕΦΑΛΑΙΟ 4 ΑΠΟΤΕΛΕΣΜΑΤΑ 4.1 ΕΛΕΓΧΟΙ ΕΠΙΒΕΒΑΙΩΣΗΣ ΣΤΑΘΕΡΟΤΗΤΑ ΤΟΥ ΣΗΜΑΤΟΣ ΜΕΤΑ ΑΠΟ ΑΚΤΙΝΟΒΟΛΗΣΗ Πίνακας 4.1: Μεταβολή του σήματος της διόδου μετά από 3 min. Μεταβολή του σήματος μετά από ακτινοβόληση (3 min) Δίοδος 1 Δίοδος 2 Δίοδος 3 Δίοδος 4 0,0% 0,0% 0,0% 0,0% ΕΓΓΕΝΗΣ ΣΤΑΘΕΡΟΤΗΤΑ Οι τιμές για την εγγενή σταθερότητα δίνονται από τον πίνακα 4.2 Πίνακας 4.2: Μετρήσεις της εγγενής σταθερότητας. Στον πίνακα δίνεται η τυπική απόκλιση (SD), η μέση τιμή (MEAN) και η επί τοις εκατό τυπική απόκλιση (RSD%). a/a Diode 1 Diode 2 Diode 3 Diode ,9 126, , , , ,6 125,9 122,6 121, ,2 125,6 122,3 121, ,8 126,2 122,9 121, ,5 125,7 122,7 121, ,8 125,9 122,2 121, ,6 125,6 122,2 121, ,4 125,9 122,3 121,4 SD 0,235 0,232 0,294 0,280 MEAN 125,55 125, , ,5333 RSD% 0,187 0,184 0,240 0,231 59

60 4.2 Παράγοντες βαθμονόμησης ΠΙΝΑΚΑΣ 4.5 : ΟΙ ΠΑΡΑΓΟΝΤΕΣ ΒΑΘΜΟΝΟΜΗΣΗΣ. Δίοδος Ενέργεια (ΜV) CF (cgy/r) Δίοδος ,837 Δίοδος ,839 Δίοδος 3 6 0,741 Δίοδος 4 6 0, ΔΙΟΡΘΩΤΙΚΟΙ ΠΑΡΑΓΟΝΤΕΣ Διορθωτικοί παράγοντες για τη γραμμικότητα Πίνακας 4.3 : Στον πίνακα δίνεται η απόκριση των διόδων 3 και 4 συναρτήσει της δόσης σε ΜU στα 6 MV. Στον πίνακα δίνονται και οι αντίστοιχοι διορθωτικοί παράγοντες MU Δίοδος 3 Δίοδος 4 (nc) (nc) Θ.Ι (cgy) CF3 LINEARITY CF4 LINEARITY 20 36,36 36,16 24,68 0,916 0, ,58 69,08 49,42 0,958 0, ,3 74,16 0,981 0, ,9 132,9 98,87 0,996 0, ,6 165,2 123,5 1,000 1, ,4 247,4 185,3 1,002 1, ,2 326,4 247,3 1,013 1, ,9 487,8 371,5 1,019 1,019 Πίνακας 4.4: Η απόκριση των διόδων 1 και 2 με τη δόση εκφρασμένη σε MU στα 18 ΜV και οι διορθωτικοί παράγοντες για τη γραμμικότητα. MU Δίοδος 1 (nc) Δίοδος 2 (nc) Θ.Ι (cgy) CF1 LINEARITY CF2 LINEARITY 20 29,04 28,95 21,04 0,863 0, ,39 53,4 42,02 0,938 0, ,71 77,89 62,99 0,966 0, , ,98 0,984 0, ,1 125, ,5 186,2 157,4 1,011 1, ,7 245,6 209,9 1,022 1, ,7 367,3 314,9 1,026 1, ,3 485,4 419,3 1,034 1,032 60

61 σχετική απόκριση σχετική απόκριση y = 1,0033x - 0,0069 y = 0,8983x + 0, σχετική δόση Δίοδος 3 Δίοδος 4 IC Γραμμική (Δίοδος 3) Γραμμική (IC) Εικόνα 4.1: Σχετική απόκριση των διόδων 3 και 4 με τη δόση στα 6 MV. Στο διάγραμμα δίνεται και η σχετική απόκριση του Θ.Ι για σύγκριση σχετική δόση Δίοδος 1 Δίοδος 2 Θ.Ι Εικόνα 4.2: Η σχετική απόκριση των διόδων 1 και 2 με τη δόση για τα 18 MV. Στο διάγραμμα δίνεται και η σχετική απόκριση του θαλάμου ιονισμού για σύγκριση. CF για τη γραμμικότητα CF linearity 1,06 1,04 1,02 1,00 0,98 0,96 0,94 0,92 0,90 0,88 0,86 0, MU CF 1 linearity CF 2 linearity CF 3 linearity CF 4 linearity Εικόνα 4.3: Οι διορθωτικοί παράγοντες για τη γραμμικότητα των διόδων. Το CF1 είναι ο διορθωτικός παράγοντας της διόδου 1 το CF2 ο διορθωτικός παράγοντας της διόδου 2 και ούτω καθ εξής. 61

62 κανονικοποιημένη απόκριση απόκριση ΔΙΟΡΘΩΤΙΚΟΙ ΠΑΡΑΓΟΝΤΕΣ ΓΙΑ ΤΟ ΜΕΓΕΘΟΣ ΤΟΥ ΠΕΔΙΟΥ 1,08 1,06 1,04 1,02 1 0,98 0,96 0,94 0,92 0, μέγεθος πλευράς τετράγωνου πεδίου (cm) Δίοδος 3 Δίοδος 4 Θ.Ι Εικόνα 4.4: Η απόκριση των διόδων και του θαλάμου ιονισμού κανονικοποιημένη ως προς ισοδύναμο τετράγωνο πεδίο 10 x 10 cm 2. Πίνακας 4.6: Ο πίνακας δίνει την επί τοις εκατό μεταβολή της απόκρισης των διόδων και του θαλάμου ιονισμού με το μέγεθος του πεδίου κανονικοποιημένη για ισοδύναμο τετράγωνο πεδίο 10 x 10 cm 2. M.Π (cm 2 ) Δίοδος 3 (%) Δίοδος 4 (%) Θ.Ι (%) 4x4 0,24-0,18 8,50 8x8-0,12 0,30 1,38 10x x15-0,30-0,36-2,91 20x20 0,48 0,36-4,78 25x25-0,18-0,30-5,99 1,08 1,06 1,04 1,02 1 0,98 0,96 0,94 0,92 0,9 0, μέγεθος ισοδύναμου τετράγωνου πεδίου (cm 2 ) Δίοδος 1 Δίοδος 2 Θ.Ι Εικόνα 4.5: Κανονικοποιημένη απόκριση των διόδων και του θαλάμου ιονισμού στα 18 MV. Η κανονικοποίηση έχει γίνει ως προς ισοδύναμο τετράγωνο πεδίο 10 x 10 cm 2. 62

63 Πίνακας 4.7: Η επί τοις εκατό μεταβολή της ευαισθησίας των διόδων με το μέγεθος του πεδίου κανονικοποιημένη για πεδίο 10 x 10 cm 2. Μ.Π (cm 2 ) %dif D1 %dif D2 4x4 0,24 3,32 8x8 0,63-0,24 10x x15 0,48 0,48 20x20 0,24 0,24 25x25 0,71 0,71 ΠΙΝΑΚΑΣ 4.8: Στον πίνακα δίνονται τα αποτελέσματα των μετρήσεις στα 18 MV για τους διορθωτικούς παράγοντες του μεγέθους του πεδίου. F.S (cm 2 ) D3 (nc) D4(nC) IC (cgy) CF3 FIELD CF4 FIELD 4x4 166,2 165, ,917 0,913 8x8 166,8 164,7 121,8 0,985 0,989 10x10 166,6 165,2 123, x15 167,1 165,8 127,1 1,026 1,025 20x20 165,8 164,6 129,4 1,053 1,052 25x25 166,9 165,7 130,9 1,058 1,057 1,1 1,05 Διορθωτικοί παράγοντες για το μέγεθος πεδίου CF FIELD SIZE 1 0,95 0,9 0,85 0, Δίοδος 2 Δίοδος 1 Δίοδoς 3 Δίοδος 4 μήκος πλευράς τετράγωνου πεδίου (cm) Εικόνα 4.6: Το γράφημα δείχνει τους διορθωτικούς παράγοντες για το μέγεθος του πεδίου. 63

64 outptut factor output factor Διορθωτικοί παράγοντες για το output factor Τους διορθωτικούς παράγοντες για το output factor τους πήραμε από τους πίνακες των output factor. Πίνακας 4.9: Τιμές output factor (παραγόντων εξόδου) για open και wedged πεδία. F.S O.F. Open O.F. Wedge F.S 6 MV 18 MV 6 MV 18 MV 4 0, , , , , , , , , , , , , , , , , , , ,15304 Output Factor για 6 MV 1,3 1,2 1,1 1 0,9 0, Field size (cm 2 ) O.F. open O.F. Wedge Εικόνα 4.7 Output factor για τα 6 MV. 1,2 output factor για 18 MV 1,1 1 0,9 O.F. Open O.F. Wedge 0, Μέγεθος πεδίου (cm 2 ) Εικόνα 4.8: Output factor για τα 18 MV. 64

65 κανονικοποιημένη απόκριση Θ.Ι κανονικοποιημένη απόκριση Διορθωτικοί παράγοντες για το SSD 1,04 Απόκριση των διόδων με το SSD 1,02 1 0,98 0, SSD (cm) Δίοδος 1 (18ΜV) Δίοδος 2 (18MV) Δίοδος 3 (6MV) Δίοδος 4 (6MV) Εικόνα 4.9: Κανονικοποιημένη απόκριση των διόδων 3, 4 στα 6 MV και των διόδων 1, 2 στα 18 MV. 1,6 1,5 1,4 1,3 1,2 1,1 1 Απόκριση του Θ.Ι με το SSD SSD (cm) Θ.Ι 6 MV Θ.Ι 18 MV Εικόνα 4.10: Κανονικοποιημένη απόκριση του Θ.Ι. ως προς το SSD. CF SSD 1,9 1,8 1,7 1,6 1,5 1,4 1,3 1,2 1,1 1 0,9 0,8 Διορθωτικοί Παράγοντες για το SSD SSD (cm) Δίοδος 1 Δίοδος 2 Δίοδος 3 Δίοδος 4 Εικόνα 4.11: Διορθωτικοί παράγοντες για το SSD 65

66 Απόκριση Απόκριση Πίνακας 4. 10: Διορθωτικοί παράγοντες Πίνακας 4. 11: Διορθωτικοί παράγοντες SSD για τις διόδους 3 και 4. SSD για τις διόδους 1 και 2. SSD (cm) CF3 SSD CF4 SSD 80 1,55 1, ,37 1, ,23 1, ,11 1, SSD (cm) CF1 SSD CF2 SSD 75 1,75 1, ,54 1, ,37 1, ,10 1, Διορθωτικοί παράγοντες για σφηνοειδή φίλτρα 1,1 1 0,9 0,8 0,7 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 Απόκριση των διόδων με το wedge MU 0 0,2 0,4 0,6 0,8 1 1,2 Wedge MU Δίοδος 4 Δίοδος 3 Θ.Ι Σχήμα 4.12: Κανονικοποιημένη απόκριση των διόδων 3, 4 και θαλάμου ιονισμού με τα wedge ΜU. 1,02 1 0,98 0,96 0,94 0,92 0,9 Απόκριση των διόδων με το wedge MU, 18 MV 0 0,2 0,4 0,6 0,8 1 1,2 wedge MU Δίοδος 1 Δίοδος 2 Εικόνα 4.13: Κανονικοποιημένη απόκριση των διόδων 1 και 2 ως προς τα wedge MU για την ενέργεια των 18 MV. 66

67 Πίνακας 4.12: Μετρήσεις στα 18 MV για τον υπολογισμό των διορθωτικών παραγόντων των διόδων 1 και 2. MU wedge MU open Θ.Ι(cGy) Δ1 (nc) Δ2(nC) Διαφορά (%) CF1 wedge 45,6 104,4 122,2 181,4 178,9-1,397 0,803 0,816 74,25 75,75 100,7 179,4 174,3-2,926 0,669 0,691 94,05 55,95 85,37 177,5 171,2-3,68 0,573 0, ,45 41,55 74,73 176,5 168,6-4,686 0,504 0,53 119,55 30,45 65,6 175,3 166,5-5,285 0,446 0, ,25 21,75 59,48 174,7 165,3-5,687 0,406 0,43 135,15 14,85 54,18 173,9 163,9-6,101 0,371 0, ,54 173,2 163,1-6,193 0,341 0, ,8 4,2 45,71 172, ,667 0,315 0, ,7 167, ,879 0,303 0,325 CF2 wedge Πίνακας 4.13: Μετρήσεις στα 6MV για τον υπολογισμό των διορθωτικών παραγόντων των διόδων 3 και 4. Wedge MU MU wedge MU open IC(cGy) D3 D4 %diff CF3 wedge CF4 wedge ,5 166,6 165,2-0,847 1,000 1,000 0, ,3 156,4 155,3-0,708 0,986 0,985 0, ,1 145,2 144,3-0,624 0,976 0,974 0, ,77 135,9 135,2-0,518 0,951 0,948 0, ,65 124,7 124,2-0,403 0,937 0,933 0, ,38 115, ,348 0,905 0,900 0, ,99 105,2 105,1-0,095 0,872 0,865 0, ,7 94,86 94,92 0,063 0,835 0,827 0, ,42 84,93 85,23 0,352 0,785 0,776 0, ,09 74,88 75,3 0,558 0,722 0,712 0, ,51 69,29 69,87 0,830 0,691 0, ,89 61,41 61,94 0,856 0,679 0,667 67

68 απόκριση (nc) CF wedge MU 1,1 1 0,9 0,8 0,7 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0, ,2 0,4 0,6 0,8 1 1,2 wedge MU Δίοδος 1 Δίοδος 2 Δίοδος 3 Δίοδος 4 Εικόνα 4.14: Διορθωτικοί παράγοντες για τη γωνιακή σφήνα. Αντί για τη γωνία του σφηνοειδούς φίλτρου χρησιμοποιήθηκε ο παράγοντας wedge MU. Από τις γραφικές παρατηρείται ότι Διορθωτικοί παράγοντες για τη γωνία Γωνία ( ) Δίοδος 3 εγκάρσια Δίοδος 3 διαμήκες Δίοδος 4 εγκάρσια Δίοδος 4 διαμήκες Εικόνα 4.15: Απόκριση των διόδων με τη γωνία για εγκάρσια και διαμήκη συμμετρία. Για γωνίες μικρότερες των 30 παρατηρούμε μία μικρή αύξηση της ευαισθησίας των διόδων για διαμήκη συμμετρία. Για γωνίες μεγαλύτερη των 30 68

69 CF angle 1,04 1,02 1 0,98 0,96 0,94 0,92 0, Τίτλος άξονα Δίοδος 3 εγκάρσια Δίοδος 4 εγκάρσια Δίοδος 3 διαμήκες Δίοδος 4 διαμήκες Εικόνα 4.16: Διορθωτικοί παράγοντες για εγκάρσια και διαμήκη συμμετρία. Πίνακας 4.14: Επί τοις εκατό μεταβολή της ευαισθησίας των διόδων με τη γωνία για εγκάρσια και διαμήκη συμμετρία. Γωνία Gantry ( ο ) εγκάρσια συμμετρία % μεταβολή Δίοδο 3 % μεταβολή Δίοδο 4 διαμήκες συμμετρία % μεταβολή Δίοδο 3 % μεταβολή Δίοδο ,9-0, ,4-1,5-0,3-0, ,7-3,7-0,4 1, ,2-1,2 1,2 1,2 15-1,1-1,1 1,4 1,4 30-1,3-1,2 0,4 0,4 45-2,8-2,7 0,4 0,3 60-2,8-2, ,02 1,01 Cf angle 1 0,99 Δίοδος 1 εγκάρσια Δίοδος 2 εγκάρσια 0, γωνία ( ο ) Εικόνα 4.17: Διορθωτικοί παράγοντες για τη γωνία για αξονική συμμετρία στα 18 MV. 69

70 Πίνακας 4.15: Επί τοις εκατό μεταβολή των διόδων 1 και 2 με τη γωνία, για εγκάρσια συμμετρία, στα 18 MV. Γωνία Gantry % μεταβολή Δίοδος 1 % μεταβολή Δίοδος ,4 0,4 30 0,2 0,2 45 0,5 0,5 60 0,8 0,8 70

71 4.4 Μετρήσεις δόσης ασθενών Οι μετρήσεις των ασθενών με όλες τις παραμέτρους που χρειαζόταν για τον υπολογισμό της δόσης απεικονίζονται στον πίνακα () Παράτημα. Τα ονόματα των ασθενών έχουν παραλειφθεί. Πίνακας 4.16: In vivo μετρήσεις α/α Όγκος Τεχνική Πεδίο Απόκλιση (%) 1 Τράχηλος Μήτρας Box (boost) 2 Προστάτης Box 3 Προστάτης Box Πρόσθιο 1,06 Αριστερό -0,47 Πρόσθιο -2,03 Αριστερό 0,01 Πρόσθιο -0,85 Δεξί -0,82 4 Ρινοφάρυγγας Πρόσθιο 6,24 Αριστερό -1,03 5 Δεξής Μαστός 6 Αριστερός Μαστός 7 Αριστερός Μαστός 8 Αριστερός Μαστός 9 Δεξής Μαστός 10 Αριστερός Μαστός 11 Αριστερός Μαστός 12 Δεξής Μαστός 13 Δεξής Μαστός Εφαπτόμενα πεδία Εφαπτόμενα πεδία Εφαπτόμενα πεδία Εφαπτόμενα πεδία Εφαπτόμενα πεδία Εφαπτόμενα πεδία Εφαπτόμενα πεδία Εφαπτόμενα πεδία Εφαπτόμενα πεδία Έσω Δεξί 2,81 Έσω Αριστερό 1,36 Έσω Αριστερό 0,27 Έσω Αριστερό 3,56 Έσω Δεξί 1,21 Έσω Αριστερό 3,27 Έσω Αριστερό 0,15 Έσω Δεξί 1,17 Έσω Δεξί 0,10 14 Λάρυγγας Αριστερό -2,68 71

72 ΚΕΦΑΛΑΙΟ 5 ΣΥΖΗΤΗΣΗ 5.1 ΠΡΟΚΑΤΑΡΚΤΙΚΟΙ ΕΛΕΓΧΟΙ Η μελέτη των χαρακτηριστικών των διόδων, η βαθμονόμηση και ο υπολογισμός των διορθωτικών παραγόντων έγινε χωρίς προ-ακτινοβόληση των διόδων. Όλες οι δίοδοι που χρησιμοποιήθηκαν ήταν καινούριες και δεν είχαν ξανά ακτινοβοληθεί. Ένα ιδιαίτερο χαρακτηριστικό των διόδων T60010M και Τ60010H της PTW είναι ότι δεν είναι προ-ακτινοβολημένες. Η μεταβολή του σήματος των διόδων μετά από πέρασμα 3 min από την ακτινοβόληση ήταν 0% (πίνακας 4.1). Η εγγενής σταθερότητα των διόδων 1 και 2 είχε τυπική απόκλιση 0,2% ενώ των διόδων 3 και 4 είχε μία τυπική απόκλιση 0,3% και θεωρείται αποδεκτή (πίνακας 4.2). Μελέτη του SVWΑD (βλέπε παράγραφο 2.3.2) Είναι ευρέως γνωστό ότι τα χαρακτηριστικά των διόδων μπορούν να μεταβληθούν με τη συσσώρευση δόσης. Οι κατασκευαστές διόδων επιλέγουν να προ-ακτινοβολούν τις διόδους τους. Η προ-ακτινοβόληση των διόδων μπορεί να μειώνει την ευαισθησία των διόδων αλλά μειώνει την εξάρτηση της ευαισθησίας με τη συσσωρευόμενη δόση (SVWAD). Οι δίοδοι της PTW είναι οι μόνες δίοδοι εμπορίου που δεν είναι προ-ακτινοβολημένες. Η PTW ισχυρίζεται ότι λόγω της υψηλής ποιότητας κατασκευής, οι δίοδοι δεν απαιτούν προ-ακτινοβόληση. Με αυτό τον τρόπο αποφεύγεται η πρόωρη μείωση της αντίστασης των διόδων και της αύξησης της εξάρτησης από τη θερμοκρασία. Όπως μπορούμε να διαπιστώσουμε όλες οι εταιρίες προακτινοβολούνε τις διόδους τους με δέσμες ηλεκτρονίων. Στην παρούσα εργασία δεν έγινε μελέτη της μεταβολής της ευαισθησίας των διόδων με τη συσσωρευόμενη δόση. Ωστόσο μπορούμε να εξάγουμε κάποια συμπεράσματα βάσει των αποτελεσμάτων των A.Sena και G.Rikner [24, 25]. Να σημειωθεί εδώ ότι δεν βρέθηκε επίσημη δημοσίευση στην οποία να έχουν χρησιμοποιηθεί δίοδοι της PTW. Οι εργασίες αφορούσαν μόνο τη βαθμονόμηση και τον χαρακτηρισμό των διόδων και δεν πραγματοποιήθηκαν μετρήσεις δόσεων ασθενών. 72

