Έλεγχοι αποδοχής γραμμικού επιταχυντή και μετρήσεις για το σύστημα σχεδιασμού θεραπείας

Transcript

1

2 ΑΡΙΣΤΟΤΕΛΕΙΟ ΠΑΝΕΠΙΣΤΗΜΙΟ ΘΕΣΣΑΛΟΝΙΚΗΣ ΣΧΟΛΗ ΘΕΤΙΚΩΝ ΕΠΙΣΤΗΜΩΝ ΤΜΗΜΑ ΦΥΣΙΚΗΣ ΤΟΜΕΑΣ ΠΥΡΗΝΙΚΗ ΦΥΣΙΚΗΣ ΚΑΙ ΦΥΣΙΚΗΣ ΣΤΟΙΧΕΙΩΔΩΝ ΣΩΜΑΤΙΔΙΩΝ Έλεγχοι αποδοχής γραμμικού επιταχυντή και μετρήσεις για το σύστημα σχεδιασμού θεραπείας Δούραλης Αλέξανδρος ΑΕΜ:13059 Επιβλέποντες: Καθηγητής: Στούλος Στυλιανός Φυσικοί Ιατρικής-Ακτινοφυσικοί: Μακρίδου Άννα, Τερζούδη Ελένη

3

4 Ευχαριστίες Για την διεκπεραίωση της παρούσας μελέτης καθοριστικό ρόλο διετέλεσε η διαρκής και ουσιαστική συνεργασία με τον επιβλέποντα καθηγητή μου κ. Στούλο Στυλιανό, τον οποίο ευχαριστώ θερμά για την πολύτιμη καθοδήγηση του και την εμπιστοσύνη που έδειξε στο πρόσωπο μου. Επιπλέον, η πραγματοποίηση της εργασίας αυτής δεν θα ήταν δυνατή χωρίς τη συμβολή της κ. Άννας Μακρίδου, ακτινοφυσικού του Θεαγενείου Νοσοκομείου Θεσσαλονίκης, και της κ. Ελένης Τερζούδη, ακτινοφυσικού του 424 Γενικού Νοσοκομείου Θεσσαλονίκης, τις οποίες ευχαριστώ για την συνεχή και ουσιαστική συνεργασία, τις συμβουλές και την αμέριστη συμπαράσταση τους κατά την εκπόνηση της εργασίας. Η βοήθεια, οι γνώσεις και οι υποδείξεις τους υπήρξαν καθοριστικές.

5 ΠΕΡΙΛΗΨΗ Η παρούσα εργασία πραγματεύεται τους ελέγχους αποδοχής ενός γραμμικού επιταχυντή για ακτινοθεραπευτική χρήση και τις μετρήσεις για την προετοιμασία του συστήματος σχεδιασμού θεραπείας. Όλοι οι ποιοτικοί και δοσιμετρικοί έλεγχοι πραγματοποιήθηκαν για τον γραμμικό επιταχυντή Siemens Oncor που είναι εγκατεστημένος στο τμήμα Ακτινοθεραπευτικής Ογκολογίας του 424 Γ.Σ.Ν.Ε. από τις 20/2/2014 έως τις 11/4/2014. Η μεθοδολογία των μετρήσεων καθώς και τα επιτρεπτά όρια ανοχής των μεγεθών ελέγχου καθορίζονται από εθνικά (Ε.Ε.Α.Ε.) και διεθνή πρωτόκολλα. Αρχικά πραγματοποιήθηκαν έλεγχοι ακτινοπροστασίας κατά τους οποίους διαπιστώθηκε πως ο θάλαμος θεραπείας είναι θωρακισμένος επαρκώς ώστε να αποφεύγεται η άσκοπη ακτινοβόληση του προσωπικού αλλά και των ασθενών, ενώ ταυτόχρονα μετρήθηκε η διαρρέουσα ακτινοβολία από την κεφαλή του επιταχυντή και βρέθηκε εντός των επιτρεπτών ορίων. Στη συνέχεια διενεργήθηκαν οπτικοί και μηχανικοί έλεγχοι όπου παρατηρήθηκε ικανοποιητική ακρίβεια στις κινήσεις των διαφόρων τμημάτων του επιταχυντή και στην σύμπτωση φωτεινού πεδίου και πεδίου ακτινοβολίας. Τέλος, πραγματοποιήθηκε η λήψη μετρήσεων σχετικής και απόλυτης δοσιμετρίας καθώς επίσης και για τον σχεδιασμό των εγκάρσιων προφίλ για δέσμες φωτονίων και ηλεκτρονίων για πλήθος ενεργειών και μεγέθη πεδίων. Οι μετρήσεις αυτές χρησίμευσαν στον δοσιμετρικό έλεγχο και αποτέλεσαν τα απαραίτητα δεδομένα για την προετοιμασία του συστήματος σχεδιασμού θεραπείας. Κατά τη διάρκεια αυτών των μετρήσεων ελέγχθηκε η ποιότητα της δέσμης για τη διεισδυτικότητα, η γραμμικότητα του μετρητικού συστήματος, η σωστή λειτουργία των εικονικών σφηνοειδών φίλτρων, η αντιστοίχιση πραγματικής δόσης με τις μονάδες του μετρητικού συστήματος καθώς και ο έλεγχος της επιπεδότητας και συμμετρίας της δέσμης. Όλες οι μετρήσεις ήταν εντός των επιτρεπτών ορίων όπως αυτές ορίζονται με βάση τα εθνικά και διεθνή πρωτόκολλα και ο γραμμικός επιταχυντής θεωρήθηκε έτοιμος για κλινική χρήση.

6 ABSTRACT The purpose of this thesis is the completion of the acceptance tests and commissioning of a linear accelerator used for radiotherapy applications. The quality and dosimetric tests were contacted for a Siemens Oncor linear accelerator, which is installed in the radiotherapy oncology department of 424 General Military Hospital of Greece, during the period 20/2/2014 to 11/4/2014. The methods used for the measurements and the acceptable limits of the control sizes are determined by national (EEAE) and international protocols. Initially, radiation tests were performed and was found that the treatment chamber is sufficiently shielded to avoid meaningless irradiation of staff and patients, while the accelerator head was checked for radiation leakage and was found within the acceptable limits. Then, visual and mechanical inspections were carried out, where it was verified that the motions of the various parts of the accelerator had sufficient accuracy as well the congruence of light and radiation field. Finally, relative and absolute dosimetry test were carried out, as well as the measurements required for the transverse profile plotting of photon and electron beams for a variety of energies and field sizes. These measurements were used in the dosimetric checks and as the necessary data for the preparation of the treatment planning system. During these measurements, the beam quality in terms of penetration, the linearity of the monitoring system, the proper function of virtual wedges, the pairing of actual dose and monitor units and the flatness and symmetry of the beam, were examined. All the measurements were within the acceptable range of values, according to the national and international protocols.

7 ΠΕΡΙΕΧΟΜΕΝΑ ΜΕΡΟΣ Α: ΘΕΩΡΗΤΙΚΗ ΕΙΣΑΓΩΓΗ [1] ΠΕΡΙΓΡΑΦΗ ΓΡΑΜΜΙΚΩΝ ΕΠΙΤΑΧΥΝΤΩΝ ΚΑΙ ΒΑΣΙΚΟΥ ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΚΟΥ ΕΞΟΠΛΙΣΜΟΥ 1.1 Εισαγωγή 1.2 Γραμμικοί επιταχυντές 1.3 Επιμέρους τμήματα γραμμικού επιταχυντή 1.4 Παραγωγή και επιτάχυνση ηλεκτρονίων Σύστημα Έγχυσης (injection system) Σύστημα παραγωγής ραδιοσυχνοτήτων ισχύος (radiofrequency power generation system) Κυματοδηγός επιτάχυνσης (accelerating waveguide) Εστίαση και κάμψη της δέσμης ηλεκτρονίων Εστίαση της δέσμης Κάμψη της δέσμης Κεφαλή γραμμικού επιταχυντή Στόχος παραγωγής ακτίνων Χ Φίλτρο εξομάλυνσης δέσμης (flattening filter) Πρωτογενείς κατευθυντήρες (primary collimators) Δευτερογενείς κατευθυντήρες (movable collimators) Πολύφυλλος κατευθυντήρας (multileaf collimator ή ΜLC) Σφηνοειδή φίλτρα (wedges) Θάλαμοι ιονισμού 1.5 Βασικός δοσιμετρικός εξοπλισμός Θάλαμοι ιονισμού και ηλεκτρόμετρα Ομοίωμα νερού (water phantom) Iso Alligner Φωτογραφικό φιλμ (Ready Pack Film) Εξοπλισμός ακτινοθεραπευτικού Τμήματος [2] ΦΥΣΙΚΕΣ ΠΑΡΑΜΕΤΡΟΙ ΦΩΤΩΝΙΩΝ 2.1 Εισαγωγή 2.2 Η εξάρτηση της κατανομής δόσης από τη μορφή του πεδίου μιας δέσμης 2.3 Παράγοντας πεδίου λόγω σκέδασης από τον κατευθυντήρα (Collimator factor) 2.4 Παράγοντας πεδίου λόγω σκέδασης από ισοδύναμο ιστού (scatter factor SF) 2.5 Παράγοντας σχετικής δόσης ( Relative dose factor RDF) 2.6 Δόσεις βάθους κατά μήκος κεντρικού άξονα δέσμης στο νερό για σταθερή απόσταση εστίας-δέρματος (SSD τοποθέτηση) Εισαγωγή Δόση επιφάνειας (surface dose) Περιοχή ανοικοδόμησης (buildup region) Βάθος μέγιστης δόσης (depth of dose maximum) Δόση εξόδου (exit dose) Ποσοστιαία δόση βάθους ( percentage depth dose- PDD) 2.7 Δόσεις βάθους κατά μήκους κεντρικού άξονα δέσμης στο νερό για ισοκεντρική τοποθέτηση (SAD)