73 Ο A.Sena et.al βρήκε ύστερα από ακτινοβόληση 500 Gy μία μεταβολή της τάξης του 2,5% για τα 6ΜV και 5% για τα 15ΜV. Οι Rikner και Grusell βρήκαν ύστερα από ακτινοβόληση 1 kgy μία μεταβολή της τάξης του 20% για τα 15 MV. Τα αποτελέσματα αυτά έρχονται σε αντίθεση με τα τεχνικά χαρακτηριστικά του κατασκευαστή που ισχυρίζεται μια μεταβολή στην ευαισθησία μικρότερη του 1% για 15 kgy ( 60 Co). Οι δίοδοι δεν ακτινοβολήθηκαν αρκετά ώστε να μελετηθεί η μεταβολή της ευαισθησίας με τη συσσωρευόμενη δόση. Με μία μέση εκτίμηση η δίοδος 3, που ήταν και η πιο πολυχρησιμοποιούμενη δίοδος, κατά τη διάρκεια της βαθμονόμησης δέχτηκε περίπου 350 Gy και κατά τη διάρκεια των κλινικών μετρήσεων δέχτηκε περίπου άλλα 100 Gy, δηλαδή συνολικά Gy. Με βάσει τον κατασκευαστή [26] η δίοδος δεν χρειαζόταν ξανά βαθμονόμηση και τα κλινικά αποτελέσματα έδειχναν ότι συμπεριφερόταν καλά. Οι κοινοί δίοδοι του εμπορίου έχουν δεχτεί δύο τάξεις μεγέθους περισσότερη ακτινοβολία από τη δίοδο 3 πριν χρησιμοποιηθούν για πρώτη φορά. Για την εξαγωγή πιο αξιόπιστων συμπερασμάτων οι δίοδοι θα χρειαστεί να μελετηθούν για μεγαλύτερο χρονικό διάστημα. SVWT Όπως αναφέρθηκε στην παράγραφο η ευαισθησία των διόδων μεταβάλλεται με τη θερμοκρασία (SVWT) [27-29]. Κατά τη βαθμονόμηση των διόδων, οι δίοδοι και η επιφάνεια που βαθμονομείται βρίσκονται σε θερμική ισορροπία με το περιβάλλον (18-20 ). Κατά τη διάρκεια της in vivo μέτρησης η δίοδος βρίσκεται στην επιφάνεια του ασθενή με θερμοκρασία και θα έρθει σε θερμική ισορροπία μεταξύ των δύο θερμοκρασιών μέσα σε λίγα λεπτά. Έχει υπολογιστεί ότι χρειάζονται 3-5 min για φτάσουνε οι δίοδοι στο 90% της θερμικής ισορροπίας τους [30]. Αυτή η διαφορά θερμοκρασίας μπορεί να οδηγήσει σε σφάλματα μέχρι και 9% της μετρούμενης δόσης ανάλογα με την ενέργεια και το ρυθμό δόσης. Ωστόσο το σφάλμα αυτό δεν είναι ενδεικτικό των κλινικών περιπτώσεων στην οποία οι δίοδοι μπορεί να μην προλάβουν να έρθουν σε θερμική ισορροπία. Οι Welsh και Reinstein ποσοτικοποίησαν το χρόνο που χρειάζεται για να έρθει σε θερμική ισορροπία η δίοδος με την καμπύλη θερμικής ισορροπίας των διόδων. Στο σχήμα 5.1 απεικονίζονται οι καμπύλες θερμικής ισορροπίας που περιγράφουν το ρυθμό με τον οποίο οι δίοδοι έρχονται σε θερμική ισορροπία. Η καμπύλη θερμικής ισορροπίας εξαρτάται από διάφορους παράγοντες και μπορεί να είναι εξωγενής ή ενδογενής. Εξωγενής παράγοντας θεωρείται η θερμοκρασία δωματίου, η ατμοσφαιρική πίεση, η υγρασία και η θερμική επαφή της διόδου. Ενδογενής παράγοντας θεωρείται η θέση της επαφής pn, ο τύπος της διόδου και η θερμική αγωγιμότητα των υλικών που περιβάλλουν τον ενεργό όγκο ανίχνευσης της διόδου. 73

74 Οι μεταβλητές που επηρεάζουν την αβεβαιότητα της μέτρησης και που οφείλονται στη θερμοκρασία συνοψίζονται στον πίνακα 5.1 [30]. Ο χρόνος ακτινοβόλησης, η θερμοκρασία της επιφάνειας του ασθενή είναι μεταβλητές που καθορίζονται δύσκολα. Γενικά η διάρκεια ακτινοβόλησης κυμαίνεται από 0,2 μέχρι 1 min. Η θερμοκρασία του ασθενή θα εξαρτάται από την κατάσταση του ασθενή και τη θερμοκρασία δωματίου η οποία διατηρείται στους (20-22) C ώστε οι ασθενείς να νιώθουν άνετα. Η θερμοκρασία βαθμονόμησης, ο χρόνος παραμονής της διόδου στον ασθενή πριν και κατά την ακτινοβόληση μπορούν να καθοριστούν από τον ακτινοφυσικό. Ανάλογα με το πότε θα τοποθετηθεί η δίοδος, μπορεί να παραμείνει στον ασθενή από 20 sec μέχρι και λίγα λεπτά, πριν την ακτινοβόληση. Επιπλέον η δίοδος μπορεί να βαθμονομηθεί σε οποιαδήποτε θερμοκρασία. Πίνακας 5.1: Ο πίνακας δείχνει τους παράγοντες που επηρεάζουν την αβεβαιότητα της μέτρησης και εξαρτώνται από τη θερμοκρασία Παράγοντας Τυπικό φάσμα Σχόλια 1. SVWT - 0,1 0,6 %/ C Εξαρτάται από τη δίοδο 2. Θερμοκρασία δέρματος του ασθενή C Εξαρτάται από τον ασθενή και τη θέση της διόδου πάνω στο σώμα του ασθενή 3. Θερμοκρασία δωματίου C Μπορεί να προσαρμοστεί και να περιοριστεί μέσα σε κάποια όρια 4. Χρόνος επαφής της διόδου πριν την ακτινοβόληση 5. Χρόνος επαφής της διόδου κατά την ακτινοβόληση 0,3-4 min Μπορεί να ελεγχθεί και εξαρτάται από τον ακτινοφυσικό 0,2-1 min Εξαρτάται από το ρυθμό δόσης και τη χορηγούμενη δόση Είναι σημαντικό να είναι γνωστό το SVWT των διόδων που θα χρησιμοποιηθούν ώστε να μειώνεται το σφάλμα των μετρήσεων. Δίοδοι με μικρό SVWT δεν απαιτούν ιδιαίτερη προσοχή για μεταβολές με τη θερμοκρασία. Ωστόσο για διόδους με μεγάλες τιμές του SVWT π.χ. πάνω από 0.2% / C απαιτείται ειδική μεταχείριση για τη μείωση της αβεβαιότητας λόγω θερμοκρασίας. Γενικά αν δεν απαιτείται μεγάλη ακρίβεια μπορεί να εφαρμοστεί ένα απλό πρωτόκολλο βαθμονόμησης των διόδων με ανεβασμένη λίγο τη θερμοκρασία του δωματίου. Οι Welsh και Reinstein [30] προτείνουν η βαθμονόμηση διόδων με μεγάλο SVWT να γίνεται με τη θερμοκρασία δωματίου ανεβασμένη κοντά στη τιμή θερμικής ισορροπίας της διόδου. Επίσης προτείνουν η τοποθέτηση της διόδου πάνω στον ασθενή να γίνεται νωρίς ώστε να προλαβαίνει η δίοδος να έρθει κοντά στη θερμοκρασία ισορροπίας. Εναλλακτικά η δίοδος μπορεί να βαθμονομηθεί σε θερμοκρασία περιβάλλοντος και να αναχθεί η σωστή τιμή από την καμπύλη 74

75 SVWT. Γενικά όσο πιο υψηλή η θερμοκρασία βαθμονόμησης τόσο περισσότερο θα πρέπει να παραμείνει η δίοδος στην επιφάνεια του ασθενή. Μια λογική θερμοκρασία βαθμονόμησης είναι 27 C. Εικόνα 5.1: Η γραφική δείχνει τη θερμοκρασία της διόδου ως συνάρτηση του χρόνου επαφής των διόδων με το ομοίωμα. Τα αποτελέσματα είναι για 6 MV διόδους με θερμοκρασία περιβάλλοντος 19 C και θερμοκρασία ομοιώματος 30.5 C. Οι δίοδοι της PTW παρουσιάζουν πολύ μικρό SVWT. Σύμφωνα με το τεχνικό εγχειρίδιο των διόδων το SVWT είναι μικρότερο από 0.15 % / Κ. Οι μετρήσεις των Rikner και Grusell [25] βρήκαν ότι το SVWT των διόδων T60010H είναι μικρό, 0,1 % για μη ακτινοβολημένες διόδους και αυξάνεται στο 0,2 % ύστερα από ακτινοβόληση 1kGy. Αυτό σημαίνει ότι χρειάζεται παρακολούθηση του SVWT και ίσως χρειαστεί ο υπολογισμός διορθωτικού παράγοντα για την θερμοκρασία. Η θερμοκρασία του δωματίου κατά τη διάρκεια των μετρήσεων ήταν μόνιμα στους C. Οι δίοδοι τοποθετούνταν πάντοτε μόλις ο ασθενής ήταν έτοιμος για ακτινοβόληση. Υπολογίστηκε ότι η διάρκεια παραμονής των διόδων πάνω στους ασθενής πριν την ακτινοβόληση διαρκούσε το πολύ sec. Αν ληφθεί υπόψη και η χρονική διάρκεια της ακτινοβόλησης, ο συνολικός χρόνος παραμονής των διόδων πάνω στους ασθενής δεν ξεπερνούσε τα 1.2 min. Έτσι με βάσει τα παραπάνω θεωρήθηκε ότι δεν χρειάζεται να εισαχθεί διορθωτικός παράγοντας για το SVWT. Βάσει των μετρήσεων των Rikner και Grusell η μεταβολή της ευαισθησίας των διόδων με τη θερμοκρασία για τις διόδους της PTW είναι 0,1% και δείχνει να αυξάνεται κατά 1% μετά από ακτινοβόληση 1kGy. Βλέπουμε ότι έχουν μία πολύ μικρή μεταβολή με τη θερμοκρασία που πιθανός για αυτό το λόγο οι δίοδοι έδειχνα να λειτουργούν καλά χωρίς διορθωτικό παράγοντα για τη θερμοκρασία. Ωστόσο η μεταβολή του SVWT με τη συσσωρευόμενη δόση θέλει προσοχή και θα ήταν καλό να μελετηθεί. 75

76 5.2 ΠΑΡΑΓΟΝΤΕΣ ΒΑΘΜΟΝΟΜΗΣΗΣ Είναι σημαντικό η βαθμονόμηση των διόδων να γίνεται χωριστά για κάθε δέσμη ακόμη και για της δέσμες ίδιας ενέργειας που προέρχονται από διαφορετικό επιταχυντή. Εξαιτίας της μεταβολής της ευαισθησίας των διόδων με τη συσσωρευόμενη δόση συνιστάται η βαθμονόμηση των διόδων να γίνεται με βάση τη μεταβολή της ευαισθησίας των διόδων. Τα αποτελέσματα των Rikner και Grusell έδειξαν ότι οι δίοδοι της PTW χρειάζονται 3-4 φορές συχνότερη βαθμονόμηση σε σχέση με τις διόδους της IBA (EDP20) και της Sun Nuclear (QED). Το γεγονός αυτό σε συνδυασμό με τη μη γραμμική συμπεριφορά καθιστά τις διόδους της PTW δύσκολες στη κλινική εφαρμογή και ίσως είναι ο λόγος που δεν είναι τόσο δημοφιλείς ανάμεσα στα τμήματα που εφαρμόζουν in vivo δοσιμετρία. Στην εργασία αυτή δεν χρειάστηκε να επαναληφθεί η βαθμονόμηση των διόδων. 5.3 ΔΙΟΡΘΩΤΙΚΟΙ ΠΑΡΑΓΟΝΤΕΣ Για να επιτευχθεί ακρίβεια απαιτείται ο υπολογισμός διορθωτικών παραγόντων. Ο αριθμός των διορθωτικών παραγόντων είναι συνάρτηση της επιθυμητής ακρίβειας. Όσο περισσότεροι διορθωτικοί παράγοντες χρησιμοποιούνται τόσο μεγαλύτερη θα είναι και η ακρίβεια των μετρήσεων. Ωστόσο όσο λιγότερους διορθωτικούς παράγοντες χρειάζεται μία δίοδος τόσο μεγαλύτερη θα είναι και η ακρίβεια της και τόσο ευκολότερη θα είναι στη χρήση Διορθωτικός παράγοντας για τη γραμμικότητα Κατά τoν έλεγχο της γραμμικότητας διαπιστώθηκε ότι η ευαισθησία των διόδων δεν ήταν γραμμικά ανάλογη με τη δόση. Ενδεικτικά οι διορθωτικοί παράγοντες κυμαίνονταν μεταξύ: για 20 ως 300 MU 0,916 (8,4%)και 1,019 (-1,9%) για τη δίοδο 3, 0,913 (8,7%) και 1,019(-1,9%) για τη δίοδο 4, 0,863 (13,7%) και 1,026 (-2,6%) για τη δίοδο 1, 0,869 (13,1%) και (2,5%) για τη δίοδο 2. Ως δόση αναφοράς επιλέχτηκαν τα 100 MU. Παρατηρήθηκε ότι για μικρότερες δόσεις (MU) η απόκλιση ήταν πολύ μεγαλύτερη. Τα αποτελέσματα έρχονται σε συμφωνία με τα αποτελέσματα των Rikner και Rusell,[25] οι οποίοι βρήκαν μία μη γραμμικότητα της τάξης του 6 %, για τις διόδους της PTW. Παρομοίως και οι μετρήσεις του A.Sena et. al [24] υποδεικνύουν μία μη γραμμικότητα των διόδων της PTW. 76

77 Ωστόσο στα αποτελέσματα τους αναφέρουν ότι οι δίοδοι είναι γραμμικοί και δεν υπολογίζουν διορθωτικό παράγοντα για τη γραμμικότητα. Η μη γραμμικότητα είναι χαρακτηριστικό των διόδων της PTW και είναι ανεπιθύμητη για ένα καλό δοσίμετρο καθώς απαιτεί τον υπολογισμό διορθωτικού παράγοντα. Αυτό αποτελεί μειονέκτημα των διόδων της PTW έναντι των υπολοίπων διόδων εμπορίου. Μια μη γραμμικότητα θα προκαλέσει μεγαλύτερη εξάρτηση από το στιγμιαίο ρυθμό δόσης, οπότε και μεγαλύτερη εξάρτηση από το SSD και τα σφηνοειδή φίλτρα. Να σημειωθεί οι γνωστές δίοδοι του εμπορίου (Sun Nuclear, IBA) είναι γραμμικές και δεν απαιτούν διόρθωση Διορθωτικός παράγοντας για το μέγεθος του πεδίου Οι διορθωτικοί παράγοντες για το μέγεθος του πεδίου ( CF F.S ), για πεδία από 4 x 4 έως 25 x 25 cm², κυμαίνονταν (εικόνες ): από 0,899 έως 1,057 (15,8%) για τη δίοδο 1 (18 ΜV) από 0,871 έως 1,050 (17,9%) για τη δίοδο 2 (18 MV) από 0,917 έως 1,058 ( 14,1 %) για τη δίοδο 3 (6 ΜV) από 0,913 έως 1,057 (14,4 %)για τη δίοδο 4 (6 ΜV) Η ευαισθησία των διόδων δεν μεταβάλλεται σημαντικά με το μέγεθος του πεδίου. Οι δίοδοι υποεκτιμούν την δόση με την αύξηση του πεδίου σε σχέση με τον θάλαμο ιονισμού. Οι δύο ανιχνευτές λόγω της διαφορετικής τους θέσης δέχονται διαφορετική σκέδασης. Όπως αναφέρθηκε στην παράγραφο η οπισθοσκεδαζόμενη ακτινοβολία που δέχονται οι δίοδοι από το ομοίωμα είναι σχεδόν αμελητέα στις υψηλές ενέργειες. Όσο μεγαλύτερη η ενέργεια τόσο μικρότερη είναι η οπισθοσκεδαζόμενη ακτινοβολία. Γενικά η μεταβολή της ευαισθησίας των διόδων με το μέγεθος του πεδίου εξαρτάται από το πάχος και το υλικό του καλύμματος προσαύξησης. Από το κάλυμμα προσαύξησης εξαρτάται και η ευαισθησία των διόδων στη σκεδαζόμενη ακτινοβολία από τον κατευθυντήρα (εικόνα 5.2). Γι αυτό η εξάρτηση από το μέγεθος του πεδίου είναι συνάρτηση της ενέργειας και αναφέρεται και ως εξάρτηση από την ενέργεια. Η επί τοις εκατό μεταβολή της ευαισθησίας των διόδων είναι μικρότερη του 1%. (Εξαίρεση αποτελεί η δίοδος 2 για 4 x 4 cm 2 που θέλει επανάληψη της μέτρησης λόγω της μεγάλης απόκλισης.) 77

78 Εικόνα 5.2: Η διακύμανση της ευαισθησίας των διόδων ως συνάρτηση του ανοίγματος του κατευθυντήρα. Για τα 18 ΜV χρησιμοποιήθηκαν δύο δίοδοι EDP-20, Scanditronix με διαφορετικό κάλυμμα ανοικοδόμησης και για 60 Co χρησιμοποιήθηκε η δίοδος EDE, Scanditronix. Για τις διόδους με επαρκές κάλυμμα ανοικοδόμησης η μεταβολή της ευαισθησίας των διόδων ήταν μικρότερη του 1%. Αντίθετα για τη δίοδο EDP-20 με ανεπαρκές κάλυμμα (2cm) η μεταβολή είναι πολύ μεγαλύτερη. Η αύξηση της ευαισθησίας οφείλεται στη μεγαλύτερη συνεισφορά της σκεδαζόμενης ακτινοβολίας της κεφαλής λόγω ανεπαρκούς καλύμματος ανοικοδόμησης. Πηγή ESTRO 5 Methods for in vivo dosimetry. Πίνακας 5.2: Επί τοις εκατό μεταβολής της ευαισθησίας ως συνάρτηση του μεγέθους του πεδίου κανονικοποιημένη για 10 x 10 cm 2. Energy 18 MV 6 MV F.S (cm 2 ) Δίοδος 1 Μεταβολή (%) Δίοδος 2 Μεταβολή (%) Θ.Ι Μεταβολή (%) Δίοδος 3 Μεταβολή (%) Δίοδος 4 Μεταβολή (%) Θ.Ι Μεταβολή (%) 4x4 0,24 3,32-10,96 0,24-0,18 8,50 8x8 0,63-0,24-2,34-0,12 0,30 1,38 10x x15 0,48 0,48 3,23-0,30-0,36-2,91 20x20 0,24 0,24 4,89 0,48 0,36-4,78 25x25 0,71 0,71 5,41-0,18-0,30-5,99 Για μεγαλύτερη ακρίβεια στην υπολογιζόμενη δόση εισάγαμε στη σχέση υπολογισμού της δόσης τους παράγοντες εξόδου (output factor) του θαλάμου ιονισμού υπολογισμένες σε νερό. Από τη διόρθωση αυτή παρατηρήθηκε μία αύξηση της ακρίβειας της τάξης του 2%. 78