8 2.7.1 Εισαγωγή Λόγος ιστού-αέρα (tissue-air ratio TAR) Λόγος ιστού-ομοιώματος νερού (Tissue-phantom ratio TPR) και λόγος ιστού-μεγίστου (tissue-maximum ratio TMR) 2.8 Tο προφίλ μιας δέσμης [3] ΦΥΣΙΚΕΣ ΠΑΡΑΜΕΤΡΟΙ ΗΛΕΚΤΡΟΝΙΩΝ 3.1 Εισαγωγή 3.2 Ποσοστιαία δόση βάθους (Percentage depth dose-pdd) 3.3 Περιοχή ανοικοδόμησης (build up region - 0 z z max) 3.4 Κατανομή δόσης πέρα από το z max (z> z max) 3.5 Προσδιορισμός της ενέργειας δέσμης ηλεκτρονίων 3.6 Βάθος αναφοράς (z ref) 3.7 Προφίλ και λόγοι εκτός κεντρικού άξονα (Profiles and offaxis ratios) 3.8 Επιπεδότητα και συμμετρία (Flatness and symmetry) [4] ΕΛΕΓΧΟΙ ΑΠΟΔΟΧΗΣ ΚΑΙ COMMISSIONING 4.1 Εισαγωγή 4.2 Έλεγχοι Αποδοχής (acceptance tests) Έλεγχοι ασφαλείας Έλεγχος ακτινοβολίας Διαρροή ακτινοβολίας από την κεφαλή και τον κατευθυντήρα (collimator) Μηχανικοί έλεγχοι Άξονας περιστροφής κατευθυντήρα Κίνηση διαφραγμάτων κατευθυντήρα Σύμπτωση φωτεινού πεδίου και πεδίου ακτινοβολίας Άξονας περιστροφής του Gantry Άξονας περιστροφής κλίνης θεραπείας Ισόκεντρο ακτινοβολίας Δείκτης περιστροφής του Gantry Κίνηση κλίνης θεραπείας Δοσιμετρικοί έλεγχοι Ενέργεια φωτονίων Ομοιομορφία δέσμης φωτονίων Παρασκιά φωτονίων Ενέργεια ηλεκτρονίων Ομοιομορφία δέσμης ηλεκτρονίων και παρασκιά Χαρακτηριστικά Μετρητικού Συστήματος (Monitor characteristics) Απόλυτη δοσιμετρία φωτονίων και ηλεκτρονίων 4.3 Commissioning Ποσοστιαίες δόσεις βάθους κεντρικού άξονα Παράγοντες πεδίου (output factors) Εικονικές σφήνες (virtual wedges) Εγκάρσια προφίλ δεσμών φωτονίων

9 ΜΕΡΟΣ Β: ΠΕΙΡΑΜΑΤΙΚΑ ΔΕΔΟΜΕΝΑ ΚΑΙ ΕΠΕΞΕΡΓΑΣΙΑ [1] ΕΛΕΓΧΟΙ ΑΚΤΙΝΟΠΡΟΣΤΑΣΙΑΣ 1.1 Επάρκεια θωρακίσεων θαλάμου επιταχυντή 1.2 Διαρρέουσα ακτινοβολία [2] ΟΠΤΙΚΟΙ ΕΛΕΓΧΟΙ ΣΥΣΤΗΜΑΤΑ ΑΣΦΑΛΕΙΑΣ 2.1 Έλεγχοι Διακοπτών Έκτακτης Ανάγκης 2.2 Κάμερες Παρακολούθησης Σύστημα Ενδοεπικοινωνίας 2.3 Θάλαμοι ιονισμού Γραμμικού Επιταχυντή MONITORS [3] ΜΗΧΑΝΙΚΟΙ ΕΛΕΓΧΟΙ 3.1 Σύμπτωση Ψηφιακών Μηχανικών Ενδείξεων-Ακρίβεια Ενδείξεων 3.2 Έλεγχοι Ισοκέντρου Ακτινοβολίας Έλεγχος ισοκέντρου ακτινοβολίας με την κίνηση του gantry Έλεγχος Ισοκέντρου ακτινοβολίας κατά την περιστροφή κατευθυντήρα Έλεγχος Ισοκέντρου ακτινοβολίας κατά την περιστροφή τράπεζας Σύμπτωση Lasers με ισόκεντρο Προβολή Σταυρονήματος κατά την περιστροφή του Gantry Προβολή Σταυρονήματος κατά την περιστροφή του κατευθυντήρα Προβολή Σταυρονήματος κατά την περιστροφή και μετακίνηση της τράπεζας Ακρίβεια Φωτεινής Ένδειξης Τηλεμέτρου (ODI) 3.3 Έλεγχος Φωτεινού Πεδίου Πεδίου Ακτινοβόλησης Έλεγχος διαστάσεων φωτεινού πεδίου Έλεγχος διαστάσεων πεδίου ακτινοβολίας Έλεγχος σύμπτωσης φωτεινού πεδίου και πεδίου ακτινοβολίας Έλεγχος πολύφυλλου κατευθυντήρα (MLC) Παρασκιά ενέργειας 6 MV Παρασκιά ενέργειας 18 MV [4] ΕΛΕΓΧΟΙ ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΑΣ 4.1 ΦΩΤΟΝΙΑ ΕΝΕΡΓΕΙΑΣ 6 ΜV Ενέργεια φωτονίων 6 MV Ομοιογένεια Πεδίου Ακτινοβόλησης Επί της εκατό Δόση Βάθους (PDD) για ενέργεια 6 ΜV Παράγοντες Πεδίου στο νερό για ενέργεια 6 ΜV Παράγοντες Πεδίου στον αέρα 6 ΜV Απόλυτη Δοσιμετρία Βαθμονόμηση Γραμμικότητα Μετρητικού Συστήματος Έλεγχος της γωνίας του εικονικού σφηνοειδούς φίλτρου 4.2 ΦΩΤΟΝΙΑ ΕΝΕΡΓΕΙΑΣ 18 ΜV Ενέργεια φωτονίων 18 MV Oμοιογένεια Πεδίου Ακτινοβόλησης Επί της εκατό Δόση Βάθους (PDD) για ενέργεια 18 ΜV Παράγοντες Πεδίου στο νερό για ενέργεια 18 ΜV Παράγοντες Πεδίου στον αέρα 18 ΜV

10 4.2.6 Απόλυτη Δoσιμετρία Βαθμονόμηση [5] HΛΕΚΤΡΟΝΙΑ ΕΝΕΡΓΕΙΑΣ 6,8,10,12,15 &18 MeV 5.1 Επί της εκατό Δόση Βάθους (PDD) 5.2 Ενέργεια ηλεκτρονίων, Βάθος αναφοράς, z ref 5.3 Ομοιογένεια και Συμμετρία Πεδίου Ακτινοβόλησης 5.4 Παράγοντες Πεδίου ηλεκτρονίων στο νερό 5.5 Απόλυτη δοσιμετρία ηλεκτρονίων ΣΥΜΠΕΡΑΣΜΑΤΑ ΒΙΒΛΙΟΓΡΑΦΙΑ

11 ΜΕΡΟΣ Α ΘΕΩΡΗΤΙΚΗ ΕΙΣΑΓΩΓΗ [4]

12 [1] ΠΕΡΙΓΡΑΦΗ ΓΡΑΜΜΙΚΩΝ ΕΠΙΤΑΧΥΝΤΩΝ ΚΑΙ ΒΑΣΙΚΟΥ ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΚΟΥ ΕΞΟΠΛΙΣΜΟΥ 1.1 Εισαγωγή Στο παρών κεφάλαιο γίνεται μια περιγραφή των γραμμικών επιταχυντών που χρησιμοποιούνται στην ακτινοθεραπεία καθώς επίσης και του βασικού δοσιμετρικού εξοπλισμού όπως οι θάλαμοι ιονισμού, τα ηλεκτρόμετρα και τα ομοιώματα νερού. 1.2 Γραμμικοί επιταχυντές Οι τυπικοί σύγχρονοι γραμμικοί επιταχυντές υψηλών ενεργειών, οι οποίοι χρησιμοποιούνται ευρύτατα στην ακτινοθεραπεία, έχουν την δυνατότητα να επιταχύνουν ηλεκτρόνια σε ενέργειες από 4 MeV έως 25 MeV χρησιμοποιώντας μησυντηρητικά μικροκυματικά πεδία. Χρησιμοποιώντας ειδικές κενές δομές (κυματοδηγοί), τα ηλεκτρόνια επιταχύνονται ακολουθώντας μια ευθεία τροχιά. Η δέσμη των ηλεκτρονίων μπορεί να χρησιμοποιηθεί απευθείας για ακτινοθεραπεία ή για την παραγωγή ακτίνων-χ. Στην πραγματικότητα, τα ηλεκτρόνια ακολουθούν, αρκετές φορές, μια γραμμική τροχιά στην ίδια, σχετικά χαμηλή, διαφορά δυναμικού και για αυτό του λόγο οι γραμμικοί επιταχυντές (LINACS) εμπίπτουν στην κατηγορία των κυκλικών επιταχυντών, οι οποίοι επιταχύνουν τα σωματίδια μέσω καμπύλων τροχιών όπως για παράδειγμα ένα βήτατρο. Ένας τυπικός σύγχρονος γραμμικός επιταχυντής ακτινοθεραπείας όπως αυτός που θα μελετηθεί στην συνέχεια ( Siemens Oncor Impression 3D) παρέχει δύο ενέργειες φωτονίων ( 6 και 18 MeV) καθώς επίσης και πληθώρα ενεργειών για τα ηλεκτρόνια (6, 8, 10, 12, 15, 18 MeV) 1.3 Επιμέρους τμήματα γραμμικού επιταχυντή Οι γραμμικοί επιταχυντές συνήθως τοποθετούνται ισοκεντρικά και τα λειτουργικά συστήματα χωρίζονται σε πέντε μεγάλες και διακριτές ενότητες: 1. Τον Gantry που έχει τη δυνατότητα να περιστρέφεται γύρω από ένα οριζόντιο άξονα. 2. Tην υποστήριξη του Gantry 3. Το κιβώτιο διαμόρφωσης ( modulator cabinet) [5]