79 5.3.4 Διορθωτικοί παράγοντες για το SSD Μείωση του SSD από 100 ως 80 cm οδηγεί σε αύξηση της ευαισθησία των διόδων 3 και 4 κατά 1,4% και 1,6% αντίστοιχα. Μείωση του SSD από 100 ως 80 cm οδηγεί σε αύξηση της ευαισθησίας των διόδων 1 και 2 κατά 1% Μείωση του SSD από 100 ως 75 cm οδηγεί σε αύξηση της ευαισθησίας του θαλάμου ιονισμού κατά 57% για τα 18 MV. Ανάλογη είναι και η αύξηση για τα 6 MV.Οι τιμές των διορθωτικών παραγόντων για το SSD (CF SSD ), για SSD από 80 έως 100 cm, μεταβάλλονται (εικόνες ): από 1,544 έως 1 (54,4%) για τη δίοδο1 από 1,542 έως 1 (54,2%) για τη δίοδο 2 από 1,549 έως 1 (54,9%) για τη δίοδο 3 από 1,57 έως 1 (57%) για τη δίοδο 4 Παρατηρείτε ότι όταν μειώνεται το SSD οι δίοδοι υποεκτιμούν τη δόση κατά 55 % σε σχέση με τον θάλαμο ιονισμού. Η ανάγκη ύπαρξης διορθωτικού παράγοντα για το SSD οφείλεται γενικά σε τρία φαινόμενα. Το πρώτο φαινόμενο είναι γεωμετρικό και οφείλεται στη διαφορετική απόσταση πηγής διόδου και πηγής θαλάμου ιονισμού. Το δεύτερο φαινόμενο οφείλεται στη μεταβολή της ευαισθησίας της διόδου με το στιγμιαίο ρυθμό δόσης και το τρίτο φαινόμενο επηρεάζει κυρίως διόδους με ανεπαρκές κάλυμμα ανοικοδόμησης και οφείλεται στα ηλεκτρόνια επιμόλυνσης από την κεφαλή του επιταχυντή. Γενικά όταν μειώνεται το SSD αυξάνεται ο στιγμιαίος ρυθμός δόσης και ο αριθμός των ηλεκτρονίων επιμόλυνσης που δέχεται ο ανιχνευτής. Όταν αυξάνεται ο στιγμιαίος ρυθμός δόσης αυξάνεται και ο αριθμός των φορέων μειονότητας. Αν τα κέντρα επανασύνδεσης του κρυστάλλου δεν είναι αρκετά ώστε να διατηρήσουν σταθερό το ρυθμό σύλληψης των φορέων μειονότητας τότε αυξάνεται η ευαισθησία των διόδων λόγω της αύξησης του συλλεγόμενου φορτίου ανά μονάδα δόσης (παράγραφος 2.3.1). Δίοδοι με ανεπαρκές κάλυμμα ανοικοδόμησης θα είχαν επίσης αύξηση της ευαισθησίας τους με μείωση του SSD λόγο αύξησης των ηλεκτρονίων επιμόλυνσης. Οι δίοδοι T60010M και Τ60010H παρουσιάζουν μικρή εξάρτηση της ευαισθησίας τους με το SSD και συνεπώς με το στιγμιαίο ρυθμό δόσης. Το μέγεθος της εξάρτησης της ευαισθησίας με το στιγμιαίο ρυθμό δόσης εξαρτάται από το βαθμό εμπλουτισμού της επαφής pn [12, 17]. Πιθανώς οι δίοδοι της PTW να έχουν μεγάλο βαθμό εμπλουτισμού και γι αυτό το λόγο παρουσιάζουν μικρή εξάρτηση από το στιγμιαίο ρυθμό δόσης. Ακόμη οι δίοδοι δείχνουν να μην επηρεάζονται από τα ηλεκτρόνια επιμόλυνσης, που σημαίνει ότι το κάλυμμα ανοικοδόμησης των διόδων είναι 79

80 επαρκές για τη μείωση της εξάρτησης από τα ηλεκτρόνια επιμόλυνσης. Στα δύο παραπάνω πιθανός οφείλεται η μικρή μεταβολή της ευαισθησίας των διόδων με τo SSD και η υποεκτίμηση της δόσης σε σχέση με τον θάλαμο ιονισμού Διορθωτικοί παράγοντες για σφηνοειδή φίλτρα Οι δύο γραμμικοί του τμήματος διέθεταν γενικό σφηνοειδές φίλτρο σταθερής γωνίας ίσης με 60. Γωνίες μικρότερες των 60 επιτυγχάνονται με συνδυασμό ανοιχτού και σφηνοειδούς πεδίου με τα κατάλληλα βάρη. Ο αριθμός των MU που θα δοθούν με ανοιχτό πεδίο και με σφηνοειδές πεδίο εκφράζεται με τον παράγοντα wedge MU που ισούται με το λόγο του αριθμού των MU με σφηνοειδές πεδίο προς τον ολικό αριθμό των MU. Η μεταβολή των διορθωτικών παραγόντων για τιμές wedge MU από 0 ως 1 ήταν: -70% για τη δίοδο 1, -68% για τη δίοδο 2, -33% για τη δίοδο 3 και δίοδο 4. Η μεταβολή της ευαισθησίας των διόδων με το wedge MU ήταν: 7,5% τη δίοδο 1, 12% για τη δίοδο 2, και 63% για τις διόδους 3 και 4. Οι δίοδοι 3 και 4 είχαν δηλαδή πολύ μεγαλύτερη μείωση της ευαισθησίας τους σε σχέση με τις διόδους 1 και 2. (εικόνες ) Η απόκριση των διόδων μεταβάλλεται από την εισαγωγή φίλτρων κυρίως τριών φαινομένων: Σκεδαζόμενα φωτόνια, ηλεκτρόνια επιμόλυνσης και αλλαγή της ποιότητας της δέσμης. Τα ηλεκτρόνια επιμόλυνσης προέρχονται από τους διαμορφωτές της δέσμης που βρίσκονται στη κεφαλή του επιταχυντή. Ο αριθμός των ηλεκτρονίων επιμόλυνσης που περιέχονται σε μία δέσμη εξαρτάται από τη συσκευή διαμόρφωσης της δέσμης, την ενέργεια των φωτονίων και το SSD. Όσο μικρότερο το SSD τόσο μεγαλύτερος ο αριθμός των ηλεκτρονίων επιμόλυνσης και των σκεδαζόμενων φωτονίων. Όσο αυξάνεται το SSD τόσο αυξάνεται η γωνιακή διασπορά των ηλεκτρονίων επιμόλυνσης και των σκεδαζόμενων φωτονίων. Η αύξηση της ευαισθησίας των διόδων με την αύξηση της ενέργειας οφείλεται εν μέρει στην αύξηση της σκεδαζόμενης ακτινοβολίας και της ενέργειας των σκεδαζόμενων φωτονίων και ηλεκτρονίων επιμόλυνσης. Η σφηνοειδής σφήνα μεταβάλει τη ποιότητα της δέσμης κυρίως με απορρόφηση των χαμηλότερης ενέργειας φωτονίων, δηλαδή προκαλώντας σκλήρυνση της δέσμης. Σε ένα μικρότερο βαθμό η ποιότητα της δέσμης μεταβάλλεται λόγω της σκέδασης Compton που οδηγεί σε μείωση της ενέργειας της δέσμης (softening). Στα 18 MV παρατηρείται πολύ μικρότερη μείωση της ευαισθησίας των διόδων με την εισαγωγή σφήνας απ ότι στα 6 MV. Η μεγαλύτερη μείωση της ευαισθησίας των διόδων Τ60010Μ οφείλεται στο γεγονός ότι στα 6 MV έχουμε μεγαλύτερη απορρόφηση της δέσμης από ότι στα 18 MV. 80

81 5.3.6 Διορθωτικοί παράγοντες για τη γωνία Δίοδοι 3 και 4 για 6 MV Η μεταβολή των διορθωτικών παραγόντων για εγκάρσιες γωνίες από 0 μέχρι -60 ήταν 1,2%, και από 0 μέχρι +60 ήταν 2,7%. Η μέγιστη μεταβολή παρατηρήθηκε για 45 (3,6%). Η μεταβολή των διορθωτικών παραγόντων για διαμήκη γωνίες από 0 μέχρι -60 ήταν -1,3% και από 0 μέχρι +60 ήταν -1%. Η μέγιστη μεταβολή παρατηρήθηκε στις +15 (-1,4%). Παρατηρήθηκε μία αύξηση της ευαισθησίας των διόδων για εγκάρσια συμμετρία και μια μείωση της ευαισθησίας για διαμήκη συμμετρία η οποία είναι πιο ξεκάθαρη για θετικές γωνίες. Η ευαισθησία των δίοδοι με ημισφαιρικά καλύμματα επαυξήσεως είναι ανεξάρτητη από τον προσανατολισμό των αξόνων της διόδου ως προς το επίπεδο περιστροφής του gantry. Θα έπρεπε η συμπεριφορά των διόδων να ήταν παρόμοια και για τις δύο συμμετρίες. Ωστόσο οι δίοδοι παρουσίασαν μία αυξημένη ευαισθησία (2,6%) για διαμήκη συμμετρία στις 0 με -15 σε σχέση με την εγκάρσια συμμετρία. Αυτό μπορεί να οδηγήσει σε υπερεκτίμηση της δόσης από τις διόδους. Η αιτία αυτής της αύξησης είναι άγνωστη. Μια πιθανή εξήγηση είναι ότι οι δίοδοι τοποθετήθηκαν πολύ κοντά η μία ως προς την άλλη και σκεδαζόμενη ακτινοβολία να επηρέαζε την απόκριση των διόδων. Πιθανός λόγω τις ανισοτροπίας της διόδου και του καλωδίου η δίοδος να συμπεριφέρεται διαφορετικά ανάλογα με τον προσανατολισμό των αξόνων της. Θα πρέπει να γίνουν περισσότερες μετρήσεις για να διαπιστωθεί αν αυτή η συμπεριφορά οφείλεται σε λάθος τοποθέτηση των διόδων ή σε εγγενή χαρακτηριστικό τους. Ο Α.Serna et al. [24] βρήκε για τις διόδους των 6 MV μία αύξηση της ευαισθησίας με τη γωνία η οποία έφτανε το 1,7% στις 30 και το 5,2% στις 60. Η συμπεριφορά των διόδων ήταν παρόμοια για τους δύο άξονες. Τα αποτελέσματα τους έρχονται σε συμφωνία με τις προδιαγραφές του κατασκευαστή. Σύμφωνα με το τεχνικό εγχειρίδιο των διόδων [26] η γωνιακή εξάρτηση της Τ60010Μ είναι μικρότερη από 5% στις 60 και για 6 MV. Δίοδοι 1 και 2 για 18 MV Η μεταβολή των διορθωτικών παραγόντων για εγκάρσιες γωνίες από 0 μέχρι +60 ήταν 0,8% και για τις δύο διόδους. Παρατηρήθηκε μία αύξηση της ευαισθησίας των διόδων με τη γωνία. Ο Serna et al. Βρήκε για το ίδιο μοντέλο διόδων αλλά για 15 ΜV μια μεταβολή -1,7% για εγκάρσια γωνία 30 και -0,6% για 60. Δηλαδή παρατηρήθηκε μία μείωση της ευαισθησίας των διόδων με τη γωνία για τις διόδους Τ60010Η. Ο G. Rikner και Ε. Rusell [25] βρήκαν για 15 MV και για γωνίες από 0-15 μία μεταβολή 0%, για μία μεταβολή 1% και για -45 1%.Τα αποτελέσματά τους έρχονται σε συμφωνία με τα αποτελέσματα της εργασίας. Με βάσει το τεχνικό εγχειρίδιο οι δίοδοι Τ60010Η παρουσιάζουν μία εξάρτηση με τη γωνία μικρότερη από 2% 81

82 για 23 ΜV.Οι μετρήσεις με τις διόδους 1 και 2 ήταν λιγότερες και δεν μπορούν να εξαχθούν συμπεράσματα για τη συμπεριφορά των διόδων για διαμήκη συμμετρία. Οι διορθωτικοί παράγοντες για τη γωνία είναι συνδυασμός της μεταβολής της οπισθοσκεδαζόμενη ακτινοβολίας και της ανισοτροπίας της διόδου με τη περιστροφή του gantry. Για εγκάρσια συμμετρία παρατηρήθηκε μία αύξηση της ευαισθησίας των διόδων με τη γωνία. Πιθανός την ίδια τάση θα ακολουθούσαν οι δίοδοι και για διαμήκη συμμετρία αλλά λόγω της αυξημένης ευαισθησίας στις μικρές γωνίες δεν μπορεί να φανεί στο διάγραμμα. Οι δίοδοι ήταν τοποθετημένες αντικριστά η μία ως προς την άλλη και δεν φαίνεται να εξαρτώνται από το αν η κορυφή ή το καλώδιο των διόδων είναι προσανατολισμένο προς το gantry. Για τον υπολογισμό της δόσης χρησιμοποιήθηκαν μόνο οι διορθωτικοί παράγοντες για θετικές γωνίες και εγκάρσια συμμετρία. Οι περισσότερες μετρήσεις ήταν περιστατικά μαστών με εφαπτόμενα πεδία και γωνίες μεταξύ 40 και 65. Τα αποτελέσματα έδειξαν ότι οι δίοδοι μπορούσαν να δώσουν εξαιρετικά αποτελέσματα ακόμη και για μεγάλες γωνίες. 5.4 ΦΟΡΤΟΣ ΕΡΓΑΣΙΑΣ Ο σχεδιασμός και η εφαρμογή του προγράμματος in vivo δοσιμετρίας έγινε στα πλαίσια των αντικειμενικών δυσκολιών της εφαρμογής της ακτινοθεραπείας στον ευρύτερο χώρο της βορείου Ελλάδος καθώς το Θ.Α.Ν.Θ αποτελεί το μοναδικό ογκολογικό κέντρο στη βορειοελλαδική επικράτεια. Βάσει στοιχείων του καθημερινά το Θ.Α.Ν.Θ δέχεται 880 ασθενείς. Από αυτούς το 1/8 περίπου δέχεται ακτινοθεραπεία ( ασθενείς το χρόνο διπλάσιος αριθμός σε σύγκριση με τα άλλα δυο ογκολογικά κέντρα της Ελλάδος «Άγιος Σάββας» και «Μεταξάς» ). Το τμήμα ιατρικής φυσικής διαθέτει τέσσερις μόνο ακτινοφυσικούς οι οποίοι εξυπηρετούν ανάγκες του ακτινοθεραπευτικού, ακτινολογικού και πυρηνικής. Με βάσει τα παραπάνω το πρόγραμμα σχεδιάστηκε έτσι ώστε να παρέχει τα μέγιστα αποτελέσματα με τη μέγιστη αξιοπιστία και με τον ελάχιστο φόρτο εργασίας. Βασικό μέλημα ήταν να μην διαταραχτεί η ομαλή ροή της ακτινοθεραπευτικής αγωγής. Το πιο απαιτητικό κομμάτι του προγράμματος από άποψη χρόνου ήταν η βαθμονόμηση και ο υπολογισμός των διορθωτικών παραγόντων. Οι βασικές μετρήσεις έγιναν σε δύο απογεύματα και υπολογίστηκε ότι χρειάστηκαν συνολικά 7-8 ώρες. Για να υπολογιστεί η συχνότητα βαθμονόμησης των διόδων πρέπει να μελετηθεί η μεταβολή της ευαισθησίας της διόδου με τη συσσωρευόμενη δόση. Ο G. Rikner και Ε. Rusell [25]βρήκαν ότι οι δίοδοι της PTW χρειάζονται 3-4 φορές συχνότερη βαθμονόμηση από τις διόδους της IBA και Sun Nuclear. Ο υπολογισμός της θεωρητικής δόσης έπαιρνε το πολύ 10 λεπτά ανά ασθενή και μπορεί να γίνεται κατά τη διάρκεια 82

83 του σχεδιασμού θεραπείας. Η μέθοδος των μετρήσεων ήταν και αυτές σχεδιασμένη με τον απλούστερο τρόπο ώστε να μη διαταράσσουν την ομαλή ροή των θεραπειών. Η διάταξη μέτρησης ήταν στημένη και έτοιμη προς χρήση και δεν χρειαζόταν να διακόπτεται η θεραπεία για να ετοιμαστεί. Το καλώδιο ήταν μονίμως απλωμένο στο δωμάτιο θεραπείας και οι δίοδοι ήταν μόνιμα συνδεδεμένη με το ηλεκτρόμετρο. Έτσι ο μέγιστος χρόνος που χρειαζόταν για την τοποθέτηση των διόδων ήταν 0,25 min. Η καθυστέρηση της θεραπείας ήταν σχεδόν μηδενική και ήταν ουσιαστικά ο χρόνος που χρειαζόταν για την έξοδο από το δωμάτιο θεραπείας. Ο χρόνος αυτός αποδείχτηκε κατά πολύ μικρότερος από τον αναμενόμενο χρόνο που είχε υπολογιστεί. Με βάσει αυτά τα αποτελέσματα θεωρώ ότι το πρόγραμμα μπορεί να εφαρμοστεί σε μεγαλύτερο αριθμό ασθενών ακόμη και στο % των θεραπειών. Το μόνο αρνητικό εφαρμογής ενός in vivo προγράμματος είναι ότι απαιτεί τη μόνιμη παρουσία ενός μέλους του τμήματος ιατρικής φυσικής στο χώρο θεραπείας. Το πρόβλημα αυτό μπορεί να ξεπεραστεί με τη συνεργασία των τεχνολόγων. Τεχνολόγοι ακτινοθερπευτές Παρόλο το μεγάλο όγκο ασθενών που είχαν να εξυπηρετήσουν καθημερινά έδειξαν οι τεχνολόγοι έδειξαν προθυμία να συμμετάσχουν στο πρόγραμμα. Υπήρξε άριστη συνεργασία και πρόσφεραν βοήθεια όπου χρειαζόταν. Στο μέλλον ενδέχεται να έχουν μεγαλύτερο ρόλο στο πρόγραμμα. Ογκολόγοι ακτινοθεραπευτές Οι γιατροί του τμήματος έδειξαν ιδιαίτερο ενδιαφέρον για τα αποτελέσματα του προγράμματος και ευελπιστούν σε μελλοντική εφαρμογή του. Ασθενείς Οι αντιδράσεις των ασθενών διέφεραν ανάλογα με την ηλικία και το μορφωτικό επίπεδο. Όλοι οι ασθενείς ήταν πρόθυμοι να συμμετάσχουν στο πρόγραμμα και κανένας δεν εξέφρασε κάποια ενόχληση από τη τοποθέτηση των διόδων. 5.5 IN VIVO ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΑ Καθώς το πρόγραμμα βρισκόταν σε πιλοτική φάση οι μετρήσεις που έγιναν είχαν ως πρωταρχικό στόχο τον έλεγχο της λειτουργίας των διόδων. Αν υπήρχε συστηματική απόκλιση από την αναμενόμενη δόση και είχαν ελεγχθεί όλες οι κλινικές παράμετροι, τότε θα έπρεπε να γίνει έλεγχος της βαθμονόμησης και των διορθωτικών παραγόντων. Τα όρια ανοχής και ενέργειας καθορίστηκαν στο 5% και 10% αντίστοιχα. Αν μία μέτρηση έχει απόκλιση μεγαλύτερη από 5% 83

84 αλλά μικρότερη από 10% απαιτείται μόνο μία απλή διερεύνηση της τοποθέτησης και των παραμέτρων της θεραπείας. Στη περίπτωση αύτη προτείνεται μία επανάληψη της μέτρηση. Αν η απόκλιση μίας μέτρησης ήταν μεγαλύτερη του 10% τότε συνίσταται περαιτέρω διερεύνηση με τη συνεργασία ακτινοφυσικού, τεχνολόγου και ακτινοθεραπευτή. Τα όρια ανοχής μπορεί να διευρυνθούν παραδείγματος χάρη στο 8% για περιπτώσεις όπου υπάρχουν έντονες ανομοιογένειες, σφηνοειδή φίλτρα και σκεδαζόμενη ακτινοβολία. Τα περιστατικά του μαστού είχαν το μεγαλύτερο ενδιαφέρον καθώς έτσι θα εξεταζόταν η απόκριση των διόδων σε εφαπτόμενα πεδία με σφήνες. Όπως έχει επισημανθεί η ύπαρξη σφήνας απαιτεί προσοχή κατά την τοποθέτηση των διόδων καθώς τοποθέτηση εκτός κεντρικού άξονα θα οδηγήσει σε αύξηση της αβεβαιότητας των μετρήσεων. Να σημειώσουμε εδώ ότι δεν είναι γνωστό ο βαθμός εξάρτησης της απόκριση με την απόσταση από τον κεντρικό άξονα. Μελλοντικά θα μπορούσε να γίνει ένας στοιχειώδης έλεγχος σε ομοίωμα με τη δίοδο να τοποθετείται, για σταθερές τιμές Wedge MU, σε διαφορετικές αποστάσεις από τον κεντρικού άξονα. Η μέτρηση της γωνίας εμπεριέχει κάποια αβεβαιότητα, ωστόσο η απόκριση των διόδων δεν έδειξε να επηρεάζεται πολύ από την αληθή τιμή της γωνίας και δεν θα πρέπει να απασχολεί η εύρεση της ακριβής τιμής της γωνίας. Οι πρώτοι υπολογισμοί δόσης είχαν μία απόκλιση 5-10 %. Αρχικά θεωρήθηκε ότι έφταιγε η λάθος τοποθέτηση των διόδων αλλά η περίπτωση αυτή αποκλείστηκε αργότερα αφού ήταν απίθανο να υπήρχε σφάλμα σε κάθε τοποθέτηση. Κατά τον έλεγχο των παραμέτρων διαπιστώθηκε ότι ο υπολογισμός του ισοδύναμου πεδίου ήταν λανθασμένος. Λόγω της ανατομίας του μαστού και της διεύθυνσης των πεδίων μέρος του πεδίου περιέχει αέρα αντί για ιστό. Αυτό το κομμάτι του πεδίου δεν θα πρέπει να περιλαμβάνεται στον υπολογισμό του ισοδύναμου πεδίου λόγω διαφορετικών φαινομένων σκέδασης ιστού και αέρα. Μάλιστα όσο περισσότερο αέρα περιείχε το πεδίο τόσο μεγαλύτερη ήταν και η απόκλιση από την αναμενόμενη τιμή. Μετά από αυτή τη διόρθωση η απόκλιση από την αναμενόμενη τιμή ήταν μικρότερη από 3,6%. Η 6% απόκλιση που παρατηρήθηκε σε πεδίο ρινοφάρυγγα οφείλεται πιθανός σε ανομοιογένειες και στην ύπαρξη της σφήνας. Κρίθηκε ότι δεν χρειάστηκε να διακοπή η θεραπεία. Τα σφάλματα που μπορεί να ελέγξει η in vivo δοσιμετρία συνοψίζονται σε: Έλεγχο της τοποθέτησης του ασθενή Έλεγχο του output του μηχανήματος θεραπείας Έλεγχο των παραμέτρων του σφηνοειδούς φίλτρου 84

85 Καθώς τα όρια ανοχής και ενέργειας είναι συνήθως στο 5-10% η in vivo δοσιμετρία αδυνατεί ή θα είναι δύσκολο να εντοπίσει μικρά σφάλματα. Ωστόσο αποτελεί ένα απλό και αξιόπιστο τρόπο ελέγχου της ακτινοθεραπευτικής αγωγής παρέχοντας άμεσα διαθέσιμα αποτελέσματα. Η in vivo δοσιμετρία μπορεί να εντοπίσει σφάλματα στο αρχικό στάδιο της θεραπείας αποτρέποντας την εμφάνιση σοβαρών επιπλοκών. 85

86 ΣΥΜΠΕΡΑΣΜΑΤΑ Μελετήθηκαν τα βασικά χαρακτηριστικά των διόδων Τ60010Μ και Τ60010Η της PTW με σκοπό να χρησιμοποιηθούν για in vivo δοσιμετρία. Δύο ιδιαίτερα χαρακτηριστικά των διόδων της PTW είναι ότι δεν είναι προ-ακτινοβολημένες και γραμμικές ως προς τη δόση. Οι δίοδοι της PTW δεν φαίνεται να είναι η καλύτερη επιλογή διόδων για in vivo δοσιμετρία. Παρομοίως και η «φήμη» των διόδων δεν είναι καλή και ούτε βρέθηκε κάποια επίσημη εργασία που να χρησιμοποιεί διόδους της PTW. Η μεγάλη μεταβολή της ευαισθησία με τη συσσωρευόμενη δόση και η μη γραμμικότητα των διόδων φαίνεται να είναι οι κύριοι λόγοι που οι δίοδοι δεν είναι τόσο δημοφιλείς. Ωστόσο οι δίοδοι έδειξαν να έχουν τη δυνατότητα επίτευξης μεγάλης ακρίβεια όταν υπολογιστούν οι διορθωτικοί παράγοντες για κάθε παράμετρο που επηρεάζει την απόκριση τους. Συγκεκριμένα υπολογίστηκαν οι διορθωτικοί παράγοντες για τη γραμμικότητα, για το μέγεθος του πεδίου, για το SSD, για σφηνοειδές φίλτρο και για τη γωνία. Οι μεγαλύτεροι διορθωτικοί παράγοντες ήταν για το σφηνοειδές φίλτρο (-70%) και για το SSD (57%). Οι μικρότεροι διορθωτικοί παράγοντες ήταν της γωνίας (0,8%). Είναι απαραίτητη η γνώση και κατανόηση των χαρακτηριστικών και των διορθωτικών παραγόντων των διόδων για την καλύτερη απόδοση του συστήματος in vivo δοσιμετρίας. Οι μετρήσεις της δόσης εισόδου, 14 στο σύνολο είχαν εξαιρετική ακρίβεια με μία απόκλιση μικρότερη του 3,6 %. Παρόλα αυτά ο δίοδοι της PTW δεν φαίνονται ως η καλύτερη επιλογή ανάμεσα στις διόδους του εμπορίου. Από τους πρωταρχικούς ελέγχους διαπιστώσαμε ότι παρουσιάζουν μία μη γραμμικότητα με τη δόση που καθιστά απαραίτητη τη χρήση διορθωτικού παράγοντα. Επιπλέον από τη βιβλιογραφική έρευνα διαπιστώθηκε ότι οι δίοδοι της PTW παρουσιάζουν μεγαλύτερη μεταβολή της ευαισθησίας τους με τη συσσωρευόμενη δόση. Αυτό έχει ως αποτέλεσμα οι δίοδοι της PTW να χρειάζονται 3-4 φορές συχνότερη βαθμονόμηση σε σχέση με άλλες διόδους του εμπορίου (Sun Nuclear, ΙΒΑ). Η μεταβολή της ευαισθησίας των διόδων μεταβάλει και τους διορθωτικούς παράγοντες καθιστώντας δύσκολη την χρήση των διόδων κλινικά. Η ακτινοθεραπεία στη σημερινή της μορφή με τα σύγχρονα υπολογιστικά συστήματα και τους ενδελεχής επιμέρους ποιοτικούς ελέγχους μπορεί να εγγυηθεί την ασφάλεια και την αξιοπιστία της θεραπείας. Μάλιστα δεν είναι λίγοι αυτοί που υποστηρίζουν ότι δεν υπάρχει ουσιαστική ανάγκη για την εφαρμογή ενός προγράμματος in vivo δοσιμετρίας, καθώς μπορεί να καλυφθεί 86

87 από τους επιμέρους ποιοτικούς ελέγχους. Ωστόσο η in vivo δοσιμετρία είναι η μόνη μέθοδος που μπορεί να ελέγξει εξολοκλήρου τη θεραπευτική διαδικασία αυξάνοντας την αξιοπιστία της. Αυτό που χαρακτηρίζει τα σφάλματα στην ακτινοθεραπεία αν δεν εντοπιστούν νωρίς είναι ότι έχουν μεγάλο αντίκτυπο τόσο στον ασθενή όσο και στην κοινή γνώμη. Η ακτινοθεραπεία από μόνη της δεν εγγυάται κάποιο αίσιο αποτέλεσμα. Μόνο μέσω σχολαστικού σχεδιασμού και προσεκτικής χορήγησης της κατάλληλης θεραπείας μπορούμε να συνειδητοποιήσουμε τα οφέλη της. Ο στόχος μας πρέπει να είναι η καλύτερη δυνατή φροντίδα για τους ασθενείς με καρκίνο. Μελλοντική έρευνα Προτείνετε η: Μελέτη του SVWAD Μελέτη του SVWT Αλλοίωση της δόσης κάτω από τις διόδους Υπολογισμός του ισοδύναμου βάθους νερού των διόδων Βαθμονόμηση των διόδων για δόσης εξόδου Μέτρηση δόσης εξόδου, μεσοκαθέτου, και στόχου. Μέτρηση δόσης εκτός κεντρικού άξονα (κρίσιμων οργάνων). Απαιτούνται διαφορετικοί δίοδοι. Σύγκριση της απόδοσης των διόδων της PTW με άλλες διόδους του εμπορίου. 87

88 ΑΝΑΦΟΡΕΣ 1. Delaney, G., et al., The role of radiotherapy in cancer treatment: estimating optimal utilization from a review of evidence-based clinical guidelines (vol 104, pg 1129, 2005). Cancer, (3): p Ringborg, U., et al., The Swedish Council on Technology Assessment in Health Care (SBU) systematic overview of radiotherapy for cancer including a prospective survey of radiotherapy practice in Sweden Summary and conclusions. Acta Oncologica, (5-6): p ICRU, Determination of Absorbed Dose in a Patient Irradiated by Beams of X or Gamma Rays in Radiotherapy Procedures.ICRU Report 24. Bethesda, MD: ICRU, Mijnheer, B.J., J.J. Battermann, and A. Wambersie, WHAT DEGREE OF ACCURACY IS REQUIRED AND CAN BE ACHIEVED IN PHOTON AND NEUTRON THERAPY. Radiotherapy and Oncology, (3): p WHO, Radiotherapy Risk Profile Feldman, A. and F.M. Edwards, The routine use of personal patient dosimeters is of little value in detecting therapeutic misadministrations. Medical Physics, (3): p Parker, R.P., SEMICONDUCTOR NUCLEAR RADIATION DETECTORS. Physics in Medicine and Biology, (4): p. 605-&. 8. Scharf, K. and J.H. Sparrow, STEADY-STATE RESPONSE OF SILICON RADIATION DETECTORS OF DIFFUSED P-N JUNCTION TYPE TO X RAYS.2. PHOTODIODE MODE OF OPERATION. Journal of Research of the National Bureau of Standards Section a-physics and Chemistry, A 70(2): p. 181-&. 9. Rikner, G., Silicon diodes as detectors in relative dosimetry of photon, electron and proton radiation fields. 1983, Uppsala University: Uppsala, Sweden. 10. Rikner, G. and E. Grusell, EFFECTS OF RADIATION-DAMAGE ON P-TYPE SILICON DETECTORS. Physics in Medicine and Biology, (11): p Dixon, R.L. and K.E. Ekstrand, SILICON DIODE DOSIMETRY. International Journal of Applied Radiation and Isotopes, (11): p Shi, J., W.E. Simon, and T.C. Zhu, Modeling the instantaneous dose rate dependence of radiation diode detectors. Medical Physics, (9): p Grusell, E. and G. Rikner, EVALUATION OF TEMPERATURE EFFECTS IN P-TYPE SILICON DETECTORS. Physics in Medicine and Biology, (5): p Saini, A.S. and T.C. Zhu, Dose rate and SDD dependence of commercially available diode detectors. Medical Physics, (4): p Saini, A.S. and T.C. Zhu, Temperature dependence of commercially available diode detectors. Medical Physics, (4): p AAPM, Diode in vivo dosimetry for patients receiving external beam radiation therapy. American Association of Physicists in Medicine Report N Jornet, N., M. Ribas, and T. Eudaldo, In vivo dosimetry: Intercomparison between p-type based and n-type based diodes for the MV energy range. Medical Physics, (6): p Grusell, E. and G. Rikner, RADIATION-DAMAGE INDUCED DOSE-RATE NON-LINEARITY IN AN N-TYPE SILICON DETECTOR. Acta Radiologica Oncology, (6): p

89 19. Colussi, V.C., et al., In vivo dosimetry using a single diode for megavoltage photon beam radiotherapy: implementation and response characterization. Journal of applied clinical medical physics / American College of Medical Physics, (4): p Wierzbicki, J.G. and D.S. Waid, Large discrepancies between calculated D[sub max] and diode readings for small field sizes and small SSDs of 15 MV photon beams. Medical Physics, (2): p Alecu, R., J.J. Feldmeier, and M. Alecu, Dose perturbations due to in vivo dosimetry with diodes. Radiotherapy and Oncology, (3): p Leunens, G., et al., Quality assurance in radiotherapy by in vivo dosimetry. 2. Determination of the target absorbed dose. Radiotherapy and Oncology, (1): p Rizzotti, A., C. Compri, and G.F. Garusi, Dose evaluation to patients irradiated by 60Co beams, by means of direct measurement on the incident and on the exit surfaces. Radiotherapy and Oncology, (3): p A. Serna, A.C., I. Ortega, M. J. Buades, B. Tobarra, CARACTERIZACIÓN DE UN SISTEMA DE DOSIMETRÍA IN VIVO CON DIODOS PTW PARA LA DETERMINACIÓN DE DOSIS A LA ENTRADA., Universitario Virgen de la Arrixaca: Murcia, Espana. 25. G. Rikner, E.G., Accuracy contra work load in In Vivo Dosimetry, University Hospital Upsala: Upsala, Sweden. 26. PTW, User Manual IN vivo Semiconductor probe Nilsson, B., B.I. Ruden, and B. Sorcini, CHARACTERISTICS OF SILICON DIODES AS PATIENT DOSIMETERS IN EXTERNAL RADIATION-THERAPY. Radiotherapy and Oncology, (3): p Vandam, J., G. Leunens, and A. Dutreix, CORRELATION BETWEEN TEMPERATURE AND DOSE-RATE DEPENDENCE OF SEMICONDUCTOR RESPONSE - INFLUENCE OF ACCUMULATED DOSE. Radiotherapy and Oncology, (4): p Grusell, E. and G. Rikner, LINEARITY WITH DOSE-RATE OF LOW-RESISTIVITY P-TYPE SILICON SEMICONDUCTOR-DETECTORS. Physics in Medicine and Biology, (6): p Welsh, K.T. and L.E. Reinstein, The thermal characteristics of different diodes on in vivo patient dosimetry. Medical Physics, (5): p

90 ΒΙΒΛΙΟΓΡΑΦΙΑ 1. Kahn, Faiz F. The Physics of Radiation Therapy. Minneapolis, Minnesota : Lippicot Williams & Wilkins, E.B.Podgorsak. Radiation Oncology Physics:A Handbook For Teachers And Students. Viena : International Atomic Energy Agency, Khan, Faiz M. Treatment Planning in Radiation Oncology, 2nd Edition. s.l. : Lippincott Wiliams & Wilkins, R.H. Hoppe, T.L Phillips, M. Roach. Leibel and Phillips Textbook of Radiation Oncology. s.l. : SAUNDERS ELSEVIER, Smith, F.A. A Primer in Apllied Radiation Physics. London : World Scientific, K. Arshak, O. Korostynska. Advanced Materials and Techniques for Radiation Dosimetry. Boston, London : ARTECH HOUSE, Pierrret, R.F. Anvanced Semiconductor Fundamentals 2nd Edition. s.l. : Prentice Hall, M. Joiner, A.van der Kogel. Basic Clinical Radiology. s.l. : HODDER ARNOLD, M. Beyzadeoglu, G. Ozygit, C. Ebruli. Basic Radiation Oncology. s.l. : Springer, M. Tubiana, J. Dutreix, A. Wambersie. Introduction to Radiology. s.l. : Taylor & Francis, B. H. Brown, R. H. Smallwood, D.C. Barber, P.V Lawford, D. R. Hose. Medical Physics and Biomedical Enginnering. Sheffield, UK : IOP Publishing Ltd, Webb, S. The Physics Of Three-Dimensional Radiation Therapy. s.l. : IOP Publishing, P. Mayles, A. Nahum, J.C. Rosenwald. HANBOOK OF RADIOTHERAPY PHYSICS: Theory and Practice. s.l. : Taylor & Francis Group, LLC, Attix, F.H. Introduction to Radiological Physics and Radiaton Dosimetry. s.l. : WILEY-VCH Verlag GmbH & Co. KGaA, Γ. Φούτζηλας, Β. Μπαρμπούνης. Βασικές Αρχές Θεραπείας του Καρκίνου. Θεσσαλονίκη : UNIVERSITY STUDIO PRESS, S.M. Sze, Kwok K. Ng. Physics of Semiconductor Devices. s.l. : John Wiley & Sons,

91 17. A. Barrett, J. Dobbs, S. Morris, T. Roques. Practical Radiotherapy Planning. s.l. : HODDER ARNOLD, Radiation Biology: A Handbook for Teachers and Students. Vienna : International Atomic Energy Agency, Knoll, G. F. Radiation Detection and Measurement, 3rd Edition. s.l. : John Wiley & Sons, Inc. 20. Podgorsak, E. B. Radiation Physics for Medical Physicists. Montreal : Springer, IAEA. Absorbed Dose Determination in External Beam Radiotherapy. Vienna, AAMP. Physical Aspects of Quality Assurance in Radiation Therapy. Report No.13. May,