13 4. Tην κλίνη θεραπείας η οποία έχει δυνατότητες παράλληλης μετατόπισης, περιστροφής και ανύψωσης. 5. Την κονσόλα ελέγχου (control console), η οποία βρίσκεται εκτός του χώρου θεραπείας, και επιτρέπει το χειρισμό του επιταχυντή εξ αποστάσεως. Ωστόσο θα πρέπει να αναφερθεί ότι υπάρχουν σημαντικές διακυμάνσεις από το ένα εμπορικό μηχάνημα στο άλλο, ανάλογα με την τελική κινητική ενέργεια των ηλεκτρονίων της δέσμης, καθώς και με το συγκεκριμένο σχεδιασμό που χρησιμοποιείται από τον κατασκευαστή. Εικόνα 1.1 Επιμέρους τμήματα γραμμικού επιταχυντή (E.B. Podgorsak,2003) Τα κύρια μέρη που σχηματίζουν τη δέσμη ενός σύγχρονου ιατρικού γραμμικού επιταχυντή, και στα οποία θα γίνει εκτενέστερη αναφορά στα σημαντικότερα από αυτά στη συνέχεια, είναι συνήθως ομαδοποιημένα σε έξι κατηγορίες : 1. σύστημα έγχυσης (injection system) 2. σύστημα παραγωγής RF ισχύος (RF power generation system) 3. κυματοδηγός επιτάχυνσης (accelerating waveguide) 4. βοηθητικό σύστημα (auxiliary system) [6]

14 5. σύστημα μεταφοράς της δέσμης (beam transport system )και 6. σύστημα ευθυγράμμισης και παρακολούθησης της δέσμης (beam collimation and beam monitoring system) Τέλος όσον αφορά τον κατάλληλο σχεδιασμό του χώρου στον οποίο θα γίνει η εγκατάσταση του γραμμικού επιταχυντή, λόγω υψηλών ενεργειών και δόσεων και σύμφωνα πάντα με τις αρχές και τους κανονισμούς της ακτινοπροστασίας ενδείκνυται η χρήση θωρακισμένων θαλάμων με τοίχους από σκυρόδεμα μεγάλου πάχους (πχ 2,5 m) και πόρτες από σίδηρο και μόλυβδο. Επιπλέον, σύμφωνα με τους κανόνες ακτινοπροστασίας είναι απαραίτητη η εγκατάσταση ειδικών συστημάτων ασφαλείας, για παράδειγμα ενδεικτικές λυχνίες λειτουργίας έξω από την πόρτα αλλά και μέσα στον χώρο θεραπείας που υποδεικνύον σε οποιαδήποτε χρονική στιγμή αν πραγματοποιείται ακτινοβόληση μέσα στο δωμάτιο θεραπείας, καθώς επίσης και συστήματα άμεσης διακοπής της λειτουργία του μηχανήματος σε περίπτωση ανάγκης. Η παρακολούθηση του ασθενούς και ο χειρισμός του μηχανήματος πραγματοποιείται έξω από το θάλαμο με οπτικά και ακουστικά μέσα ( μικρόφωνα, κάμερες παρακολούθησης του ασθενούς ). 1.4 Παραγωγή και επιτάχυνση ηλεκτρονίων Σύστημα Έγχυσης (injection system) Το σύστημα έγχυσης είναι το σύστημα παραγωγής των ηλεκτρονίων ουσιαστικά είναι ένας απλός ηλεκτροστατικός επιταχυντής που ονομάζεται πυροβόλο ηλεκτρονίων (electron gun).tα ηλεκτρόνια παράγονται μέσω θερμιονικής εκπομπής από μία θερμαινόμενη κάθοδο, εστιάζονται σε μια «δέσμη μολύβι» (pencil beam) από ένα καμπύλο ηλεκτρόδιο εστίασης και στη συνέχεια επιταχύνονται, λόγω υψηλής διαφοράς δυναμικού, προς μια διάτρητη άνοδο μέσω της οποίας εισέρχονται στον επιταχυντή κυματοδηγό. [7]

15 1.4.2 Σύστημα παραγωγής ραδιοσυχνοτήτων ισχύος (radiofrequency power generation system) H ακτινοβολία μικροκυμάτων, που χρησιμοποιείται στον κυματοδηγό επιτάχυνσης για να επιταχύνει τα ηλεκτρόνια στη επιθυμητή κινητική ενέργεια, παράγεται από το σύστημα παραγωγής ραδιοσυχνοτήτων ισχύος, το οποίο αποτελείται από δύο σημαντικά επιμέρους τμήματα: Μια πηγή ραδιοσυχνοτήτων ισχύος (RF power source) Ένα παλμικό διαμορφωτή (pulsed modulator) Η πηγή ισχύος RF είναι είτε μια λυχνία magnetron είτε μια λυχνία klystron. Μία λυχνία magnetron είναι μια πηγή υψηλής RF ισχύος που απαιτείται για την επιτάχυνση ηλεκτρονίων, ενώ μία λυχνία klystron είναι ένας ενισχυτής RF ισχύος που ενισχύει την χαμηλή ισχύ της ραδιοσυχνότητας που παράγεται από έναν RF ταλαντωτή κοινώς και RF οδηγός (RF driver ). Εικόνα 1.2 Σχηματική αναπαράσταση των Magnetron και Klystron (IAEA) [8]

16 Και οι δύο είναι συσκευές που χρησιμοποιούν την επιτάχυνση και επιβράδυνση των ηλεκτρονίων σε κενό για την παραγωγή πεδίων ραδιοσυχνοτήτων υψηλής ισχύος. Και οι δύο τύποι χρησιμοποιούν θερμιονική εκπομπή ηλεκτρονίων από μια θερμαινόμενη κάθοδο και επιταχύνουν τα ηλεκτρόνια προς μια άνοδο σε ένα παλλόμενο ηλεκτροστατικό πεδίο. Τα μικροκύματα που παράγονται από την πηγή είναι πολύ υψηλής συχνότητας (RF 3000 MHz) και οδηγούνται στον κυματοδηγό για την επιτάχυνση των ηλεκτρονίων Κυματοδηγός επιτάχυνσης (accelerating waveguide) O κυματοδηγός είναι εκείνο το τμήμα του επιταχυντή μέσα στο οποίο γίνεται η επιτάχυνση των ηλεκτρονίων. Οι κυματοδηγοί είναι είτε κενές είτε γεμάτες με το κατάλληλο αέριο μεταλλικές δομές ορθογώνιας ή κυκλικής διατομής μέσω των οποίων γίνεται μετάδοση μικροκυμάτων υψηλής ισχύος (RF 300 MHz). Το μήκος του κυματοδηγού επιτάχυνσης εξαρτάται από την τελική κινητική ενέργεια των ηλεκτρονίων και κυμαίνεται από περίπου 30 cm για 4 MeV μέχρι ~150 cm για 25 MeV. H πιο συνήθης μορφή κυματοδηγού επιταχυντή αποκτάται από ένα κυλινδρικής δομής κυματοδηγό προσθέτοντας μια σειρά δίσκων (irises) με κυκλικές οπές στο κέντρο, τοποθετημένες σε ίσες μεταξύ τους αποστάσεις όπως φαίνεται στο σχήμα της εικόνας 1.3. Εικόνα 1.3 To εσωτερικό του κυματοδηγού ( encyclopedia Britannica,1994) Τα ηλεκτρόνια επιταχύνονται μέσα στον κυματοδηγό επιταχυντή μέσω μιας ενεργειακής μεταφοράς από τα υψηλής ισχύος πεδία ραδιοσυχνοτήτων και κερδίζουν ενέργεια σε κάθε κοιλότητα. Η παραγωγή αυτών των πεδίων γίνεται από το σύστημα παραγωγής RF ισχύος (RF power generation system). [9]

17 1.4.4 Εστίαση και κάμψη της δέσμης ηλεκτρονίων Εστίαση της δέσμης Ένα βασικό μειονέκτημα που παρουσιάζουν οι δέσμες ηλεκτρονίων, αποτελεί το γεγονός ότι πρόκειται για σωματίδια με ίδιο φορτίο και επομένως λόγω των δυνάμεων Coulomb που θα αναπτυχθούν μεταξύ τους, τα ηλεκτρόνια θα τείνουν να απομακρυνθούν μεταξύ τους οδηγώντας τελικά σε μια ανεπιθύμητη διεύρυνση της αρχικής δέσμης. Για την αποφυγή της διεύρυνσης αυτής, ο κυματοδηγός περιβάλλεται από σύστημα πηνίων (focusing foils) που σαν λειτουργία έχουν την εστίαση της δέσμης. Τέλος, είναι σημαντικό η πορεία της δέσμης να είναι ευθύγραμμη, γεγονός που εξασφαλίζεται εξίσου με τη χρήση κατάλληλων πηνίων (steering coils). Η τοποθεσία των πηνίων αυτών είναι εμφανής στην εικόνα Κάμψη της δέσμης Σε γραμμικούς επιταχυντές χαμηλής ενέργειας (4 έως 6 ΜeV), ο στόχος είναι ενσωματωμένος στον κυματοδηγό επιτάχυνσης και δεν απαιτείται να υπάρχει καμία μεταφορά δέσμης ανάμεσα στο κυματοδηγό επιτάχυνσης και το στόχο. Εικόνα 1.4 Κυματοδηγός επιτάχυνσης για επιταχυντές χαμηλών ενεργειών (E.B. Podgorsak 2003) Οι μαγνήτες κάμψης (Bending magnets) χρησιμοποιούνται στους γραμμικούς επιταχυντές (linacs), λειτουργούν σε ενέργειες πάνω από 6 MeV όπου οι κυματοδηγοί [10]

18 επιτάχυνσης είναι πολύ μεγάλου μήκους. Ο κυματοδηγός επιτάχυνσης είναι συνήθως τοποθετημένος παράλληλα προς τον άξονα περιστροφής και η δέσμη ηλεκτρονίων πρέπει να καμφθεί για να χτυπήσει το στόχο ή να είναι σε θέση να βγει από το παράθυρο εξόδου της δέσμης. Τρία συστήματα έχουν αναπτυχθεί για τη κάμψη ηλεκτρονίων: 1. κάμψη κάμψη κάμψη Εικόνα1.5 Σχηματική αναπαράσταση μαγνητών κάμψης 90,270 και 112,5 (ΙΑΕΑ) Στις μεσαίες (10MV) και στις υψηλές ενέργειες οι γραμμικοί επιταχυντές (πάνω από 15MV), χρησιμοποιούν ένα σύστημα μεταφοράς δέσμης ηλεκτρονίων για τη μεταφορά της δέσμης των ηλεκτρονίων από τον κυματοδηγό επιτάχυνσης προς το στόχο ή το παράθυρο εξόδου του γραμμικού επιταχυντή για θεραπεία με την χρήση δέσμης ηλεκτρονίων. Το σύστημα αποτελείται από κενούς σωλήνες ολίσθησης και μαγνήτες [11]

19 κάμψης. Επιπλέον, πηνία καθοδήγησης και πηνία εστίασης, που χρησιμοποιούνται για την καθοδήγηση και την εστίαση της επιταχυνόμενης δέσμης ηλεκτρονίων επίσης αποτελούν συστατικά του συστήματος μεταφοράς της δέσμης. Εικόνα 1.6 Κυματοδηγός επιτάχυνσης για επιταχυντές μεσαίων ενεργειών (E.B. Podgorsak2003) Εικόνα 1.7 Κυματοδηγός επιτάχυνσης για επιταχυντές υψηλών ενεργειών (Ε.Β. Podgorsak,2003) Στους γραμμικούς επιταχυντές που λειτουργούν σε ενέργειες πάνω από 6MV είναι απαραίτητη η κάμψη της δέσμης των ηλεκτρονίων. Ο κυματοδηγός είναι συνήθως τοποθετημένος παράλληλα στον άξονα περιστροφής του ατσάλινου σκελετού και η δέσμη ηλεκτρονίων πρέπει να καμφθεί ώστε να χτυπήσει τον στόχο για παραγωγή [12]

20 ακτίνων-χ ή για να εξέλθει από το παράθυρο εξόδου. Η κάμψη επιτυγχάνεται με την επίδραση ενός συστήματος μαγνητών (bending magnets) Κεφαλή γραμμικού επιταχυντή Η κεφαλή ενός γραμμικού επιταχυντή αποτελείται από διάφορα επιμέρους τμήματα τα οποία επηρεάζουν την παραγωγή, τη διαμόρφωση, τον εντοπισμό και τον έλεγχο των δεσμών φωτονίων και ηλεκτρονίων. Η κεφαλή είναι το τελευταίο τμήμα του επιταχυντή που συναντά η δέσμη των ηλεκτρονίων λίγο πριν εξέλθει και στα διάφορα τμήματα της η δέσμη αποκτά τις επιθυμητές ιδιότητες. Τα τμήματα από τα οποία απαρτίζεται μια κεφαλή γραμμικού επιταχυντή τέταρτη γενιάς είναι τα εξής: Στόχος παραγωγής ακτίνων Χ Φίλτρο εξομάλυνσης δέσμης (flattening filter) Πρωτογενείς κατευθυντήρες (primary collimators) Δευτερογενείς κατευθυντήρες (movable collimators) Πολύφυλλος κατευθυντήρας (multileaf collimator ή ΜLC) Σφηνοειδή φίλτρα (wedges) Θάλαμοι ιονισμού Εικόνα 1.8 Τμήματα κεφαλής γραμμικού επιταχυντή (IAEA) [13]

21 Στόχος παραγωγής ακτίνων Χ Σε ένα γραμμικό επιταχυντή, υπάρχει σύστημα που επιτρέπει την παραγωγή ακτίνων Χ, γεγονός πολύ σημαντικό καθώς τα φωτόνια χρησιμοποιούνται ευρύτατα στην Ακτινοθεραπεία. Οι ακτίνες Χ παράγονται κατά την απότομη επιβράδυνση φορτισμένων σωματιδίων ( στην περίπτωση μας ηλεκτρονίων ) πάνω σε στόχο. Έτσι στο σημείο όπου εστιάζεται η δέσμη των ηλεκτρονίων τοποθετείται στόχος, συνήθως βολφραμίου, για την παραγωγή ακτίνων Χ. Ο στόχος είναι υλικό υψηλού Ζ, αρκετά παχύ ώστε να απορροφά το σύνολο των ηλεκτρονίων. Εικόνα 1.9 Φάσμα ακτίνων Χ (ΙΑΕΑ) Το φάσμα των ακτίνων Χ αποτελείται από δύο συνιστώσες. Η μία είναι η γραμμική συνιστώσα των χαρακτηριστικών ακτίνων-χ και η άλλη η συνεχής συνιστώσα της γνωστής ακτινοβολίας πέδησης (Bremsstrahlung). Οι χαρακτηριστικές ακτίνες Χ οφείλονται στην εκδίωξη ηλεκτρονίων από τους φλοιούς των ατόμων του επιβραδυντήστόχου. Έτσι δημιουργείται κενή θέση στον φλοιό του ατόμου η οποία συμπληρώνεται με μετάπτωση ηλεκτρονίου από εξωτερικό φλοιό. Η μετάπτωση αυτή συνοδεύεται από εκπομπή ηλεκτρομαγνητικής ακτινοβολίας χαρακτηριστική για το υλικό του επιβραδυντή-στόχου Φίλτρο εξομάλυνσης δέσμης (flattening filter) H δέσμη των ακτίνων Χ που παράγεται δεν είναι ομοιογενής γιατί έχει μεγαλύτερη ένταση στο κέντρο και μικρότερη στα άκρα του πεδίου. Για το λόγο αυτό χρησιμοποιείται ειδικό φίλτρο εξομάλυνσης της δέσμης ( συνήθως από μόλυβδο) που έχει μεγαλύτερο [14]

22 πάχος στο κέντρο του και μικρότερο στα άκρα, ώστε η δέσμη μετά τη διέλευση της από αυτό να είναι ομοιόμορφη σε όλη της έκταση Πρωτογενείς κατευθυντήρες (primary collimators) Οι πρωτογενείς κατευθυντήρες είναι ακίνητοι σε σχήμα κωνικού ανοίγματος και καθαρίζουν το μεγαλύτερο διαθέσιμο μέγεθος του πεδίου Δευτερογενείς κατευθυντήρες (movable collimators) Οι δευτερογενείς κατευθυντήρες που καθορίζουν τη δέσμη αποτελούνται τέσσερα διαφράγματα (blocks. Έχουν τη δυνατότητα κίνησης κι έτσι μπορούν να σχηματίσουν ορθογώνια ή τετράγωνα πεδία με πλευρές λίγων εκατοστών μέχρι 40 εκατοστά Πολύφυλλος κατευθυντήρας (multileaf collimator ή ΜLC) Οι πολύφυλλοι κατευθυντήρες (MLC) είναι μια σχετικά πρόσφατη προσθήκη στην τεχνολογία κατανομής δόσης στους γραμμικούς επιταχυντές. Σε γενικές γραμμές ένας πολύφυλλος κατευθυντήρας αποτελείται από ένα μεγάλο αριθμό φύλλων τα οποία απορροφούν έντονα την ακτινοβολία και έχουν την δυνατότητα να κινούνται ανεξάρτητα μεταξύ τους και να σχηματίζουν ένα επιθυμητό σχήμα ώστε να παρέχουν την επιθυμητή ένταση της ακτινοβολίας. Ο πιο συνηθισμένος αριθμός φύλλων σε εμπορικούς MLCs είναι 40 ζεύγη φύλλων που καλύπτουν πεδία μέχρι 40x40 εκατοστά. Συνήθως το ένα διάφραγμα του χαμηλότερου ζεύγους δευτερογενών κατευθυντήρων αντικαθίσταται με MLC. [15]