92 ΠΑΡΑΡΤΗΜΑΤΑ 92

93 ΠΑΡΑΤΗΜΑ Ι ΣΥΣΤΗΜΑ ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΑΣ ΘΑΛΑΜΟΥ ΙΟΝΙΣΜΟΥ Εισαγωγή Το σύστημα δοσιμετρίας αποτελείται από τον ανιχνευτή, το ηλεκτρόμετρο τα καλώδια και τις συνδέσεις(μερικοί κατασκευαστές όταν χρησιμοποιούν τον όρο αναφέρονται μόνο στο ηλεκτρόμετρο). Η IEC (1997) στον όρο δοσίμετρο ακτινοθεραπείας περιλαμβάνει και τις συσκευές ελέγχου σταθερότητας καθώς και τα ομοιώματα. Θάλαμος ιονισμού Οι πιο κοινοί θάλαμοι ιονισμού που χρησιμοποιούνται στον ποιοτικό έλεγχο της ακτινοθεραπεία είναι ο κυλινδρικός (τύπου δαχτυλήθρας) τύπου Farmer και ο επίπεδος θάλαμος ιονισμού. Χρησιμοποιούνται για απόλυτη δοσιμετρία και της βαθμονόμησης των δεσμών. Και οι δύο θάλαμοι συμπεριφέρονται ως Bragg-Gray κοιλότητες. Για αποκλείσεις από τη Bragg-Gray κοιλότητα εισάγονται διορθωτικοί συντελεστές. Κυλινδρικός θάλαμος ιονισμού Ο κυλινδρικός θάλαμος ιονισμού είναι εύκολος και ανθεκτικός για τη χρήση σε ομοιώματα ύδατος. Τα βασικά μέρη από τα οποία αποτελείται ο Farmer εικόνα() είναι: η κοιλότητα όγκου 0,6 cm 3, ένα εσωτερικό ηλεκτρόδιο από αλουμίνιο και ένα εξωτερικό ηλεκτρόδιο που αποτελεί και το τοίχωμα του θαλάμου. Το τοίχωμα κατασκευάζεται από κάποιο υλικό ισοδύναμο ιστού (PMMA, A-150) ή αέρα (C-552) ενώ επιχρίεται εσωτερικά με ένα αγώγιμο υλικό, συνήθως γραφίτη. Το κεντρικό ηλεκτρόδιο μονώνεται από το τοίχωμα με ένα υψηλής ποιότητας μονωτικό από PTCFE για να αποτρέπει το ρεύμα διαρροής όταν εφαρμόζεται εξωτερική τάση. Για να προφυλάσσετε το σήμα από τα ρεύματα διαρροής που δημιουργούνται μέσα στο σώμα του θαλάμου ιονισμού (stem) το μονωτικό υλικό χωρίζεται σε τμήματα από ένα δακτύλιο που λέγεται φύλακας (guard ring). Επιπλέον ο θάλαμος έρχεται με ένα κάλυμμα προσαυξήσεως ή υδατοστεγή θήκη. 93

94 Το αέριο που χρησιμοποιείται στους θαλάμους ιονισμού δεν τους καθιστά ιδανικούς ανιχνευτές ακτινοβολίας κυρίως για δύο λόγους. Το αέριο, κυρίως αέρας σε ατμοσφαιρική πίεση, έχει 700 Εικόνα Ι.1:4 Η βασική διάταξη ενός θαλάμου Farmer. Οι διαστάσεις δίνονται σε χιλιοστά. φορές μικρότερη πυκνότητα από αυτή του νερού. Γι αυτό το λόγο το σήμα του θαλάμου ιονισμού είναι πολύ πιο ασθενές σε σύγκριση με το σήμα των λεγόμενων ανιχνευτών στερεάς κατάστασης. Επιπλέον ο αέρας δεν είναι ισοδύναμο του νερού αλλά και οποιοδήποτε ομοιώματος που χρησιμοποιείται στη δοσιμετρία (PMMA). Η αλληλεπίδραση φωτονίων με τον θάλαμο έχει ως αποτέλεσμα τη δημιουργία δευτερογενών ηλεκτρονίων τόσο στο τοίχωμα του θαλάμου όσο και στο τριγύρω ομοίωμα. Όταν τα ηλεκτρόνια αυτά εισέρθουν στη κοιλότητα του θαλάμου ιονίζουν τον αέρα. Με την εφαρμογή κατάλληλου δυναμικού τα φορτία κινούνται προς τα ηλεκτρόδια δημιουργώντας ένα ηλεκτρικό ρεύμα το οποίο μπορεί να μετρηθεί με ένα ηλεκτρόμετρο. Για χαμηλές τιμές της τάσης όπου το συλλεγόμενο φορτίο είναι μικρό λόγω της επανασύνδεσης των ιόντων. Η περιοχή αυτή καλείται περιοχή επανασυνδέσεως. Περαιτέρω αύξηση της τάσεως έχει ως αποτέλεσμα την αύξηση της μέσης ελεύθερης διαδρομής των ιόντων και τη μείωση της πιθανότητας επανασύνδεσης. Όταν το φορτίο το οποίο φθάνει στα ηλεκτρόδια είναι ίσο με το φορτίο που δημιουργεί η ακτινοβολία έχουμε κορεσμό και ο θάλαμος λειτουργεί στη περιοχή θαλάμου ιονισμού. Στους θαλάμους ιονισμού το συλλεγόμενο φορτίο είναι ανάλογο της ενέργειας του ιοντίζοντος σωματιδίου. Με περαιτέρω αύξηση της τάσης τα δημιουργούμενα ιόντα αποκτούν ικανή ενέργεια ώστε να αρχίσουν δευτερογενή ιονισμό. Με αύξηση της τάσης ο θάλαμος περνάει διαδοχικά στην αναλογική περιοχή, στη περιορισμένη αναλογική περιοχή, στη Geiger περιοχή και τέλος στη περιοχή συνεχούς εκφορτίσεως. 94

95 Σχήμα Ι.2 Μεταβολή του συλλεγόμενου φορτίου σαν συνάρτηση της εφαρμοζόμενης τάσης. Στο διάγραμμα φαίνονται οι διαφορετικές περιοχές λειτουργίας του. Η περιοχή κόρου αντιστοιχεί στην περιοχή λειτουργίας του θαλάμου ιονισμού. Το μέγεθος των θαλάμων ιονισμού που χρησιμοποιούνται στη ακτινοθεραπεία κυμαίνεται από 0,1 cm 3 μέχρι 1cm 3. Το συλλεγόμενο φορτίο που αντιστοιχεί σε ρυθμούς δόσης που χρησιμοποιούνται στην ακτινοθεραπεία (0,1-10Gy/min) είναι της τάξης των pico και nano Ampere. Τόσο μικρά ρεύματα είναι πάρα πολύ δύσκολο να ανιχνευτούν και απαιτούν υψηλής ποιότητας συνδέσεις και ενισχυτές. Η ηλεκτρονική συσκευή που χρησιμοποιείται για να μετρήσει το ρεύμα ή το φορτίο είναι ένα ηλεκτρόμετρο. Το ηλεκτρόμετρο που είναι συνδεδεμένο με τον θάλαμο ιονισμού θα πρέπει να έχει τη δυνατότητα να αλλάζει την τιμή και την πολικότητα της τάσης με την οποία τροφοδοτείται ο θάλαμος ιονισμού. Ως σημείο αναφοράς του κυλινδρικού θαλάμου ιονισμού κατά τη βαθμονόμηση του και τη διεξαγωγή μετρήσεων λαμβάνεται το κέντρο του ενεργού όγκου του θαλάμου το οποίο βρίσκεται πάνω στον κεντρικό άξονα. 95

96 Ηλεκτρόμετρο Το ηλεκτρόμετρο είναι βασικά ένας τελεστικός ενισχυτής με αρνητική ανάδραση. Ο τελεστικός ενισχυτής που παριστάνεται με ένα τρίγωνο (εικόνα Ι.2) έχει δύο εισόδους και μία έξοδο. Η αρνητική είσοδος καλείται αναστρέφουσα γιατί δημιουργεί στην έξοδο διαφορά φάσης 180 και η θετική καλείται μη αναστρέφουσα. Δηλαδή η εφαρμογή μιας αρνητικής τάσης στην αναστρέφουσα θα δώσει μία θετική ενισχυμένη τάση ενώ μια θετική τάση στη μη αναστρέφουσα θα δώσει μια θετική ενισχυμένη τάση. Αν συνδέσουμε στο βρόχο αρνητικής ανάδρασης ενός τελεστικού ενισχυτή, ένα πυκνωτή ή έναν αντιστάτη, του οποίου η αρνητική Εικόνα Ι.3: Συνδεσμολογία ηλεκτρομέτρου και θαλάμου ιονισμού. Το ηλεκτρόμετρο- τελεστικός ενισχυτής απεικονίζεται με ένα τρίγωνο. είσοδος είναι συνδεδεμένη με το ηλεκτρόδιο συλλογής του θαλάμου ιονισμού και η θετική είσοδος με την τάση πόλωσης ή τη γείωση τότε η μετρούμενη τάση στην έξοδο του ενισχυτή θα είναι ανάλογη του συλλεγόμενου φορτίου και ίση με τη τάση στα άκρα του πυκνωτή ή του αντιστάτη. Στην περίπτωση που η σύζευξη της εξόδου με την αρνητική είσοδο πραγματοποιείται μέσω της χωρητικότητας C τότε από τη μετρούμενη τάση V θα μπορεί να υπολογιστεί το συλλεγόμενο φορτίο Q που ισούται με CV. Εάν ολόκληρη η έξοδος οδηγείται στην αρνητική είσοδο η απολαβή του ενισχυτή θα ισούται με τη μονάδα και το φορτίο Q που συλλέχθηκε από τον πυκνωτή θα ισούται με το παραγόμενο φορτίο από την ακτινοβολία. Επομένως η μέτρηση της V θα συνδέεται με τη δόση στο θάλαμο ιονισμού. Παρομοίως εάν στη θέση του πυκνωτή υπάρχει αντίσταση R, τότε από τη τάση V μπορεί να προσδιοριστεί το ρεύμα I = V/R το οποίο συνδέεται με το ρυθμό δόσεως. Η ικανότητα αναπαραγωγής της μέτρησης εξαρτάται αποκλείστηκα από τη ποιότητα του πυκνωτή ή αντίστασης. Τα ηλεκτρόμετρα θα πρέπει να έχουν τις παρακάτω ιδιότητες: 96

97 Γρήγορη προθέρμανση ( 5-10 min) Σύντομο χρόνο εξισορρόπησης ύστερα από μεταβολή της τάσης στα ηλεκτρόδια Αμελητέες διαρροές ρεύματος τόσο προ και μετά την ακτινοβόληση Ευαισθησία ανεξάρτητη των περιβαλλοντικών συνθηκών, του χρόνου και της κλίμακας Ικανότητα αλλαγής του μεγέθους και της πόλωσης της τάσης Συνδέσεις και καλώδια Τα καλώδια που συνδέουν το ηλεκτρόμετρο με το θάλαμο ιονισμού αποτελούν βασικό κομμάτι του συστήματος δοσιμετρίας. Τα χαρακτηριστικά των καλωδίων διαφέρουν από κατασκευαστή σε κατασκευαστή. Αυτό μπορεί να μην επηρεάζει την απόκριση του συστήματος άλλα παίζει σημαντικό ρόλο στο σήμα (που δημιουργείται από την ακτινοβολία) το οποίο εξαρτάται από την ενέργεια της δέσμης και διαφέρει μεταξύ δεσμών φωτονίων και ηλεκτρονίων αλλά και από κατασκευαστή σε κατασκευαστή. Τα επιθυμητά χαρακτηριστικά των καλωδίων είναι: Μικρό χρόνο ισορροπίας (μικρότερο του ενός λεπτού) όταν αλλάζει η υψηλή τάση Χαμηλό σήμα ακτινοβολίας Μικρό μικροφωνικό θόρυβο Μικρή διαρροή (μικρότερη των Α) Μικρή χωρητικότητα Προσαρμοστικότητα Εύκολη και ανθεκτική σύνδεση Οι συνδέσεις απαιτούν προσοχή από την υγρασία, τη σκόνη, να είναι καλά ευθυγραμμισμένες οι ακίδες, να έρχονται σωστά σε επαφή οι συνδέσεις κ.τ.λ. 97

98 ΠΑΡΑΡΤΗΜΑ ΙΙ ΒΑΣΙΚΕΣ ΠΑΡΑΜΕΤΡΟΙ ΑΚΤΙΝΟΒΟΛΗΣΕΩΣ ΜΕ ΔΕΣΜΕΣ ΦΩΤΟΝΙΩΝ Εισαγωγή Η ακτινοθεραπεία εξωτερικών δεσμών φωτονίων στο «Θεαγένειο» εφαρμόζεται με δέσμες ακτινοβολιών που παράγονται από γραμμικούς επιταχυντές ηλεκτρονίων και μονάδες Co-60 για την παραγωγή φωτονίων με ενέργειες της τάξεως ακτινοβόληση με εξωτερικές δέσμες φωτονίων είναι: των MeV. Οι κύριες παράμετροι στην I. το βάθος θεραπείας II. το μέγεθος πεδίου III. η απόσταση πηγής επιφάνειας IV. ΑΠΔ (Source to Surface Distance, SSD) στην SSD-τεχνική και η απόσταση πηγής ισοκέντρου (Source to Axis Distance, SAD) στην ισοκεντρική τεχνική, V. η ενέργεια των δεσμών. Νόμος του αντιστρόφου τετραγώνου Στην ακτινοθεραπεία εξωτερικών δεσμών θεωρούμε ότι η πηγή της δέσμης των φωτονίων είναι σημειακή και ότι η δέσμες είναι αποκλίνουσες. Ο Νόμος του αντιστρόφου τετραγώνου μας λέει ότι η ροή φωτονίων από ένα τετράγωνο πεδίο είναι αντιστρόφως ανάλογο του τετραγώνου της απόστασης από την πηγή. Είναι αδύνατον εκτός ελάχιστον περιπτώσεων να μετρήσουμε άμεσα την κατανομή της δόση μέσα στον ασθενή. Τα δεδομένα από κατανομές της δόσης προέρχονται από συναρτήσεις που συνδέουν τη δόση σε ένα οποιοδήποτε σημείο με τη δόση στο σημείο αναφοράς ή βαθμονόμησης της δέσμης. Τις τιμές των συναρτήσεων τις παίρνουμε από μετρήσεις σε ομοιώματα ισοδύναμα ιστού που παρέχουν πλήρη σκέδαση, σε συνθήκες αναφοράς. 98

99 Μία τυπική κατανομή δόσης επί του κεντρικού άξονα της δέσμης φωτονίων που προσπίπτει στο σώμα ενός ασθενή φαίνεται στην εικόνα ΙΙ.1. Από την εικόνα διακρίνουμε τρεις χαρακτηριστικές δόσεις, τη δόση στην επιφάνεια D s, τη μέγιστη δόση D max, και τη δόση εξόδου D ex Μετά από το βάθος d max η πυκνότητα των ηλεκτρονίων αρχίζει να μειώνεται με αποτέλεσμα η δόση να ελαττώνεται ακολουθώντας τον εκθετικό νόμο της απορροφήσεως της δέσμης φωτονίων και το νόμο του αντιστρόφου τετραγώνου. Δόση επιφάνειας Το πλεονέκτημα των φωτονίων υψηλής ενέργειας είναι ότι το μεγαλύτερο ποσοστό της χορηγούμενης δόσης φθάνει σε μεγάλο βάθος, με αποτέλεσμα η δόση στην επιφάνεια να είναι πολύ μικρότερη από τη μέγιστη απορροφούμενη δόση. Το φαινόμενο αυτό είναι γνωστό ως skin sparring effect. Όσο μεγαλύτερη η ενέργεια των φωτονίων τόσο μικρότερη θα είναι η δόση στην επιφάνεια και για δεδομένη ενέργεια η δόση στην επιφάνεια θα αυξάνεται με την αύξηση του πεδίου (σκέδασης από τον κατευθυντήρα). Η δόση στην επιφάνεια προέρχεται κυρίως από: Σκέδαση από την κεφαλή του γραμμικού επιταχυντή (κατευθυντήρας, φίλτρο επιπεδώσεως, αέρας κ.λπ.) Οπισθοσκεδαζόμενη από τον ασθενή Ηλεκτρόνια υψηλών ενεργειών που προέρχονται από αλληλεπιδράσεις στον αέρα ή στα προστατευτικά εξαρτήματα που βρίσκονται κοντά στον ασθενή Περιοχή επαυξήσεως Η περιοχή κατανομής από την επιφάνεια (z=0) μέχρι το βάθος z max που η απορροφούμενη δόση παίρνει τη μέγιστη τιμή της ονομάζεται περιοχή επαυξήσεως ή ανοικοδόμησης (build up region). Η περιοχή αυτή οφείλεται στη μεγάλη εμβέλεια των δευτερογενών ηλεκτρονίων που απελευθερώνονται από τις αλληλεπιδράσεις των φωτονίων με την ύλη (φαινόμενο Compton, δίδυμη γένεση) και τα οποία εναποθέτουν την ενέργεια τους στο υλικό. Στα πρώτα στρώματα η πυκνότητα των ηλεκτρονίων είναι μικρή και δεν ισχύουν οι συνθήκες CPE με αποτέλεσμα η απορροφούμενη ενέργεια να είναι μικρότερη από το KERMA εκ συγκρούσεως. Όσο όμως αυξάνεται το βάθος θα αυξάνεται και η πυκνότητα των ηλεκτρονίων μέχρι το βάθος z max όπου η μέση εμβέλεια των ηλεκτρονίων αποκτά την μέγιστη τιμή της. Στο σημείο αυτό ισχύουν οι συνθήκες CPE και η απορροφούμενη δόση προσεγγίζει την KERMA εκ συγκρούσεως. Μετά από αυτό το σημείο η απορροφούμενη δόση και το KERMA μειώνονται ως αποτέλεσμα την απορρόφησης των φωτονίων (εικόνα ΙΙ.1). 99

100 Βάθος z max της μέγιστης απορροφούμενης δόσης Το βάθος z max εξαρτάται κυρίως από την ενέργεια της δέσμης και δευτερευόντως από το μέγεθος του πεδίου. Όσο μεγαλύτερη η ενέργεια της δέσμης τόσο μεγαλύτερο και το βάθος της μέγιστης απορροφούμενης δέσμης. Για δεδομένη ενέργεια το z max παίρνει τη μέγιστη του τιμή για πεδίο 5 x 5 cm 2. Για πεδία μεγαλύτερα από 5 x 5 cm 2 το z max μειώνεται λόγω φαινομένων σκέδασης από τον κατευθυντήρα και το φίλτρο επιπεδώσεως. Για πεδία μικρότερα από 5 x 5 cm 2 το z max μειώνεται λόγω φαινομένων σκέδασης του ομοιώματος. Εικόνα ΙΙ.1: Η εικόνα απεικονίζει την κατανομή της δόσης και το KERMA ως συνάρτηση του βάθους στο ομοίωμα. 2.5 Δόση εξόδου Η δόση εξόδου είναι η απορροφούμενη δόση στο σημείο εξόδου της δέσμης από τον ασθενή. Όπως φαίνεται από την εικόνα Ι.2 η καμπύλη προς το τέλος του διαγράμματος δεν ακολουθεί τον εκθετικό νόμο εμφανίζοντας μία γρηγορότερη μείωση της απορροφούμενης δόσης. Αυτή η μείωση οφείλεται στην έλλειψη οπισθοσκεδαζόμενης ακτινοβολίας λόγω έλλειψης υλικού πίσω από τον ασθενή. 100

101 Εικόνα ΙΙ.2: Τυπική κατανομή δόσης κατά μήκος του κεντρικού άξονα σε ένα ασθενή. D s είναι η δόση επιφάνειας, D ex είναι η δόση εξόδου και D max είναι η μέγιστη απορροφούμενη δόση. Όταν το D max είναι κανονικοποιημένο στο 100 έχουμε την επί τοις εκατό δόση βάθους PDD. Η περιοχή μεταξύ 0 και z max είναι η περιοχή ανοικοδόμησης. Radiation Oncology Physics. Παράγοντες Σκέδασης (Scatter Factor) Παράγων εξόδου FOF (Field Output Factor) / Παράγοντες σκέδασης (Scatter factors) Ορίζεται ως ο λόγος του ρυθμού δόσης του μηχανήματος στο βάθος αναφοράς d ref σε ένα ομοίωμα με πλήρη σκέδαση για ένα δεδομένο μέγεθος πεδίου προς το ρυθμό για ένα πεδίο αναφοράς. Τo FOF μπορεί να εκφραστεί ως παράγοντας δύο ανεξάρτητων όρων, του παράγοντα σκέδασης από τον κατευθυντήρα S c (collimator scatter /output factor) και του παράγοντα σκέδασης από το ομοίωμα (phantom scatter factor): FOF(d ref,a)=s c (A)S p (d ref, A d )=S c (A)S p (d ref,esqf) Το ESQF (equivalent square field) χρησιμοποιείται στην περίπτωση που το πεδίο τροποποιείται με κάποιο μηχανισμό (ΜLC, block, κ.τ.λ.) για να δείξει ότι θα έχουμε δύο διαφορετικά ισοδύναμα τετράγωνα, ένα για τον κατευθυντήρα και ένα για το ομοίωμα. Παράγοντας σκέδασης ομοιώματος (S p phantom scatter factor) Ο παράγοντας σκέδασης ομοιώματος S p, λαμβάνει υπόψη του τη διαφοροποίηση στη σκεδαζόμενη ακτινοβολία από το ομοίωμα λόγω μεταβολής του μεγέθους του πεδίου. Το S p 101