23 Εικόνα 1.10 Φωτογραφία MLC (Google) Σφηνοειδή φίλτρα (wedges) Οι τύποι σφηνοειδών φίλτρων που είναι αυτή τη περίοδο σε χρήση είναι τρεις: τα χειροκίνητα σφηνοειδή φίλτρα, τα μηχανοποιημένα και τα δυναμικά ή εικονικά (dynamic ή virtual wedges). Οι φυσικές σφήνες είναι γωνιακά κομμάτια μόλυβδου ή χάλυβα που τοποθετούνται, ώστε όταν περνά από αυτά η ακτινοβολία να δημιουργείται μια κλίση στην ένταση της δέσμης. Τα μηχανοποιημένα (motorized) είναι ενσωματωμένα στην κεφαλή και είναι ηλεκτρονικά ελεγχόμενα. Τα εικονικά σφηνοειδή φίλτρα παράγουν την ίδια μορφή έντασης όπως μια φυσική σφήνα ως εξής: το ένα από τα τέσσερα block του δευτερογενή κατευθυντήρα κλείνει βαθμιαία κατά τη διάρκεια της ακτινοβόλησης κι έτσι διαμορφώνεται η ένταση της δέσμης, με τον ίδιο τρόπο όπως θα διαμορφωνόταν αν υπήρχε μια σφήνα. Μια χαρακτηριστική ισοδοσιακή κατανομή για μια δέσμη στην οποία παρεμβάλλεται σφηνοειδές φίλτρο φαίνεται στην παρακάτω εικόνα. [16]

24 Εικόνα 1.11 Ισοδοσιακές κατανομές δέσμης με παρεμβολή σφηνοειδούς φίλτρου (Google) Θάλαμοι ιονισμού Για την ασφάλεια του ασθενούς, το σύστημα δοσιμετρίας ενός γραμμικού επιταχυντή αποτελείται συνήθως από δύο θαλάμους ιονισμού οι οποίοι χρησιμοποιούνται για τον έλεγχο της ακτινοβολίας φωτονίων και ηλεκτρονίων, καθώς επίσης και για τον έλεγχο της ομοιομορφίας της δέσμης. Καταμετρούν δηλαδή τη δόση σε MU (monitor units) και το ρυθμό της δόσης ώστε να ελεγχθεί αν η μετρούμενη δόση είναι και η προβλεπόμενη. Εφόσον έχει δοθεί η επιθυμητή για την θεραπεία δόση, η ακτινοβόληση διακόπτεται. Η συνηθισμένη θέση των θαλάμων ιονισμού είναι μεταξύ του φίλτρου εξομάλυνσης και των δευτερογενών κατευθυντήρων. Οι δύο θάλαμοι είναι συνδεδεμένοι μεταξύ τους και όταν οι μετρήσεις που δίνουν δεν βρίσκονται σε συμφωνία τότε διακόπτεται αυτόματα η ακτινοβόληση. 1.5 Βασικός δοσιμετρικός εξοπλισμός Θάλαμοι ιονισμού και ηλεκτρόμετρα Οι θάλαμοι ιονισμού χρησιμοποιούνται στην ακτινοθεραπεία και στη διαγνωστική ακτινολογία για τον προσδιορισμό της δόσης ακτινοβολίας. Οι θάλαμοι ιονισμού έχουν διάφορα σχήματα και μεγέθη ανάλογα με τις συγκεκριμένες απαιτήσεις και είναι διαφορετικοί για τα ηλεκτρόνια και για τα φωτόνια. Υπάρχουν πολλοί τύποι θαλάμων [17]

25 ιονισμού όπως οι κυλινδρικοί θάλαμοι ιονισμού ή οι θάλαμοι ιονισμού παράλληλων πλακών. Οι πρώτοι ενδείκνυνται για φωτόνια ενώ οι δεύτεροι για ηλεκτρόνια. Γενικά ένας θάλαμος ιονισμού είναι μια κοιλότητα που περιβάλλεται από έναν αγώγιμο εξωτερικό τοίχο και έχει ένα κεντρικό συλλεκτικό ηλεκτρόδιο. Ο τοίχος και το συλλεκτικό ηλεκτρόδιο είναι χωρισμένα με έναν υψηλής ποιότητας μονωτή ώστε να μειώνεται το ρεύμα διαρροής όταν εφαρμόζεται τάση πόλωσης στον θάλαμο. Ένα ηλεκτρόδιο ελέγχουν παρέχεται συνήθως στο θάλαμο για μειώσει περεταίρω τη διαρροή. Το ηλεκτρόδιο ελέγχου παρεμποδίζει το ρεύμα διαρροής και του επιτρέπει να οδηγηθεί στο έδαφος παρακάμπτοντας το συλλεκτικό ηλεκτρόδιο. Εικόνα 1.12 Θάλαμος ιονισμού τύπου Farmer Ο παλμός από το συλλεκτικό ηλεκτρόδιο οδηγείται στο ηλεκτρόμετρο. Τα ηλεκτρόμετρα είναι συσκευές για τη μέτρηση μικρών ρευμάτων της τάξης 10-9 Amp ή και λιγότερο. Ένα ηλεκτρόμετρο που χρησιμοποιείται από κοινού με ένα θάλαμο ιονισμού παρέχει υψηλό κέρδος, διότι αποτελείται από μία αρνητική ανατροφοδότηση, από έναν λειτουργικό ενισχυτή με έναν τυποποιημένο αντιστάτη ή ένα τυποποιημένο πυκνωτή στην πορεία ανατροφοδότησης ώστε να μετράται το ρεύμα του θαλάμου ή το φορτίο που συλλέγεται σε ένα σταθερό χρονικό διάστημα. [18]

26 Εικόνα 1.13 Ηλεκτρόμετρο και θάλαμος ιονισμού (ΙΑΕΑ) Ομοίωμα νερού (water phantom) Η κατανομή της δόσης δεν είναι δυνατόν να μετρηθεί απευθείας μέσα στον ασθενή. Οι σχετικές μετρήσεις γίνονται σε ομοιώματα ανθρώπινου σώματος μεγάλων διαστάσεων ώστε να υπάρχουν συνθήκες πλήρους σκέδασης. Οι βασικές μετρήσεις της κατανομής δόσης γίνονται μέσα σε ομοιώματα νερού. Το νερό είναι ο κατεξοχήν υλικό που έχει τις ίδιες δυνατότητες απορρόφησης και σκέδασης της ακτινοβολίας με το ανθρώπινο σώμα (μαλακοί ιστοί). Υπάρχουν όμως τεχνικά προβλήματα στη χρήση του. Έτσι έχουν αναπτυχθεί στερεά ομοιώματα από κατάλληλα υλικά για καθημερινή χρήση. Τα υλικά αυτά πρέπει να έχουν ατομικό αριθμό, αριθμό ηλεκτρονίων ανά γραμμάριο και πυκνότητα όσο το δυνατόν πλησιέστερα του νερού. Ένα ομοίωμα νερού αποτελείται από μια δεξαμενή νερού εφοδιασμένη με σύστημα τρισδιάστατης μηχανικής μετακίνησης ενός θαλάμου ιονισμού. Την ώρα που ακτινοβολείται η δεξαμενή ο θάλαμος έχεις τη δυνατότητα να κινείται σε οποιοδήποτε σημείο και να μετρά το ρυθμό δόσης. Η δεξαμενή γεμίζεται με ορισμένο όγκο αποσταγμένου νερού και μετά το τέλος των μετρήσεων αδειάζεται και το νερό αποθηκεύεται στο δοχείο αποθήκευσης. [19]

27 Εικόνα1.14 Το μοντέλο του water phantom (Blue phantom 2) που χρησιμοποιήθηκε για τις μετρήσεις (ΙΒΑ) Iso Alligner Η συσκευή αυτή χρησιμοποιείται στον προσδιορισμό του μεγέθους του πεδίου ακτινοβόλησης. Αποτελείται από μια πλάκα η οποία με την βοήθεια τριών αλφαδιών (δύο πλαϊνά και ένα κεντρικό) ευθυγραμμίζεται απόλυτα με την τράπεζα θεραπείας. Πάνω στην πλάκα έχουν σχεδιαστεί τέσσερα ομόκεντρα τετράγωνα πεδία διαφορετικών διαστάσεων τα οποία έχουνε πολλαπλές χρήσεις. Η συσκευή Iso Alligner χρησιμοποιείται κυρίως σε γεωμετρικούς ελέγχους όπως είναι η σύμπτωση του φωτεινού πεδίου με το πεδίο ακτινοβόλησης. [20]

28 Εικόνα 1.15 Iso Alligner Φωτογραφικό φιλμ (Ready Pack Film) Για την διενέργεια αρκετών ελέγχων απαραίτητη ήταν η χρήση φωτογραφικού φιλμ. Το φιλμ αυτό βρίσκεται μέσα σε μια χάρτινη συσκευασία η οποία τοποθετείται κατάλληλα στην διάταξη που θέλουμε να διενεργήσουμε τον έλεγχο. Ακτινοβολούμε την διάταξη μας με δέσμες υψηλής ενέργειας ηλεκτρονίων και φωτονίων (δέσμες ακτινοθεραπείας) και στην συνέχεια εμφανίζουμε το φιλμ στο ειδικό εμφανιστήριο που υπάρχει στο τμήματα ακτινοθεραπείας. Η αμαύρωση του φιλμ η οποία καλείται οπτική πυκνότητα (optical density), μετριέται με οπτικά πυκνόμετρα και αντιστοιχίζεται στην ενέργεια που έχει χορηγηθεί Εξοπλισμός ακτινοθεραπευτικού Τμήματος Πιο αναλυτικά ο εξοπλισμός που χρησιμοποιήθηκε για τη διενέργεια του ποιοτικού ελέγχου είναι: Ομοίωμα νερού, Blue Phantom 2 3D, της iba περιλαμβανομένης μονάδας CCU με software OmniPro-Accept 7.1. Δύο (2) θάλαμοι ιονισμού CC13 της iba, εκ των οποίων ο ένας χρησιμοποιείται ως θάλαμος πεδίου με S.N.: 9747 και ο άλλος ως θάλαμος αναφοράς με S.N.: 9746 για την σχετική δοσιμετρία φωτονίων. [21]