102 ορίζεται ως ο λόγος του ρυθμού δόσης για ένα δεδομένο πεδίο σε κάποιο βάθος προς το ρυθμό δόσης στο ίδιο βάθος για πεδίο αναφοράς (με σταθερή τη διάταξη του μηχανήματος). Το S p είναι συνάρτηση κυρίως της ποιότητας της δέσμης και επομένως έχει ελάχιστη ή καθόλου εξάρτηση από τη γεωμετρία της κεφαλής του μηχανήματος. Είναι συνάρτηση και του βάθους του ενεργού πεδίου (effective field), συμπεριλαμβανομένου και την επίδραση από το SSD ή παρουσία blocks. Εικόνα ΙΙ.2: Διάταξη για τον υπολογισμό το F.O.F. Radiation Oncology Physics. Εικόνα ΙΙ.3: Η διάταξη που χρησιμοποιείται για τον υπολογισμό του S p. Radiation Oncology Physics. Παράγοντας Σκέδασης κατευθυντήρα Ο παράγοντας σκέδασης κατευθυντήρα S c (collimator scatter factor), συναντάται και ως παρά 102

103 γων εξόδου στον αέρα (in air output factor), ορίζεται ως ο λόγος του εξερχόμενου ρυθμού δόσης στον αέρα για ένα δεδομένο πεδίο προς ρυθμό δόσης για ένα πεδίο αναφοράς (συνήθως 10 x 10 cm 2 ): Θεωρούμε ότι το S c εξαρτάται μόνο από τη διάταξη των διαφραγμάτων. Εικόνα ΙΙ.4: Διάταξη για τη μέτρηση του S C με mini phantom. Radiation Oncology Physics. Μέγεθος πεδίου ακτινοβολήσεως Κατά τον σχεδιασμό θεραπείας τα πεδία ακτινοβόλησης επιλέγονται έτσι ώστε να καλύπτουν κατά τον καλύτερο δυνατό τρόπο την περιοχή-στόχο προσπαθώντας παράλληλα να αποφύγουν την ακτινοβόληση των υγιών ιστών. Στο «Θεαγένειο» χρησιμοποιούνταν τρία γενικά σχήματα πεδίων, τετράγωνο, ορθογώνιο και ακανόνιστο. Τα τετράγωνα και ορθογώνια πεδία σχηματίζονταν από τα διαφράγματα της κεφαλής του επιταχυντή ενώ τα ακανόνιστα σχηματίζονταν με το σύστημα MLC. Για κάθε τυχαίο πεδίο υπάρχει το ισοδύναμο τετράγωνο πεδίο του. Με τον όρο ισοδύναμο εννοούμε ότι τα πεδία αυτά θα περιγράφονται από τις ίδιες παραμέτρους και συναρτήσεις. Η μέθοδος της εύρεσης του ισοδύναμου τετραγώνου μας διευκολύνει στους υπολογισμούς που θέλουμε να κάνουμε. Εύρεση του ισοδύναμου τετραγώνου από ορθογώνιο πεδίο 103

104 Ένα τυχαίο ορθογώνιο πεδίο με πλευρές α και b θα είναι ισοδύναμο με ένα τετράγωνο πεδίο a eq εάν έχουν τον ίδιο λόγο εμβαδού-περιμέτρου (κανόνας του Day s): Για ένα ακανόνιστο πεδίο το ισοδύναμο τετράγωνο του υπολογίζονταν εμπειρικά από το BVE του TPS. Χρησιμοποιώντας τη μεζούρα μετρούσαμε το μήκος και το πλάτος του πεδίου, βρίσκοντας το ισοδύναμο ορθογώνιο πεδίο και βάσει αυτού υπολογίζαμε το ισοδύναμο τετράγωνο. (Για πεδία σε μαστούς λαμβάναμε υπόψη και την έλλειψη ιστού λόγου του σχήματος του μαστού που θα είχε ως αποτέλεσμα την έλλειψη σκεδαζόμενης ακτινοβολίας) Επί τοις εκατό δόση βάθους PDD (Percentage Depth Dose) Είναι από τις βασικότερες παραμέτρους. Είναι η δόση, επί του κεντρικού άξονα δέσμης, μέσα σε ομοίωμα ή ασθενή, κανονικοποιημένη ως προς τη D max = 100 % στο βάθος z max. Με τη βοήθεια του σχήματος ορίζεται ως εξής: Εικόνα ΙΙ.5: Επί τοις εκατό δόση βάθους.handbook of Radiotherapy Physics. Τα PDD υπολογίζονται για τετράγωνα πεδία γι αυτό στην πράξη θα πρέπει να βρεθεί το ισοδύναμα τετράγωνο πεδίο. Γενικά χαρακτηριστικά της PDD κατανομής: 104

105 Για δεδομένα A, f το z max εξαρτάται από την ενέργεια της δέσμης. Όσο μεγαλύτερη η ενέργεια της δέσμης τόσο μεγαλύτερο το z max και τόσο μικρότερη η δόση στην επιφάνεια. Για δεδομένα z, f, hv η PDD αυξάνει με το A εξαιτίας της αύξησης της σκεδαζόμενης ακτινοβολίας με την αύξηση του μεγέθους του πεδίου. Για δεδομένα z, A, hv η PDD αυξάνει με το f εξαιτίας της μείωσης του παράγοντα του αντιστρόφου τετραγώνου. Για δεδομένα z, Α, f, η PDD πέρα από το z max αυξάνει με την αύξηση της ενέργειας λόγω της μείωσης της απορρόφησης της δέσμης Δόσεις βάθους επί τον κεντρικό άξονα στο νερό για ισοκεντρική τεχνική. Το PDD εξαρτάται από το SSD και χρησιμοποιείται για υπολογισμούς δόσης σε SSD τεχνικές. Για ισοκεντρικές όμως τεχνικές χρησιμοποιούμαι τις συναρτήσεις TAR, TPR και ΤΜR. Λόγος Ιστών Αέρος -TAR (Tissue Air Ratio) Έστω δέσμη η οποία προσπίπτει κάθετα σε ομοίωμα ιστών. Το TAR ορίζεται ως ο λόγος της δόσης ή του ρυθμού δόσης σε ένα σημείο Q επί του κεντρικού άξονα της δέσμης προς τη δόση ή το ρυθμό δόσης σε μία μικρή μάζα νερού στον αέρα στο ίδιο σημείο Q. Το μέγεθος του πεδίου A Q ορίζεται στο σημείο του Q. Εικόνα ΙΙ.6 : Η διάταξη που χρησιμοποιείται για τη μέτρηση και τον ορισμό του TAR. (α) Η δόση προσδιορίζεται σε ένα σημείο Q σε ένα ομοίωμα νερού. (b) Η δόση προσδιορίζεται σε μία μικρή μάζα ισοδύναμου νερού σε ένα σημείο Q. Το σημείο Q είναι το ισόκεντρο σε απόσταση SAD. Το μέγεθος του πεδίου ορίζεται στο ισόκεντρο. Radiation Oncology Physics. 105

106 Καθώς η έννοια δόση σε μικρή μάζα δεν μπορεί να εφαρμοστεί για ενέργειες μεγαλύτερες των 4MV, η TAR δεν χρησιμοποιείται στη δοσιμετρία για ενέργειες των MeV. Για τον λόγω αυτό έχουν εισαχθεί οι έννοιες του TPR TMR. Λόγος Ιστού Ομοιώματος TPR (Tissue-Phantom-Ratio) Το TPR ορίζεται ως ο λόγος: Όπου και η δόση και ο ρυθμός δόσης σε ένα τυχαίο σημείο Q επί του κεντρικού άξονα μέσα σε ομοίωμα και και η δόση στο σημείο Q στο βάθος αναφοράς z ref επί του κεντρικού άξονα. Το βάθος αναφοράς είναι 5 cm για ενέργειες μέχρι 6MV και 10 cm για ενέργειες μεγαλύτερες από 6 MV. Αν το βάθος αναφοράς επιλεχθεί το βάθος της μέγιστης απορροφούμενης δόσης τότε προκύπτει η συνάρτηση TMR (Tissue-Maximum-Ratio). Το TMR ορίζεται ως ο λόγος: Το TMR είναι δηλαδή μία ειδική περίπτωση του TPR. Το TPR και TMR εξαρτώνται από τρεις παραμέτρους, από το z, A Q και hv, ενώ δεν εξαρτάται από το SSD ή SAD. Για σταθερό A Q και hv το TMR μειώνεται με αύξηση του z. Για σταθερό z και hv το TMR αυξάνεται με αύξηση του A Q. Για σταθερό z και A Q το TMR αυξάνεται με αύξηση του hv. Σχέση μεταξύ TMR και PDD Από τις σχέσεις: Λύνοντας ως προς D Q παίρνουμε τη σχέση: 106

107 Εικόνα ΙΙ.7: Γεωμετρική σχέση PPD( z, A, f, hv) και TMR(z, A Q, hv). Ποιότητα δέσμης φωτονίων Χρησιμοποιούμε τον όρο ποιότητα για μία δέσμη ακτινοβολίας προκειμένου να αναφερθούμε στα ενεργειακά χαρακτηριστικά αυτής. Κατά κύριο λόγο η ποιότητα καθορίζει την διεισδυτικότητα της δέσμης, δίνοντας έτσι τη δυνατότητα να γνωρίζουμε σε σημαντικό βαθμό τη συμπεριφορά της όταν θα προσπέσει σε ομοίωμα ή ανθρώπινο σώμα. Η ποιότητα μίας δέσμης χαρακτηρίζεται με το δείκτη ποιότητας TPR 20/10, ο οποίος ορίζεται ως ο λόγος των δόσεων σε βάθος 20 και 10 cm αν θεωρήσουμε την απόσταση πηγής-θαλάμου ιονισμού σταθερή και πεδίο ακτινοβολίας 10 x 10 cm² στο επίπεδο του θαλάμου: Ισοδοσιακές καμπύλες και ισοδιακές επιφάνειες Δισδιάστατη και τρισδιάστατη απεικόνιση της κατανομής της δόσης δίνονται με τις ισοδοσιακές καμπύλες και ισοδοσιακές επιφάνειες που ενώνουν σημεία της αυτής δόσης. Για SSD τεχνική όλες οι ισοδοσιακές κανονικοποιούνται στο 100 ως προς σημείο P επί του κεντρικού άξονα. Για ισοκεντρική τεχνική όλες οι ισοδοσιακές κανονικοποιούνται στο 100 ως προς το ισόκεντρο. 107

108 Γωνιακά φίλτρα (Wedge filters) Τα γωνιακά φίλτρα, γνωστά και ως σφήνες είναι συσκευές που χρησιμοποιούνται ευρέος στην ακτινοθεραπεία εξωτερικών δεσμών για να επιφέρουν τη σωστή κατανομή της δόσης σε περιοχές του σώματος με μεγάλες κλήσεις στο περίγραμμα τους, όπως π.χ. στους μαστούς, στο λάρυγγα, στους πυέλους, κ.α. Στο σχήμα φαίνεται η διαφοροποίηση που επιφέρει το γωνιακό φίλτρο στις ισοδοσιακές. Εικόνα ΙΙ.8: Η μεταβολή στην κλίση των ισοδοσιακών με τη χρήση σφήνας για δέσμη 6 MV. Οι ισοδοσιακές είναι κανονικοποιημένες στο z max. Υπάρχουν τριών ειδών γωνιακά φίλτρα που χρησιμοποιούνται στη ακτινοθεραπεία: οι φυσικές εξατομικευμένες σφήνες (individualized wedge), οι φυσικές γενικές (universal) ή μηχανικές (motorized) σφήνες και οι δυναμικές (dynamic) ή εικονικές (virtual) σφήνες. Οι εξατομικευμένες σφήνες, που είναι ο πιο βασικός τύπος γωνιακού φίλτρου, είναι γωνιακές διατομές (σφήνες) κατασκευασμένες από μολύβι, χαλκό ή ατσάλι. Στους επιταχυντές τις Varian και Siemens οι φυσικές σφήνες τοποθετούνται έξω από την κεφαλή του επιταχυντή μετά τον κατευθυντήρα. Οι πιο κοινές φυσικές σφήνες έχουν γωνίες 15, 30, 45 και 60. Η φυσική σφήνα έχει κάποια εγγενή ανεπιθύμητα χαρακτηριστικά. Τα χαρακτηριστικά της δόσης βάθους διαφέρουν σε σχέση με ανοιχτά πεδία (unwedged field), λόγω σκλήρυνσης των δεσμών. Το μέγεθος του πεδίου περιορίζεται από το φυσικό μέγεθος της σφήνας. Επιπλέον, οι εξωτερικές φυσικές σφήνες έχουν το μειονέκτημα της χειροκίνητης εισαγωγής και εξαγωγής της σφήνας. 108

109 Οι γενικές σφήνες είναι παρόμοια συσκευή μόνο που είναι μία μόνο σφήνα σταθερής γωνίας που ελέγχετε μηχανικά. Οι επιταχυντές της Elekta διαθέτουν μία φυσική εσωτερική σφήνα με σταθερή γωνία ίση με 60. Με συνδυασμό ανοιχτών και σφηνοειδών πεδίων επιτυγχάνονται γωνίες μικρότερες των 60. Η επιθυμητή γωνία καθορίζεται από τον παράγοντα Wedge MU που είναι ο λόγος των MU που δίνονται με σφήνα προς τον ολικό αριθμό των MU (με και χωρίς σφήνα). Η δυναμική σφήνα ή εικονική σφήνα μεταβάλλει τις ισοδοσιακές με την ασύμμετρη κίνηση του διαφράγματος (collimator) την ώρα της ακτινοβόλησης. Έχει το πλεονέκτημα με κατάλληλη κίνηση του διαφράγματος να επιτυγχάνεται ολόκληρο το εύρος των γωνιών από 0 ως 60. Επιπλέον δεν εισάγει εξασθένιση της δέσμης. Γενικά: γενικά το παχύ μέρος της σφήνας καλείται «heel» και η δόση είναι χαμηλότερη από κάτω από αυτό το σημείο. Το άλλο άκρο καλείται «toe». και το μήκος Υ και το πλάτος Χ της σφήνας είναι σημαντικές. όλες οι σφήνες προσανατολίζονται έτσι ώστε το κέντρο της δέσμης να περνάει από το κέντρο της σφήνας. αν το πλάτος X της σφήνας είναι μικρότερο από το πλάτος του πεδίου τότε ρισκάρουμε την ύπαρξη θερμού σημείου Η γωνία της σφήνας ορίζεται από την κλίση της 50% ισοδοσιακής. Οι φυσικές και μηχανικές σφήνες είναι διαθέσιμες σε γωνίες των 10, 15, 45 και 60, ενώ οι δυναμικές σφήνες είναι διαθέσιμες σε όλο το εύρος Το wedge transmission factor ορίζεται ως ο λόγος της δόσης στο z max επί του κεντρικού άξονα προς τη δόση στο ίδιο σημείο με τη εισαγωγή σφήνας και χρησιμοποιείται για των υπολογισμό των MU. Γενικά το σφηνοειδές φίλτρο χρησιμοποιείται για να: αντισταθμίσει τη δόση βάθους για επιφάνειες με κλίση όπως σε ρινοφαρυγγικά πλάνα (εικόνα ΙΙ.9 Α). αντισταθμίσει θερμά σημεία σε κάθετα πεδία (εικόνα ΙΙ.9Β). ομογενοποιήσει την κατανομή της δόσης σε λοξά πεδία (εικόνα ΙΙ.10). 109

110 Εικόνα ΙΙ.9: Α) Πλάνο θεραπείας που δείχνει τη χρήση σφηνοειδών φίλτρων για αντιστάθμιση της μείωσης της πυκνότητας σε ρινοφαρυγγική θεραπεία. Β) Χρήση σφηνοειδών φίλτρων για την αντιστάθμιση θερμού σημείου από δύο κάθετα πεδία. Εικόνα ΙΙ.10: Ζεύγος σφηνοειδών πεδίων που χρησιμοποιούνται για να ομογενοποιήσει την κατανομή της δόσης σε λοξά πεδία. Εικόνα ΙΙ.11: Η γωνία Θ της σφήνας που θα κάνει τις ισοδοσιακές παράλληλες μεταξύ τους. Η γωνία της σφήνας εξαρτάται από τη γωνία φ γνωστή και ως γωνία hinge. Η σχέση που δίνει τη γωνία Θ είναι: Θ = 90-1/2φ. 110

111 ΠΑΡΑΤΗΜΑ ΙΙΙ IAEA TRS 398 ΠΡΟΣΔΙΟΡΙΣΜΟΣ ΑΠΟΡΡΟΦΟΥΜΕΝΗΣ ΔΟΣΗΣ ΣΤΗΝ ΑΚΤΙΝΟΘΕΡΑΠΕΙΑ ΔΕΣΜΗΣ ΦΩΤΟΝΙΩΝ ΥΨΗΛΗΣ ΕΝΕΡΓΕΙΑΣ Εισαγωγή Το πρωτόκολλο TRS-398 της ΙΑΕΑ αναφέρεται στον υπολογισμό της δόσης στην ακτινοθεραπεία για δέσμες α) Co 60, β) φωτονίων γραμμικών επιταχυντών ενέργειας 1 έως 50 MeV, γ) ηλεκτρονίων ενέργειας 3 έως 50 MeV, δ) φωτονίων χαμηλής ενέργειας από λυχνίες Χ υψηλής τάσης έως 100 kv, ε) φωτονίων μέσης ενέργειας από λυχνίες Χ υψηλής τάσης άνω των 80 kv, στ) πρωτονίων ενέργειας 50 έως 250 MeV και ζ) βαρέων φορτισμένων σωματιδίων εμβέλειας έως 30 g cm -2 στο νερό. Το πρωτόκολλο υποδεικνύει μεθοδολογία για τον προσδιορισμό της δόσης στο νερό για κάθε μια από τις παραπάνω δέσμες υπό συγκεκριμένες συνθήκες αναφοράς (βαθμονόμηση της δέσμης απόλυτη δοσιμετρία). Η παρούσα εργασία παρουσιάζει συνοπτικά την μεθοδολογία για τον προσδιορισμό της δόσης στο νερό στην περίπτωση της δέσμης φωτονίων γραμμικών επιταχυντών ενέργειας 1 έως 50 MeV σύμφωνα με το TRS-398 της ΙΑΕΑ Απαραίτητος Εξοπλισμός 111

112 Ο απαραίτητος εξοπλισμός για την διεξαγωγή μετρήσεων υπολογισμού της δόσης στο νερό σε δέσμη φωτονίων γραμμικού επιταχυντή αποτελείται από τα εξής: α) τουλάχιστον ένας θάλαμος ιοντισμού συνδεδεμένος με ηλεκτρόμετρο β) ομοίωμα (phantom) νερού και προφυλακτικό κάλυμμα θαλάμου. Προσδιορισμός της δόσης στο νερό Προετοιμασία των μετρήσεων Πριν από την διεξαγωγή των μετρήσεων, θα πρέπει να ελέγχεται η σταθερότητα του δοσιμετρικού συστήματος με τη χρήση μίας πηγής ελέγχου. Επίσης το δοσίμετρο θα πρέπει να αφήνεται για αρκετή ώρα ώστε να έρθει σε θερμική ισορροπία με το περιβάλλον. Συνίσταται μία προακτινοβόληση με 2 έως 5 Gy ώστε να επιτευχθεί ισορροπία φορτίων στα διάφορα υλικά του συστήματος. Σε περίπτωση μεταβολής της τάσης τροφοδοσίας του θαλάμου, απαιτείται χρόνος (περίπου 20 λεπτά) πριν τη μέτρηση ώστε το σύστημα να σταθεροποιηθεί. Είναι απαραίτητη η μέτρηση του ρεύματος διαρροής πριν και μετά την ακτινοβόληση. Το ρεύμα διαρροής θα πρέπει να είναι μικρότερο από 0,1% του ρεύματος που οφείλεται στην ακτινοβόληση. Σε διαφορετική περίπτωση το ρεύμα της μέτρησης θα πρέπει να διορθώνεται για την διαρροή. Δεν θα πρέπει να χρησιμοποιούνται θάλαμοι οι οποίοι παρουσιάζουν ρεύμα διαρροής μεγαλύτερο του 1% του ρεύματος μέτρησης. Συνθήκες μέτρησης αναφοράς Οι συνθήκες αναφοράς υπό τις οποίες γίνεται ο προσδιορισμός της δόσης αναφέρονται στον ακόλουθο πίνακα. Συνθήκες Μέτρησης Αναφοράς Υλικό ομοιώματος Τύπος θαλάμου Βάθος μέτρησης αναφοράς z ref Σημείο αναφοράς στο θάλαμο Νερό Κυλινδρικός για TPR 20,10 <0,7, 10 gcm -2 (ή 5 gcm -2 ) για TPR 20,10 >0,7, 10 gcm -2 Γεωμετρικό κέντρο του θαλάμου 112

113 Θέση σημείου αναφοράς του θαλάμου SSD /SCD Στο βάθος μέτρησης z ref 100 cm Διαστάσεις πεδίου στa 100 cm 10 x 10cm 2 Διόρθωση της ένδειξης του δοσιμέτρου Ο συντελεστής βαθμονόμησης ενός θαλάμου ιοντισμού ισχύει μόνο για τις συνθήκες μέτρησης (πίεση, θερμοκρασία, ενέργεια δέσμης) υπό τις οποίες γίνεται η βαθμονόμηση. Εφ όσον οι συνθήκες μέτρησης δεν είναι ίδιες με αυτές της βαθμονόμησης, είναι απαραίτητη η χρήση διορθωτικών παραγόντων. Για την περίπτωση δέσμης φωτονίων υψηλής ενέργειας, οι διορθωτικοί αυτοί παράγοντες είναι ο συντελεστής διόρθωσης πίεσης θερμοκρασίας (k TP ), ο συντελεστής βαθμονόμησης του ηλεκτρομέτρου (k el ), ο συντελεστής διόρθωσης πολικότητας (k pol ), ο συντελεστής διόρθωσης επανασύνδεσης ιόντων (k s ) και ο συντελεστής διόρθωσης της ποιότητας της δέσμης (k Q ). Συντελεστής διόρθωσης πίεσης - θερμοκρασίας k TP Ο συντελεστής k TP χρησιμοποιείται για να διορθώσει την μεταβολή της μάζας του αέρα στο εσωτερικό του θαλάμου εξαιτίας των ατμοσφαιρικών μεταβολών και δίνεται από τη σχέση: k TP (273,2 (273,2 T) P0 T ) P 0 όπου P, T η πίεση και η θερμοκρασία κατά την μέτρηση και P 0, T 0 η πίεση και η θερμοκρασία κατά την βαθμονόμηση του θαλάμου (συνήθως 101,3 kpa και 20 o C). Συντελεστής βαθμονόμησης του ηλεκτρομέτρου k el Ο συντελεστής k el χρησιμοποιείται στη περίπτωση που ο θάλαμος ιοντισμού και το ηλεκτρόμετρο που χρησιμοποιούνται κατά την μέτρηση έχουν βαθμονομηθεί ξεχωριστά. Εφόσον έχουν βαθμονομηθεί μαζί θεωρούμε ότι k el = 1. Συντελεστής διόρθωσης πολικότητας k pol 113

114 Η ένδειξη του δοσιμέτρου σε μία μέτρηση επηρεάζεται από την πολικότητα της τάσης με την οποία τροφοδοτείται ο θάλαμος ιοντισμού. Ως αληθής ένδειξη θεωρείται η μέση τιμή των ενδείξεων που λαμβάνονται και με τις δύο πολικότητες. Κατά την χρήση ενός θαλάμου χρησιμοποιείται συνήθως μία μόνο τιμή και πολικότητα της τάσης. Για να συνυπολογισθεί το φαινόμενο της πολικότητας για την ποιότητα της δέσμης στην οποία χρησιμοποιείται ο θάλαμος, χρησιμοποιείται ο συντελεστής k pol ο οποίος δίνεται από την σχέση: k pol M 2M M όπου Μ +, Μ_ είναι οι ενδείξεις του δοσιμέτρου με θετική και αρνητική πολικότητα αντίστοιχα και Μ είναι η ένδειξη με την πολικότητα που χρησιμοποιείται στην καθημερινή πράξη. Υπενθυμίζεται ότι μετά από κάθε αλλαγή της πολικότητας απαιτείται ένα χρονικό διάστημα περίπου 20 λεπτών πριν την νέα μέτρηση έτσι ώστε το δοσιμετρικό σύστημα να ισορροπήσει. Συντελεστής διόρθωσης επανασύνδεσης ιόντων k s Η συλλογή των ιόντων που σχηματίζονται στην κοιλότητα ενός θαλάμου ιοντισμού δεν είναι πλήρης εξαιτίας του φαινομένου της επανασύνδεσης ιόντων. Το φαινόμενο εξαρτάται από τον ρυθμό δόσης, από την γεωμετρία και από την τάση τροφοδοσίας του θαλάμου. Το γεγονός αυτό επιβάλλει τη χρήση του συντελεστή διόρθωσης k s. Για παλμική δέσμη φωτονίων (όπως των γραμμικών επιταχυντών), ο υπολογισμός του k s γίνεται με την μέθοδο των δύο τάσεων, ως εξής. Καταγράφεται η ένδειξη Μ 1 για ακτινοβόληση με την συνήθη τάση τροφοδοσίας V 1. Στην συνέχεια καταγράφεται η ένδειξη Μ 2 για ακτινοβόληση υπό τις ίδιες συνθήκες με τάση τροφοδοσίας V 2 μικρότερη της V 1 και τέτοια ώστε ο λόγος V 1 / V 2 να είναι μεγαλύτερος ή ίσος του 3. Οι ενδείξεις Μ 1 και Μ 2 θα πρέπει να είναι διορθωμένες για το φαινόμενο της πολικότητας. Ο συντελεστής διόρθωσης k s δίνεται από την σχέση: k s α ο α 1 Μ Μ 1 2 α 2 Μ Μ

115 Οι σταθερές α i αναγράφονται στον παρακάτω πίνακα. V 1 / V 2 α 0 α 1 α 2 2,0 2,337-3,636 2,299 2,5 1,474-1,587 1,114 3,0 1,198-0,875 0,677 3,5 1,080-0,542 0,463 4,0 1,022-0,363 0,341 5,0 0,975-0,188 0,214 Συντελεστής διόρθωσης ποιότητας της δέσμης k Q Ο συντελεστής k Q χρησιμοποιείται για να διορθώσει την μεταβολή της απόκρισης του θαλάμου ιοντισμού στην ποιότητα της δέσμης Q που χρησιμοποιείται σε σχέση με την απόκρισή του στην δέσμη Co 60 στην οποία είναι βαθμονομημένος. Η τιμή του συντελεστή k Q εξαρτάται από τον δείκτη ποιότητας της δέσμης TPR 20,10 και από το είδος του θαλάμου. Θεωρητικά υπολογισμένες τιμές του k Q για διάφορες ποιότητες δέσμης και για διάφορους τύπους θαλάμων δίνονται στους πίνακες των επόμενων σελίδων. Τιμές του k Q για δείκτες ποιότητας TPR 20,10 που δεν υπάρχουν στους πίνακες υπολογίζονται με παρεμβολή. 115

116 116

117 117

118 Προσδιορισμός της απορροφούμενης δόσης στο νερό Η απορροφούμενη δόση στο νερό στο βάθος μέτρησης αναφοράς z ref για δέσμη ποιότητας Q δίνεται από την σχέση: D w,q = M Q N D,w k Q όπου: α) Μ Q η ένδειξη Μ 1 του ηλεκτρομέτρου υπό τις συνθήκες μέτρησης αναφοράς που αναφέρονται στην παράγραφο (4.2), διορθωμένη με τους συντελεστές πίεσης θερμοκρασίας, βαθμονόμησης ηλεκτρομέτρου, πολικότητας και επανασύνδεσης ιόντων, δηλαδή: Μ Q = Μ 1 k TP k el k pol k s β) N D,w ο συντελεστής βαθμονόμησης δόσης στο νερό του θαλάμου ιοντισμού και γ) k Q ο συντελεστής διόρθωσης της ποιότητας της δέσμης του θαλάμου ο οποίος έχει βαθμονομηθεί σε δέσμη Co 60. Η αβεβαιότητα στον υπολογισμό της δόσης οφείλεται σε αβεβαιότητες μεγεθών που υπεισέρχονται τόσο κατά την βαθμονόμηση του θαλάμου, όσο και κατά την χρήση του, αλλά και στην αβεβαιότητα στον υπολογισμό του συντελεστή k Q. Τυπικές τιμές της αβεβαιότητας στον υπολογισμό της δόσης κυμαίνονται γύρω στο 1,5%. Προσδιορισμός της απορροφούμενης δόσης στο z max Η απορροφούμενη δόση στο νερό στο βάθος της μέγιστης δόσης z max (ή σε κάποιο άλλο βάθος) υπολογίζεται από τη δόση στο σημείο z ref και τη χρήση πινάκων % δόσης βάθους (PDD) για την απόσταση πηγής ομοιώματος ( SSD ) για το set-up πού έγινε η μέτρηση ή πινάκων TPR ή TMP για την απόσταση πηγής άξονα περιστροφής ( SΑD ) για το set-up πού έγινε η μέτρηση. 118

119 Εφ όσον για τον προσδιορισμό της % δόσης βάθους χρησιμοποιηθεί κυλινδρικός θάλαμος τότε το ενεργό σημείο αναφοράς του θαλάμου πρέπει να μετακινείται κατά 0.6 r cyl προς την επιφάνεια του ομοιώματος. 119

120 ΠΑΡΑΤΗΜΑ IV ΣΧΕΔΙΑΣΜΟΣ ΘΕΡΑΠΕΙΑΣ Τρισδιάστατη Σύμμορφη Ακτινοθεραπεία Με την ανάπτυξη της τεχνολογίας και των Η/Υ η ακτινοθεραπεία γίνεται ολοένα και πιο αποτελεσματική. Διαγνωστικά απεικονιστικά συστήματα όπως ο αξονικός και μαγνητικός τομογράφος, PET, SPECT κ.λπ. παρέχουν λεπτομερές τρισδιάστατες εικόνες του όγκου, της περιοχής-στόχου και των οργάνων σε κίνδυνο (OAR) Η σημερινή τάση επικεντρώνεται στην εφαρμογή της τρισδιάστατης σύμμορφης ακτινοθεραπείας (3D-CRT) και της ακτινοθεραπείας διαμορφωμένης έντασης (IMRT) [(IGRT)]. Στο Θ.Α.Ν.Θ τα τελευταία χρόνια εφαρμόζεται η σύμμορφη ακτινοθεραπεία. Παρακάτω περιγράφεται συνοπτικά η διαδικασία σχεδιασμού και εκτέλεσης της 3D-CRT στο Θ.Α.Ν.Θ. Η ακτινοθεραπεία εφαρμόζεται από μία ομάδα ογκολόγων ακτινοθεραπευτών, ακτινοφυσικών και τεχνολόγων. Η διαδικασία της ακτινοθεραπευτικής αγωγής στο Θ.Α.Ν.Θ στη συνήθη κλινική πράξη περιλαμβάνει τα ακόλουθα βήματα: Αρχικά έχουμε τη διάγνωση, σταδιοποίηση, ιστολογική ταξινόμηση του καρκίνου, πλήρης προσδιορισμός της έκτασης του κακοήθους όγκου και τον καθορισμό του στόχου της ακτινοθεραπείας (ριζική ή παρηγορική). Η διάγνωση γίνεται με τη χρήση προηγμένων διαγνωστικών τεχνικών όπως η αξονική τομογραφία (CT), ή η μαγνητική τομογραφία (MRI), συνήθως σε διαφορετική κλινική από αυτό που σχεδιάζεται και εφαρμόζεται η ακτινοθεραπευτική αγωγή. Εισαγωγή του ασθενούς στον CT-εξομοιωτή για τον εντοπισμό της προς αγωγής ανατομικής περιοχής και τον καθορισμό του συστήματος συντεταγμένων. Ο CΤεξομοιωτής σαρώνει την κλινική περιοχή ενδιαφέροντος και λαμβάνει τις CT εικόνες που είναι απαραίτητες για τον σχεδιασμό της θεραπείας. Σχεδίαση πλάνου ακτινοθεραπείας στο λειτουργικό σύστημα σχεδιασμού πλάνου θεραπείας (Treatment Planning System TPS) Eclipse του οίκου Varian. Η σχεδίαση του πλάνου περιλαμβάνει τον καθορισμό των περιγραμμάτων ανατομικών περιοχών και των 120

121 πεδίων ακτινοβόλησης και τον υπολογισμό της τρισδιάστατης κατανομής δόσης στο σώμα του ασθενούς. Εισαγωγή του ασθενή στον εξομοιωτή για εξομοίωση και επαλήθευση του πλάνου θεραπείας που σχεδιάστηκε. Ακτινοβόληση του ασθενούς στη μονάδα ακτινοθεραπείας. Τα διάφορα στάδια της ακτινοθεραπευτικής αγωγής απεικονίζονται στην εικόνα 1.1 στο κεφάλαιο 1. Για τη σχεδίαση τυποποιημένων θεραπειών, όπως παρηγορικές κεφαλής ακολουθείται μία απλοποιημένη διαδικασία. Ο ασθενής οδηγείται από τον CT-εξομοιωτή στον εξομοιωτή, όπου και γίνεται η σχεδίαση του πλάνου χωρίς το TPS. Τα πεδία επιλέγονται βάσει ανατομικών δομών και η δόση υπολογίζεται manually. Κατόπιν ο ασθενής οδηγείται συνήθως την ίδια μέρα στη μονάδα ακτινοθεραπείας. CT-Εξομοιωτής. Ο σχεδιασμός θεραπείας απαιτεί μία ακριβής τρισδιάστατη γεωμετρική απεικόνιση της ανατομίας του ασθενούς. Για τον λόγο αυτό απαιτείται η ύπαρξη αξονικού τομογράφου, ο οποίος θα πρέπει να διαθέτει τραπέζι επίπεδο και όχι κοίλο, έτσι ώστε η τοποθέτηση του ασθενή να γίνεται με τον ίδιο ακριβώς τρόπο όπως και στο τραπέζι θεραπείας του επιταχυντή. Το «Θεαγένειο» Αντικαρκινικό Νοσοκομείο Θεσσαλονίκης διαθέτει τον αξονικό τομογράφο εξομοιωτή Somatom Emotion Duo του οίκου Siemens, ο οποίος εγκαταστάθηκε τον Ιούλιο του Έκτοτε εξυπηρετεί το Τμήμα Ακτινοθεραπείας του Νοσοκομείου εκτελώντας κατά μέσο όρο πέντε εξομοιώσεις θεραπείας καθημερινά. Ο αριθμός αυτός αυξάνεται καθώς όλο και περισσότερες θεραπείες γίνονται με 3D-CRT. Ο εξομοιωτής είναι Για τη δημιουργία του σταθερού συστήματος αναφοράς το δωμάτιο του αξονικού διαθέτει σύστημα laser. Ο ασθενής τοποθετείται από τον τεχνολόγο-χειριστή με τη βοήθεια των ακινητοποιητικών μηχανισμών στο κρεβάτι του αξονικού στην ακριβή θέση θεραπείας. Για να μπορεί να εντοπίζεται η περιοχή-στόχος από το μηχάνημα θεραπείας θα πρέπει να οριστεί ένα σύστημα συντεταγμένων στο σώμα του ασθενή. Γι αυτό μόλις ο ασθενής τοποθετηθεί στη σωστή θέση, τοποθετούνται στο σώμα ή στη μάσκα ακτινοσκιεροί δείκτες που θα χρησιμοποιηθούν ως σημεία αναφοράς στο σχεδιασμό και στην επανατοποθέτηση του ασθενή για θεραπεία. Κατόπιν λαμβάνεται το CT-topogram, που συνιστά μια προσθιοπίσθια απεικόνιση για να ελεγχθεί η ευθυγράμμιση του ασθενή. Εάν δεν απαιτείται διόρθωση λαμβάνονται, βάση της αρχής ελικοειδούς σάρωσης οι εγκάρσιες τομές πάχους 2-10 mm (ανάλογα με την υπο εξέταση ανατομική περιοχή). Η μελέτη του ασθενή πρέπει να καλύπτει επαρκώς την κλινική 121

122 περιοχή ενδιαφέροντος, έτσι ώστε να επιτρέπεται η ακριβής τρισδιάστατη ανακατασκευή της ανατομίας, των περιοχών του όγκου αλλά και των κρίσιμων περιοχών. Λειτουργικό σύστημα σχεδιασμού θεραπείας Η κατεξοχήν σχεδίαση του πλάνου θεραπείας με βάση τις εικόνες CT του ασθενή γίνεται με τη χρήση κατάλληλου λογισμικού, του συστήματος σχεδίασης θεραπείας (TPS). Τα πλάνα θεραπείας Θ.Α.Ν.Θ σχεδιάζονται με το λειτουργικό σύστημα σχεδιασμού θεραπείας Eclipse του οίκου Varian, το οποίο εγκαταστάθηκε το Δεκέμβριο του 2008 και έκτοτε εξυπηρετεί το Τμήμα Ακτινοθεραπείας του Νοσοκομείου εκτελώντας κατά μέσο όρο 7 σχεδιασμούς θεραπείας καθημερινά. Από εκεί ο ακτινοθεραπευτής γιατρός με τη βοήθεια ενός ποντικιού-ψηφιοποιητή σχεδιάζει τα περιγράμματα του προς στόχευση όγκου και των κρίσιμων δομών σε κάθε μία από τις διαθέσιμες CT εικόνες Το σύστημα σχεδιασμού Eclipse έχει τη δυνατότητα να προσδιορίζει αυτόματα δομές όπως το νωτιαίο μυελό και τον πνεύμονα. Η επιθυμητή δόση επιτυγχάνεται μέσω ακτινοβόλησης από διάφορες γωνίες και χρήσης συστήματος MLC. Αφού προσδιοριστούν οι περιοχές ενδιαφέροντος από τον ογκολόγο ακτινοθεραπευτή το πλάνο στέλνετε στην ομάδα ακτινοφυσικών που είναι υπεύθυνη για την ολοκλήρωση του σχεδιασμού. Ο ακτινοφυσικός θα λάβει το πλάνο (συνήθως με πεδία που έχει καθορίσει ο γιατρός) και επιλέγει και βελτιστοποιεί τις παραμέτρους της θεραπείας με σκοπό τη βέλτιστη κατανομή της δόσης στο PTV και προστασίας παράλληλα των ευαίσθητων οργάνων. Τα πεδία θεραπείας σχεδιάζονται πάνω στα DRR (Digital Reconstructed Radiograph) με τη βοήθεια του Beam s Eye View (BEV). Το DRR αποτελεί «ακτινογραφική» απεικόνιση που προκύπτει από την ψηφιακή ανασύνθεση των εικόνων του αξονικού τομογράφου. Το BEV είναι ένα σημαντικό χαρακτηριστικό του TPS και αποτελεί ουσιαστικά την προβολή των ορίων του πεδίου στο κάθετο στον άξονα της δέσμης επίπεδο. Η προβολή αυτή επικάθεται πάνω στα DRR προσφέροντας περισσότερες δυνατότητες στην ομάδα σχεδιασμού να ελέγξει τις δομές και τα όργανα που ακτινοβολούνται. Το TPS προσομοιώνει τη θεραπεία. Αφού ο ακτινοφυσικός εισάγει τις τιμές των παραμέτρων το ΤPS υπολογίζει την κατανομή της δόσης δίνοντας μία τρισδιάστατη απεικόνιση των ισοδοσιακών επιπέδων και της κατανομής της δόσης. Στόχος του σχεδιασμού θεραπείας είναι το PTV να περικλείεται ομοιογενώς από την υψηλότερη ισοδοσιακή αποφεύγοντας την ακτινοβόληση των OAR. Με το πρόγραμμα εξομοίωσης δίνεται η δυνατότητα τρισδιάστατης εποπτείας της δομής του ασθενούς αλλά και μιμήσεως όλων των βαθμών ελευθερίας του μηχανήματος θεραπείας. Για τη διαμόρφωση ακανόνιστων πεδίων ή για τη διαμόρφωση της κατανομής (π.χ. σε περίπτωση εμφάνισης θερμών σημείων) χρησιμοποιείται 122