29 Ένας (1) θάλαμος ιονισμού τύπου Farmer, FC65-P με S.N.: 1960 με συντελεστή βαθμονόμησης N D,w=4.747x10 7 Gy/C και πιστοποιητικό διακρίβωσης με αριθμό /05-10, ο οποίος χρησιμοποιείται για την απόλυτη δοσιμετρία φωτονίων. Ένας (1) θάλαμος τύπου parallel plate της iba με S.N.: 834 με συντελεστή βαθμονόμησης N D,w=5.692x10 8 Gy/C και πιστοποιητικό διακρίβωσης με αριθμό /03-14, για τη σχετική και απόλυτη δοσιμετρία ηλεκτρονίων. Ένα (1) βαρόμετρο-θερμόμετρο εταιρείας κατασκευής TFA μοντέλου / με S.N.: ΜΟ-1817Α και πιστοποιητικό διακρίβωσης με αριθμό 345 και φορέα ΕΣΥΔ στις 01/04/2014. Ένα (1) όργανο ελέγχου των lasers, iso align. Oμοίωμα plexiglass για καθημερινούς ελέγχους, StarTrack της iba με software OmniPro-Advance. Πλάκες PMMA για καθημερινούς ελέγχους. Ιon Chamber Survey Meter, 451-DE-SI-RYR της VICTOREEN, (S.N. : 2379), με πιστοποιητικό διακρίβωσης από FLUKE, στις 17/05/2011 Το Τμήμα Ακτινοθεραπείας του 424 ΓΝΣΕ διαθέτει τον εξής εξοπλισμό: Ένα (1) Γραμμικό Επιταχυντή εταιρείας SIEMENS, Oncor Impression 3D, δύο ενεργειών φωτονίων (6 και 18 MV) και έξι (6) ενεργειών ηλεκτρονίων (6,8,10,12,15 και 18 MeV). Ένα Αξονικό-Εξομοιωτή εταιρείας SIEMENS. Σύστημα Σχεδιασμού Θεραπείας Oncentra Masterplan. Σύστημα κοπής μπλοκ, πρόκειται να προμηθευτεί. Σύστημα ακινητοποίησης ασθενούς με θερμοπλαστική μάσκα, πρόκειται να προμηθευτεί. Τα πρωτόκολλα ελέγχων τα οποία ακολουθήθηκαν στην παρούσα μελέτη είναι σύμφωνα με την κείμενη νομοθεσία, τα διεθνή πρωτόκολλα παραλαβής και ελέγχου καθώς και τα εγχειρίδια προδιαγραφών του γραμμικού επιταχυντή από την εταιρία SIEMENS [22]

30 [2] ΦΥΣΙΚΕΣ ΠΑΡΑΜΕΤΡΟΙ ΦΩΤΩΝΙΩΝ 2.1 Εισαγωγή Μια δέσμη φωτονίων που διαδίδεται μέσα στον αέρα ή στο κενό διαμορφώνεται μέσω του «νόμου του αντιστρόφου του τετραγώνου της αποστάσεως». Από την άλλη πλευρά μια δέσμη φωτονίων που διαδίδεται μέσα σε ένα ομοίωμα νερού ή σε ένα ασθενή, δεν επηρεάζεται μόνο από «τον νόμο του αντιστρόφου τετραγώνου της απόστασης» αλλά και από την εξασθένηση και στην σκέδαση της δέσμης φωτονίων μέσα στο ομοίωμα νερού ή στον ασθενή. Οι τρείς αυτοί παράγοντες κάνουν την απόθεση δόσης σε ένα ομοίωμα νερού ή σε έναν ασθενή μια περίπλοκη διαδικασία και ο προσδιορισμός της είναι ιδιαίτερα σύνθετος. Μια άμεση μέτρηση της κατανομή δόσης μέσα στον ασθενή είναι ουσιαστικά αδύνατη ακόμη. Για μια επιτυχή έκβαση της ακτινοθεραπείας είναι απαραίτητο η κατανομή δόσης στον ακτινοβολούμενο όγκο να είναι πλήρως καθορισμένη. Αυτό επιτυγχάνεται συνήθως μέσω της χρήσης διάφορων παραμέτρων που συνδέουν την δόση σε οποιοδήποτε τυχαίο σημείο μέσα στον ασθενή με τη γνωστή δόση στο σημείο μέσα σε ένα ομοίωμα νερού. Οι παράμετροι αυτοί μετρούνται συνήθως με τη χρήση κατάλληλων ανιχνευτών ακτινοβολίας μέσα σε ομοιώματα νερού. Οι κύριες παράμετροι που επηρεάζουν την κατανομή δόσης μιας δέσμης φωτονίων είναι: το βάθος της θεραπείας οι διαστάσεις του πεδίου η απόσταση πηγής-επιφάνειας στην SSD τοποθέτηση ή η απόσταση πηγής-άξονα στην ισοκεντρική (SAD) τοποθέτηση η ενέργεια των φωτονίων. 2.2 Η εξάρτηση της κατανομής δόσης από τη μορφή του πεδίου μιας δέσμης Οι δέσμες που χρησιμοποιούνται για την ακτινοθεραπεία έχουν διάφορες μορφές που αντιπροσωπεύουν συνήθως ένα συμβιβασμό μεταξύ του πραγματικού σχήματος του στόχου και της ανάγκης για απλότητα και αποδοτικότητα στο σχήμα της δέσμης. Τα γενικά σχήματα πεδίο που χρησιμοποιούνται είναι τετράγωνα, ορθογώνια, κυκλικά και ακανόνιστα. [23]

31 Τα τετράγωνα και τα ορθογώνια πεδία παράγονται συνήθως με τους κατευθυντήρας που εγκαθίστανται στις μονάδες ακτινοθεραπείας. Τα κυκλικά πεδία με τους ειδικούς κατευθυντήρες (applicators) που συνδέονται στο μηχάνημα θεραπείας και τα ανώμαλα πεδία είτε με τη χρήση των blocks ή με τους πολλύφυλλους κατευθυντήρες (MLCs). Για οποιοδήποτε πεδίο ακτινοβόλησης μπορεί να βρεθεί ένα ισοδύναμο τετράγωνο ή ισοδύναμο κυκλικό πεδίο. Αυτό σημαίνει ότι το εφαρμοζόμενο πεδίο και το ισοδύναμο του τετράγωνο ή κυκλικό πεδίο θα χαρακτηρίζονται από παρόμοιες παραμέτρους και λειτουργίες που είναι σημαντικές στη δοσιμετρία της ακτινοβολίας. Ένα ορθογώνιο πεδίο με πλευρές a και b θα είναι περίπου ισοδύναμο με ένα τετράγωνο πεδίο με πλευρά a eq όταν και τα δύο πεδία θα έχουν την ίδια αναλογία εμβαδού/περίμετρο (area/perimeter). Η πλευρά δίνεται από τη σχέση: a eq = 2 a b a+b (2.1) Ένα τετραγωνικό πεδίο με πλευρά a eq θα είναι ισοδύναμο με ένα κυκλικό πεδίο με ακτίνα r eq όταν και τα δύο πεδία καταλαμβάνουν την ίδια περιοχή. Η r eq είναι ίση με r eq = a eq π (2.2) 2.3 Παράγοντας πεδίου λόγω σκέδασης από τον κατευθυντήρα (Collimator factor) Η έκθεση στον αέρα, το air-kerma, και «η δόση σε μια μικρή μάζα του μέσου στον αέρα» σε ένα δεδομένο σημείο P στον αέρα περιέχουν τις συνεισφορές από δύο συνιστώσες: από την πρωτογενή ακτινοβολία και από τη σκεδαζόμενη. Η πρωτογενής είναι η σημαντικότερη συνιστώσα και προέρχεται άμεσα από την πηγή και δεν εξαρτάται από το μέγεθος του πεδίου. Η σκεδαζόμενη είναι δευτερεύουσας σημασίας και αποτελείται από τα φωτόνια που σκεδάζονται στο σημείο P κυρίως από τον κατευθυντήρα αλλά και ενδεχομένως από τον αέρα και το φίλτρο εξομάλυνσης ενός γραμμικού επιταχυντή. Η σκεδαζόμενη συνιστώσα εξαρτάται από το μέγεθος του πεδίου Α. [24]