123 σύστημα πολύφυλλου κατευθυντήρα MLC (Multi Leaf Collimator) η κίνηση του οποίου ελέγχεται με Η/Υ που επικοινωνεί με το TPS. Η επιθυμητή κατανομή δόσης στην περιοχή-στόχος επιτυγχάνεται με συνδυασμό δύο ή περισσότερων πεδίων με ισοκεντρική τεχνική. Στην ισοκεντρική τεχνική το κέντρο της περιοχής στόχου τοποθετείται στο ισόκεντρο. Αφού επιλεχθούν όλες οι παράμετροι δίνεται η εντολή στο TPS να υπολογίσει την κατανομή της δόσης. Το TPS θα παραστήσει με χρωματική κλίμακα τα ισοδοσιακά επίπεδα δίνοντας μία οπτική αναπαράσταση της κατανομής της δόσης. Τα ισοδοσιακά επίπεδα είναι κανονικοποιημένα στο 100% ως προς τη δόση στο ισόκεντρο. Η αναφορά No. 50 της ICRU συνιστά ότι η κατανομή δόσης μέσα στον όγκο πρέπει να έχει μία ομοιογένεια +7% με -5% της χορηγούμενης δόσης στο σημείο αναφοράς (ισόκεντρο). Κατά τον σχεδιασμό θεραπείας: Εφαρμόζεται ισοκεντρική τεχνική Το ισόκεντρο λαμβάνεται ως το σημείο αναφοράς της δόσης Το ελάχιστο (ψυχρό σημείο) στο PTV δεν πρέπει να είναι μικρότερο του 95% της χορηγούμενης δόσης στο ισόκεντρο Το μέγιστο (θερμό σημείο) στο PTV να μην ξεπερνάει το 107% της χορηγούμενης δόσης στο ισόκεντρο Για να εκτιμηθεί καλύτερα η κατανομή της δόσης στις διάφορες δομές το Eclipse συνθέτει το ιστόγραμμα δόσης όγκου DVH (Dose Volume Histogram). Στην απλούστερη του μορφή το DVH παριστάνει γραφικά το ποσοστό του όγκου μίας δομής (PTV, OAR) που λαμβάνει μία συγκεκριμένη δόση. Έτσι μπορεί να γίνει αντικειμενική εκτίμηση του πλάνου θεραπείας καθώς και σύγκριση διαφορετικών πλάνων. Χρησιμοποιούνται δύο ειδών DVH: Direct (differential) DVH Cumulative (integral) DVH Στο «Θεαγένειο» χρησιμοποιούνταν cumulative DVH. Εάν κατανομή που προκύπτει από τον υπολογισμό του TPS δεν είναι ικανοποιητική τότε μεταβάλλονται κάποιες από τις παραμέτρους τις θεραπείας (γωνιώδης ηθμοί, βαρύτητα πεδίων, MLC κ.α.). μέχρι να πετύχουμε την επιθυμητή κατανομή. Εάν η κατανομή είναι ικανοποιητική καθορίζεται ο αριθμός των συνεδριών και το πλάνο εγκρίνεται από τον ακτινοφυσικό και 123

124 ογκολόγο ακτινοθεραπευτή. Μετά την ολοκλήρωση του σχεδιασμού ο ασθενής περνάει από τον εξομοιωτή ώστε να γίνει επαλήθευση του πλάνου ακτινοθεραπείας. Κλασσικός Εξομοιωτής Ο κλασσικός εξομοιωτής διαθέτει πανομοιότυπα χαρακτηριστικά (γεωμετρικά, μηχανικά, οπτικά) με τη μονάδα τηλεθεραπείας, μόνο που αντί για υψηλές ενέργειες φωτονίων χρησιμοποιεί ακτίνες X χαμηλών ενεργειών. Στη σύμμορφη τρισδιάστατη θεραπεία η εξομοίωση αποτελεί ένα απαραίτητο βήμα για τη σωστή και αξιόπιστη σχεδίαση της θεραπείας και συνίσταται στον ακριβή εντοπισμό της προς αγωγής ανατομικής περιοχής και των καθορισμό των γεωμετρικών ορίων της. Επιπλέον εξασφαλίζει την ακριβή τοποθέτηση του ασθενή, ώστε να είναι σε συμφωνία με το σύστημα συντεταγμένων της μονάδας ακτινοθεραπείας, με τα σημάδια-σχέδια στην επιφάνεια του σώματος του ασθενούς και με την τοποθέτηση των πεδίων. Το Θ.Α.Ν.Θ είναι εξοπλισμένο με τον εξομοιωτή Acuity του οίκου Varian. Εγκαταστάθηκε το Δεκέμβριο του 2008 και έκτοτε εξυπηρετεί το Τμήμα Ακτινοθεραπείας του Νοσοκομείου εκτελώντας κατά μέσο όρο δέκα εξομοιώσεις θεραπείας καθημερινά. Οι εικόνες αυτές μεταφέρονται μέσω του δικτύου του νοσοκομείου στο σύστημα σχεδιασμού θεραπείας TPS Eclipse του οίκου (Varian.) Γραμμικός επιταχυντής LINAC. Στο Θ.Α.Ν.Θ η μονάδα ακτινοθεραπείας που χρησιμοποιείται στη σύμμορφη ακτινοθεραπεία είναι ο γραμμικός επιταχυντής. Περιλαμβάνει το τραπέζι θεραπείας, το βραχίονα / κεφαλή (gantry) και τον κατευθυντήρα της δέσμης (beam collimator). Το τραπέζι διαθέτει τέσσερις βαθμούς ελευθερίας (κίνηση κατά μήκος τριών κάθετων αξόνων και περιστροφή περί άξονα. Ο βραχίονας διαθέτει ένα βαθμό ελευθερίας και μπορεί να περιστραφεί κατά 360 περί τον άξονα του. Το σημείο τομής του άξονα περιστροφής του gantry, του άξονα περιστροφής του τραπεζιού και του άξονα περιστροφής του κατευθυντήρα ονομάζεται ισόκεντρο. Το ισόκεντρο αποτελεί το βασικότερο σημείο αναφοράς στη σύγχρονη ακτινοθεραπεία. Το Θ.Α.Ν.Θ διαθέτει δύο γραμμικούς επιταχυντές τον ELEKTA SL15 και ELEKTA SL20. Ο ασθενής τοποθετείται στο κρεβάτι θεραπείας σε θέση πανομοιότυπη με αυτή που είχε στον αξονικό. Η διαδικασία της τοποθέτησης απαιτεί προσοχή και σχολαστικότητα από μέρος των τεχνολόγων-χειριστών. Σε μερικές περιπτώσεις η τοποθέτηση γίνεται με τη συνεργασία του ακτινοθεραπευτή και ακτινοφυσικού. Η θεραπεία διαρκεί 5-15 min ανάλογα με τα πεδία που χρησιμοποιούνται και επαναλαμβάνεται καθημερινά Δευτέρα με Παρασκευή για 5-7 εβδομάδες. 124

125 Καθορισμός ανατομικών περιοχών Όταν προσδιορίζουμε και αναφερόμαστε σε μια ακτινοθεραπευτική μέθοδο θα πρέπει να καθορίζεται επακριβώς τόσο η κατανομή της δόσης στην περιοχή ενδιαφέροντος όσο και οι περιοχές που ακτινοβολούνται. Οι περιοχές αυτές έχουν καθοριστεί από την International Commission on Radiation Units and Measurements (ICRU) σε τρεις αναφορές της: την ICRU-50 (1993), την ICRU-62, (1999) και την ICRU-71 (2004). Αυτές περιέχουν σαφής ορισμούς ώστε τα διάφορα τμήματα να μπορούν να χρησιμοποιήσουν τα ίδια κριτήρια για την σύγκριση των αποτελεσμάτων τους. Αυτές οι περιοχές περιγράφονται παρακάτω. Να σημειωθεί ότι οι όροι δεν μεταφράζονται στα ελληνικά, αφενός μεν για λόγους συνέπειας και αφετέρου επειδή έτσι είναι διεθνώς γνωστοί οι όροι αυτοί. Εικόνα: Ανατομικές δομές που χρησιμοποιούνται στο σχεδιασμό θεραπείας. Το πρώτο βήμα στο σχεδιασμό θεραπείας είναι να προσδιοριστεί η τοποθεσία και η έκταση του όγκου, ή διαφορετικά αυτό που ονομάζεται στην ακτινοθεραπεία περιοχή-στόχος (target volume). Σύγχρονες απεικονιστικές μέθοδοι όπως ο υπολογιστικός αξονικός τομογράφος (Computed Tomography CT), ο μαγνητικός τομογράφος (Magnetic Resonance Imaging MRI), υπερηχογράφημα, SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography), PET (Positron Emission Tomography) παρέχουν τις πληροφορίες που χρειάζεται ο ογκολόγος ακτινοθεραπευτής για να προσδιορίσει τον όγκο στόχο. Καμία από τις παραπάνω μεθόδους δεν αποκαλύπτουν την πλήρη έκταση του καρκίνου. Γενικά στο σχεδιασμό της θεραπείας χρησιμοποιούνται ανεξάρτητες απεικονιστικές μέθοδοι από την ακτινοδιαγνωστική. Αυτό γιατί ο σχεδιασμός θεραπείας απαιτεί τρισδιάστατη γεωμετρική ακρίβεια της ανατομίας του ασθενή στην ακριβή θέση θεραπείας ενώ η ακτινοδιαγνωστική έχει ως στόχο να παρέχει εικόνες του όγκου χωρίς artifact και με υψηλή ευκρίνεια. 125

126 Organs at Risk (OAR) Το αμέσως επόμενο βήμα είναι ο προσδιορισμός των οργάνων που είναι σε κίνδυνο Organs at Risk (OAR). Είναι φυσιολογικοί ιστοί που λόγω της ακτινοευαισθησίας και της θέσης τους κοντά στον όγκο μπορούν να επηρεάσουν τη διεύθυνση των δεσμών ή το μέγεθος της χορηγούμενης δόσης. Παράδειγμα τέτοιων ιστών είναι ο νωτιαίος μυελός, οι οφθαλμοί, ο πνεύμονας κ.λπ. Gross Tumor Volume (GTV) Η ορατή περιοχή του όγκου όπως φαίνεται από τις διάφορες εικόνες ονομάζεται Gross Tumor Volume. Μπορεί να αναφέρεται τόσο στην πρωτοπαθή εστία όσο και σε μεταστατικές εστίες όπως λεμφαδενικές διογκώσεις. Ο προσδιορισμός της έκτασης του GTV δεν είναι πάντοτε αντικειμενική καθώς εξαρτάται από την εκάστοτε απεικονιστική μέθοδο. Clinical Target Volume (CTV) Η περιοχή που περιέχει τον ορατό όγκο καθώς και τις μη ορατές πιθανές μικροσκοπικές υποκλίσεις τις νόσου ονομάζεται Clinical Target Volume. Ο προσδιορισμός του CTV δεν είναι αντικειμενικά εφικτός και βασίζεται σε κλινικές μεθόδους όπως γνώση της φυσικής ιστορίας του νεοπλάσματος όπως προκύπτει από τη βιολογική συμπεριφορά του, τις ιστολογικές εξετάσεις χειρουργικών παρασκευασμάτων, τις μελέτες του τρόπου συμπεριφοράς και υποτροπής του νεοπλάσματος όπως αναφέρεται στη βιβλιογραφία, κ.τ.λ. Εξαρτάται επομένως από την εμπειρία και τη κρίση του εκάστοτε γιατρού που την καθορίζει. Σε πολλές περιπτώσεις καθορίζονται περισσότερα από ένα CTV, (CTV-Ι, CTV-II) Planning Target Volume (PTV) Το PTV προσδιορίζεται κατά τη διάρκεια της θεραπείας. Περιλαμβάνει το CTV καθώς και μια περιοχή γύρω από αυτό. Η περιοχή αυτή προστίθεται για να λαμβάνει υπόψη τυχόν μεταβολές στα όρια του CTV. Έτσι εξασφαλίζεται για κάθε συνεδρία η επαρκής και ομοιογενής ακτινοβόληση του CTV. Το PTV περιλαμβάνει επαρκή περιθώρια που λαμβάνουν υπόψη μεταβολές στο σχήμα, τη θέση και το μέγεθος των εσωτερικών οργάνων. Η μεταβολή αυτή μπορεί να είναι μικρή (εγκέφαλος), μεγάλη και προβλέψιμη (αναπνευστικό σύστημα, καρδιαγγειακό σύστημα) ή μη προβλέψιμη (πληρότητα ουροδόχου κύστης και ορθού). Το περιθώριο αυτό ονομάζεται Internal Margin (IM). Το PTV περιλαμβάνει όμως και περιθώριο για σφάλματα κατά την τοποθέτηση του ασθενή, μεταβολές στην ευθυγράμμιση των δεσμών, αλλά και μετακίνηση του κατά τη διάρκεια της θεραπείας. Το περιθώριο αυτό καλείται set-up Margin (SM). Το PTV, είναι επομένως ένα γεωμετρικό όριο που ισούται με: PTV = CTV + IM + SM. 126

127 Treated Volume (TrV) Μετά τον σχεδιασμό του PTV γίνεται ο προσδιορισμός του treated volume. Είναι η περιοχή που πρόκειται να δεχθεί μία συγκεκριμένη δόση και περικλείεται από την ισοδοσιακή της επιφάνεια (π.χ. 95%) όπως προσδιορίστηκε από το πλάνο θεραπείας. Irradiated volume (Ir V) Είναι η περιοχή όπου έχει δεχτεί δόση σημαντική ως προς την ανοχή των φυσιολογικών ιστών. Το μέγεθος του IrV ως προς το TrV μπορεί να μειωθεί με τη χρήση σύμμορφης θεραπείας. Conformity Index (CI) Είναι ο λόγος του PTV προς TrV και δείχνει πόσο καλά καλύπτεται το PTV από το TrV αποφεύγοντας παράλληλα την ακτινοβόληση φυσιολογικών ιστών. Σχεδιασμός θεραπείας καρκίνου του μαστού Η ακτινοθεραπεία είναι εξαιρετικά αποτελεσματική στη θεραπεία του μαστού και έχει ως στόχο την καταστροφή των υπολειπόμενων καρκινικών κυττάρων μετά το χειρουργείο. Στο «Θεαγένειο» σχεδόν πάνω από τις μισές σύμμορφες θεραπείες είναι περιστατικά μαστών. Ο ασθενής τοποθετείται σε ύπτια θέση με τα δύο χέρια ακινητοποιημένα πάνω από το κεφάλι με τη βοήθεια γέφυρας. Η στάση αυτή βοηθάει στη σταθεροποίηση του μαστού, μετατοπίζοντας τον ψηλότερα και μειώνοντας την ακτινοβόληση της καρδίας. Η ακτινοβόληση του μαστού και του τοιχώματος του στήθους γίνεται ισοκεντρικά με δύο εφαπτόμενα πεδία ενέργειας 6 MV, των οποίων τα οπίσθια σύνορα ευθυγραμμίζονται. Με την ευθυγράμμιση των πεδίων αποφεύγεται η υπερακτινοβόληση του πνεύμονα. Φροντίζουμε το όριο του πεδίου να μην υπερβαίνει τα 2 cm από το θωρακικό τοίχωμα. Γενικά: Ως άνω όριο συνήθως λαμβάνεται η κλείδα ώστε να ακτινοβοληθούν και οι μασχαλιαίοι λεμφαδένες. Το κάτω όριο απέχει 2 cm κάτω από το όριο του μαστού. Το εξωτερικό πλευρικό περιλαμβάνει midaxilary ή 2 cm έξω το όριο του μαστού. Ως εσωτερικό πλευρικό όριο λαμβάνεται το στέρνο. 127

128 Για να πετύχουμε καλύτερη ομοιογένεια στην κατανομή της δόσης εισάγεται σε κάθε πεδίο σφήνα. Σε περιπτώσεις μεγάλων μαστών εφαρμόζεται η τεχνική FIF (Field into Field), οπού εισάγουμε τρίτο ή και τέταρτο πεδίο με ενέργειες 15MV για να πετύχουμε την επιθυμητή κατανομή. Τα πεδία αυτά έχουν πολύ μικρότερη βαρύτητα και συνήθως το άθροισμα της βαρύτητας των πεδίων πρέπει να μας κάνει μονάδα. Η ολική δόση στο ισόκεντρο είναι 5040,0 cgy και δίνεται σε 28 συνεδρίες των 180 cgy. Εικόνα: Εγκάρσια τομή επί του ισοκέντρου που δείχνει τη χρωματική διαβάθμιση και το μέγιστο της δόσης. Η θεραπεία του μαστού γίνεται με δύο εφαπτόμενα πεδία 6 MV. Στην περίπτωση μεγάλων μαστών χρησιμοποιούνται και δύο μικρότερα πεδία μικρότερης βαρύτητας FIF πεδία για να καλύψουν ψυχρά σημεία και να γίνει πιο ομοιογενής η κατανομή δόσης. Στην εικόνα φαίνονται τα όρια των πεδίων. Στην εικόνα φαίνεται το κομμάτι του πεδίου που έχει αέρα αντί για ιστό και δεν πρέπει να συμπεριληφθεί στον υπολογισμό του ισοδύναμου πεδίου που χρησιμοποιείται για τον υπολογισμό της δόσης στην in vivo δοσιμετρία. Σχεδιασμός θεραπείας καρκίνου του προστάτης Και τα δύο περιστατικά του προστάτη ήταν σχεδιασμένα με τεχνική BOX. Η τεχνική BOX είναι μία διάταξη τεσσάρων πεδίων (πρόσθιο, οπίσθιο, πλάγιο δεξί και πλάγιο αριστερό). Η ολική συνταγογραφούμενη δόση στο ισόκεντρο είναι 4500 cgy και δίνεται σε 25 συνεδρίες των 180 cgy. 128

129 ΠΑΡΑΤΗΜΑ V ΕΙΚΟΝΕΣ 129

130 Εικόνα: Διάταξη των διόδων Τ60010Μ κατά την βαθμονόμηση. Οι δίοδοι τοποθετήθηκαν συμμετρικά ως προς το κέντρο του πεδίου και σε απόσταση 2 cm μεταξύ τους. Εικόνα: Διάταξη για τη βαθμονόμηση των διόδων. Στην εικόνα φαίνεται ο θάλαμος ιονισμού σε βάθος d max. Για τη βαθμονόμηση επιλέχτηκαν SSD =100 cm και πεδίο αναφοράς 10 x 10 cm

131 Εικόνα: Το κουτί σύνδεσης (connection box) για τη σύνδεση των διόδων. Εικόνα: Διάταξη των διόδων για των υπολογισμό των διορθωτικών παραγόντων για τη γωνία. 131

132 Εικόνα: Συνδεσμολογία για τον υπολογισμό των διορθωτικών παραγόντων. 132

133 Εικόνα: Το spreadsheet που χρησιμοποιείται για τον υπολογισμό της δόσης. Το πρόγραμμα για τον υπολογισμό της δόσης δημιουργήθηκε από τον Δαμιανό Χριστοφίδη. 133

134 Εικόνα 32: Παράγοντες που χρησιμοποιούνται για τον υπολογισμό της δόσης 134