32 Όσο μεγαλύτερο το μέγεθος του πεδίου, τόσο μεγαλύτερη είναι η επιφάνεια των κατευθυντήρων, η οποία είναι διαθέσιμη για τη σκέδαση, και συνεπώς τόσο μεγαλύτερη είναι η σκεδαζόμενη συνιστώσα. Η έκθεση στον αέρα, το air-kerma, και «η δόση σε μια μικρή μάζα του μέσου στον αέρα» εξαρτώνται από το μέγεθος του πεδίου και από μια παράμετρο που αποκαλείται παράγοντας κατευθυντήρα (collimator factor FC) ή (collimator scatter factor S c). Ο παράγοντας κατευθυντήρα ορίζεται ως ο λόγος της απορροφούμενης δόσης στον αέρα για ένα ορισμένο πεδίο προς την δόση στο πεδίο αναφοράς (συνήθως 10x10 cm 2 ), δηλαδή: CF (A, Ε) = D (A,Ε) D (10,Ε) (2.3) Εικόνα 2.1 Γεωμετρία για τη μέτρηση του παράγοντα πεδίου λόγω σκέδασης από τον κατευθυντήρα (CF). (Ε.Β.Pogdorsak, 2003) Το αριστερό μέρος αφορά τη μέτρηση του D (A,Ε), και το δεξιό μέρος τη μέτρηση D (10,Ε). Ο παράγοντας κατευθυντήρα φυσικά είναι μεγαλύτερος από τη μονάδα για μεγέθη πεδίων που υπερβαίνουν 10x10 m 2 και μικρότερος από τη μονάδα για πεδία μικρότερα από 10x10 m 2. Ο παράγοντας κατευθυντήρα συνήθως μετράται με ένα θάλαμο ιονισμού ο οποίος φέρει ένα λεγόμενο κάλυμμα ανοικοδόμησης (build-up cup) αρκετά μεγάλου μεγέθους ώστε να παρέχει μέγιστη δόση ανοικοδόμησης για τη δεδομένη ενέργεια της δέσμης. Ο παράγοντας του κατευθυντήρα κανονικοποιείται στη μονάδα για το βασικό πεδίο 10x10 cm 2 στην βασική απόσταση πηγής-επιφάνειας (SSD) της μονάδας θεραπείας. [25]

33 Είναι μικρότερος της μονάδας για πεδία μικρότερα του 10x10 cm 2, ενώ είναι μεγαλύτερος της μονάδας για πεδία μεγαλύτερα του 10x10 cm Παράγοντας πεδίου λόγω σκέδασης από ισοδύναμο ιστού (scatter factor SF) Πριν ορίσουμε τον παράγοντα πεδίου λόγω σκέδασης από ισοδύναμο ιστού είναι πρώτα χρήσιμο να ορίσουμε τον peak Scatter factor PSF. O peak scatter factor δίνει τον παράγοντα κατά τον οποίο η δόση ακτινοβολίας στο σημείο P στον αέρα αυξάνεται από την σκεδαζόμενη ακτινοβολία στο σημείο P από το ομοίωμα νερού ή τον ασθενή και ορίζεται από τη σχέση PSF (A, Ε) = D p(z max,a,f,ε) D p(a,ε) (2.4) Εικόνα 2.2 Γεωμετρία μέτρησης του peak scatter factor (PSF). (Ε.Β.Pogdorsak, 2003) Το αριστερό μέρος παραπάνω εικόνας αναφέρεται στη μέτρηση του D P και το δεξί στην μέτρηση του D P. O θάλαμος ιονισμού στο αριστερό μέρος είναι σε μια απόσταση f+z max από την πηγή και είναι εξοπλισμένος με ένα κατάλληλο κάλυμμα ανοικοδόμησης (build-up cup). O PSF εξαρτάται από το μέγεθος Α του πεδίου καθώς επίσης και από την ενέργεια των φωτονίων και για μια δεδομένη ενέργεια δέσμης ο PSF αυξάνει το μέγεθος του πεδίου. Τελικά ο παράγοντας πεδίου λόγω σκέδασης από ισοδύναμο ιστού ( SF ή S P) ορίζεται μέσω του λόγου: SF(A, Ε) = PSF(A,Ε) PSF (10,Ε) (2.5) [26]

34 και αναφέρεται στην σκεδαζόμενη ακτινοβολία που προέρχεται από το υλικό ισοδύναμου ιστού σε κάποιο βάθος αναφοράς (π.χ. z max) καθώς οι διαστάσεις του πεδίου αλλάζουν. 2.5 Παράγοντας σχετικής δόσης ( Relative dose factor RDF) Για μια δεδομένη δέσμη φωτονίων και μια δεδομένη απόσταση πηγής-επιφάνειας, η δόση στο σημείο P (σε βάθος z max στο ομοίωμα νερού) εξαρτάται από το μέγεθος Α του πεδίου. Όσο μεγαλύτερο το μέγεθος του πεδίου, τόσο μεγαλύτερη η δόση. Ο RDF καλούμενος και ως ολικός παράγοντας σκέδασης (total scatter factor S C,P) ορίζεται ως: ο λόγος τη δόσης στο σημείο P, σε κάποιο βάθος αναφοράς (z max) στο ομοίωμα νερού, για ένα πεδίο Α, προς την δόση στο σημείο P, στο ίδιο βάθος στο ομοίωμα νερού, για ένα πεδίο 10x10 m 2. Δηλαδή: RDF(A, Ε) = S CP (A, Ε) = D P(z max,a,f,ε) D P (z max,a,10,ε) (2.6) Eικόνα 2.3 Γεωμετρία για την μέτρηση του RDF. (Ε.Β.Pogdorsak, 2003) Το αριστερό μέρος αναφέρεται στη μέτρηση του D P (z max, A, f, Ε) και το δεξί στη μέτρηση του D P (z max, A, 10, Ε). Αποδεικνύεται ότι ο RDF αποτελείται από δύο συνιστώσες: συνιστώσα σκέδασης από τον κατευθυντήρα συνιστώσα σκέδασης από το ομοίωμα νερού Έτσι ισχύει : S CP (A, Ε) = S C (A, Ε)S P (A, Ε) (2.7) [27]

35 Εικόνα 2.4 Tυπικές τιμές των RDF, CF και SF. (Ε.Β.Pogdorsak, 2003) 2.6 Δόσεις βάθους κατά μήκος κεντρικού άξονα δέσμης στο νερό για σταθερή απόσταση εστίας-δέρματος (SSD τοποθέτηση) Εισαγωγή Μια χαρακτηριστική κατανομή δόσης κατά μήκος του κεντρικού άξονα μια δέσμης φωτονίων Χ υψηλής ενέργειας (megavoltage: E ke> 1 MeV) που διαδίδεται μέσα σε έναν ασθενή. Εικόνα 2.5 Eναπόθεση δόσης σε ασθενή από δέσμη φωτονίων. (Ε.Β.Pogdorsak, 2003) [28]

36 Διάφορα σημαντικά σημεία και περιοχές μπορούν να προσδιοριστούν. Η δέσμη διαπερνά την επιφάνεια του ασθενούς στην οποία εναποτίθεται μια συγκεκριμένη δόση D s. Κάτω από την επιφάνεια η δόση αυξάνεται αρχικά γρήγορα και φθάνει σε μια μέγιστη τιμή σε βάθος z max. Έπειτα μειώνεται σχεδόν εκθετικά έως ότου φθάσει σε μια τιμή D ex στο σημείο εξόδου από τον ασθενή Δόση επιφάνειας (surface dose) Για τις ακτίνες φωτονίων Χ υψηλής ενέργειας (megavoltage: E ke> 1 MeV) η δόση επιφάνειας είναι γενικά πολύ χαμηλότερη από τη μέγιστη δόση που εμφανίζεται σε κάποιο βάθος z max από την επιφάνεια του ασθενούς. Η δόση επιφάνειας εξαρτάται από την ενέργεια των φωτονίων και το μέγεθος του πεδίου. Για ένα δεδομένο πεδίο όσο μεγαλύτερη η ενέργεια των φωτονίων, τόσο χαμηλότερη είναι η δόση επιφάνειας ενώ για μια δεδομένη ενέργεια φωτονίων η δόση επιφάνειας αυξάνεται με το μέγεθος του πεδίου. Η χαμηλή δόση επιφάνειας συγκρινόμενη με τη μέγιστη δόση αντιπροσωπεύει ένα σημαντικό πλεονέκτημα των δεσμών φωτονίων Χ υψηλής ενέργειας (megavoltage: E ke> 1 MeV) σε σχέση με των δεσμών φωτονίων Χ χαμηλής ενέργειας (orthovoltage: 100 Kev<E ke<500 Kev) όπου η δόση επιφάνειας είναι ισοδύναμη με τη μέγιστη δόση. Αυτό σημαίνει ότι στις δέσμες φωτονίων Χ υψηλής ενέργειας αποφεύγεται η υπερδοσολόγηση των υπερκείμενων ιστών. Η δόση επιφάνειας επηρεάζεται από φωτόνια που σκεδάζονται στους κατευθυντήρες, στο φίλτρο εξομάλυνσης και στον αέρα. Επιπλέον, επηρεάζεται από φωτόνια που οπισθοσκεδάζονται στον ασθενή αλλά και από υψηλής ενέργεια ηλεκτρόνια που παράγονται από αλληλεπιδράσεις φωτονίων στον αέρα και σε οποιεσδήποτε δομές θωράκισης κοντά στον ασθενή Περιοχή ανοικοδόμησης (buildup region) Η περιοχή δόσεων μεταξύ της επιφάνειας (βάθος z=0) και του βάθους στο οποίο εναποτίθεται η μέγιστη δόση z max στις δέσμες φωτονίων Χ υψηλής ενέργειας καλείται «περιοχή ανοικοδόμησης». Προκύπτει από τη σχετικά μεγάλη εμβέλεια των ενεργειακών δευτερογενών φορτισμένων σωματιδίων (ηλεκτρόνια και ποζιτρόνια) που απελευθερώνονται αρχικά στον ασθενή από τις αλληλεπιδράσεις φωτονίων (φωτοηλεκτρικό φαινόμενο, φαινόμενο Compton, δημιουργία ζεύγους) και έπειτα εναποθέτουν την κινητική ενέργεια τους στον ασθενή. [29]

37 Σε μικρά βάθη σε σχέση με το z max, δηλαδή κοντά στην επιφάνεια του ασθενούς, η κατάσταση ισορροπίας φορτισμένων σωματιδίων (charged particle equilibrium CPE) δεν υφίσταται και η απορροφούμενη δόση είναι πολύ μικρότερη από το kerma. Εντούτοις, καθώς το βάθος αυξάνεται, η κατάσταση ισορροπίας φορτισμένων σωματιδίων επιτυγχάνεται τελικά σε βάθος z= z max όπου το z max είναι περίπου ίσο με την εμβέλεια των δευτερογενών φορτισμένων σωματιδίων και η δόση γίνεται συγκρίσιμη με το kerma. Μετά από το z max και η δόση και το kerma μειώνονται λόγω της εκθετική εξασθένισης των φωτονίων στον ασθενή Βάθος μέγιστης δόσης (depth of dose maximum) Το βάθος της μέγιστης δόσης z max κάτω από την επιφάνεια του ασθενούς εξαρτάται από την ενέργεια της δέσμης και το μέγεθος του πεδίου ακτινοβόλησης. Η εξάρτηση από την ενέργεια είναι η κυριότερη και η εξάρτηση από το μέγεθος του πεδίου συνήθως αγνοείται ως αμελητέα. Για δεδομένο μέγεθος πεδίου όσο αυξάνεται η ενέργεια των φωτονίων τόσο αυξάνεται το βάθος της μέγιστης δόσης z max. Για δεδομένη ενέργεια φωτονίων, το μεγαλύτερο z max εμφανίζεται για πεδία μεγέθους 5x5 cm 2. Για πεδία μεγαλύτερα από 5x5 cm 2 το z max μειώνεται λόγω φαινομένων σκέδασης από τον κατευθυντήρα. Για πεδία μικρότερα των 5x5 cm 2 το z max μειώνεται λόγω φαινομένων σκέδασης από το ομοίωμα του νερού Δόση εξόδου (exit dose) H δόση που εναποτίθεται στον ασθενή στο σημείο εξόδου της δέσμης αναφέρεται ως δόση εξόδου. Κοντά στο σημείο εξόδου οι καμπύλες κατανομής δόσης είναι ελαφρώς προς τα κάτω από την καμπύλη κατανομής δόσης. Αυτή η σχετικά μικρή επίδραση αποδίδεται στην έλλειψη συμβολής οπισθοσκέδασης στο σημείο εξόδου Ποσοστιαία δόση βάθους ( percentage depth dose- PDD) H κατανομή της δόσης κατά μήκος του κεντρικού άξονα μέσα στο ομοίωμα νερού είναι συνήθως κανονικοποιημένη στο βάθος δηλαδή της μέγιστης δόσης (z max) και έτσι έπειτα αναφέρεται ως επί τοις εκατό δόση βάθους. [30]

38 Εικόνα 2.6 Eπί τοις εκατό δόσεις βάθους για διάφορες ενέργειες φωτονίων. (Ε.Β.Pogdorsak, 2003) Η επί τοις εκατό δόση βάθους ορίζεται ως ο λόγος : PDD(d, A, f, Ε) = 100 D Q D P = 100 D Q D P (2.8) όπου D Q και D Q είναι η δόση και ο ρυθμός δόσης στο σημείο q σε βάθος z κατά μήκος του κεντρικού άξονα του ομοιώματος νερού και D P και D P είναι η δόση και ο ρυθμός δόσης στο σημείο P στο z max κατά μήκος του κεντρικού άξονα του ομοιώματος νερού. Eικόνα 2.7 Γεωμετρία για τη μέτρηση των PDDs. (Ε.Β.Pogdorsak, 2003) [31]

39 Το σημείο Q είναι ένα τυχαίο σημείο σε βάθος z κατά μήκος του κεντρικού άξονα ακτινοβόλησης. Το σημείο P αντιπροσωπεύει ένα συγκεντρωμένο σημείο δόσης αναφορά ( συνήθως σε βάθος z= z max ή z=10cm). Οι επί τοις εκατό δόσεις βάθους εξαρτώνται από 4 παραμέτρους: το βάθος μέσα στο ομοίωμα νερού το μέγεθος Α του πεδίου την απόσταση πηγής- επιφάνειας ( SSD=f) την ενέργεια των φωτονίων (E) Πιο συγκεκριμένα : Για σταθερά z,f και Ε οι επί τοις εκατό δόσεις βάθους αυξάνουν με την αύξηση του πεδίου Α λόγω της μεγαλύτερης συμβολής από την σκεδαζόμενη στα σημεία κατά μήκος του κεντρικού άξονα. Για σταθερά Ζ,Α και E οι επί τοις εκατό δόσεις βάθους αυξάνουν με την αύξηση του f λόγω της μειωμένης επίδρασης του Ζ στον παράγοντα «του αντίστροφου του τετραγώνου» που κυριαρχεί στην πρωτογενή συνιστώσα της δέσμης φωτονίων. Οι ποσοστιαίες δόσεις βάθους για δέσμες ακτινοθεραπείας είναι συνήθως ταξινομημένες σε πίνακες για τετράγωνα πεδία, εν τούτοις, η πλειοψηφία των πεδίων που χρησιμοποιούνται στην ακτινοθεραπεία είναι ορθογώνια ή ακανόνιστα σχήματα. Η έννοια των ισοδύναμων τετραγώνων χρησιμοποιείται για να καθορίσει το τετραγωνικό πεδίο που θα είναι ισοδύναμο με το δεδομένο ορθογώνιο ή ακανόνιστο πεδίο. 2.7 Δόσεις βάθους κατά μήκους κεντρικού άξονα δέσμης στο νερό για ισοκεντρική τοποθέτηση (SAD) Εισαγωγή Όταν χρησιμοποιούνται πολλαπλά πεδία για τη θεραπεία ενός συγκεκριμένου όγκου μέσα στον ασθενή, η ισοκεντρικές (SAD) τοποθετήσεις χρησιμοποιούνται συχνά επειδή είναι πρακτικότερες σε σύγκριση με τις σταθερές SSD τοποθετήσεις. Σε αντίθεση με τις SSD τοποθετήσεις που στηρίζονται στις ποσοστιαίες δόσεις βάθους για τους δοσιμετρικούς υπολογισμούς, οι SAD τοποθετήσεις στηρίζονται σε άλλες παραμέτρους, όπως ο λόγος ιστού-αέρα (tissue-air ratio) και ο λόγος ιστού-ομοιώματος νερού (tissuephantom ratio). [32]

40 2.7.2 Λόγος ιστού-αέρα (tissue-air ratio TAR) Το TAR(z,A Q,Ε) εισήχθη αρχικά για να απλοποιήσει τους υπολογισμούς δόσεων στην περιστροφική ακτινοθεραπεία, αλλά η χρήση του επεκτάθηκε στη συνέχεια στις ισοκεντρικές ακτινοβολήσεις με πολλαπλά στατικά πεδία. Το TAR ορίζεται ως ο λόγος της δόσης D Q στο σημείο Q στον ασθενή ή στο ομοίωμα νερού, κατά μήκος του κεντρικού άξονα της δέσμης, προς την δόση D Q σε μια μικρή μάζα του νερού στον αέρα στο ίδιο σημείο Q. Δηλαδή: TAR(z, A Q, Ε) = D Q D Q (2.9) Εικόνα 2.8 Γεωμετρία υπολογισμού του TAR. (Ε.Β.Pogdorsak, 2003) Το αριστερό μέρος αναφέρεται στη μέτρηση του D Q στο ομοίωμα νερού και το δεξί μέρος στη μέτρηση D Q στον αέρα. Το μέγεθος του πεδίου A Q καθορίζεται στον σημείο Q που τοποθετείται στο ισόκεντρο της μονάδας θεραπείας. Σε αντίθεση με τις ποσοστιαίες δόσεις βάθους που εξαρτώνται από 4 παραμέτρους, το TAR εξαρτάται μόνο από τους εξής 3 παράγοντες : το βάθος z το μέγεθος Α του πεδίου σε βάθος z την ενέργεια Ε=hv των φωτονίων. [33]

41 Πιο συγκεκριμένα: Για σταθερό A Q και Ε, το TAR μειώνεται με ένα αυξανόμενο z πέρα από το z max. Για σταθερά z και Ε το TAR αυξάνεται με την αύξηση A Q Για σταθερά Ζ και Α Q το ΤΑR αυξάνεται με την αύξηση της ενέργειας Ε. To TAR μετριέται με θαλάμους ιονισμού, εντούτοις, οι μετρήσεις είναι πιο πολύπλοκες από εκείνες της μέτρησης των PDDs. Στην περίπτωση των TARs το βάθος στο νερό πρέπει να μετρηθεί κατά τέτοιο τρόπο ώστε η απόσταση μεταξύ του θαλάμου ιονισμού και της πηγής ακτινοβολίας να παραμένει σταθερή, γεγονός που καθίσταται αδύνατο με τη χρήση αυτόματων τεχνικών. Για την υπερπήδηση αυτών των περιορισμών, εισήχθησαν δύο νέα μεγέθη τα TPR και ΤΜR Λόγος ιστού-ομοιώματος νερού (Tissue-phantom ratio TPR) και λόγος ιστού-μεγίστου (tissue-maximum ratio TMR) Η χρήση του TAR ανταποκρίνεται ικανοποιητικά στις ισοκεντρικές τοποθετήσεις δέσμες φωτονίων παραγόμενες από πηγές όπως το Co 60 (κοβάλτιο-60). Στην περίπτωση όμως δεσμών ακτίνων Χ που παράγονται από γραμμικούς επιταχυντές υψηλής ενέργειας το ΤAR δεν δύναται να χρησιμοποιηθεί λόγω των δυσκολιών που προκύπτουν κατά τη μέτρηση της δόσης σε μια μικρή μάζα νερού στον αέρα Το μέγεθος του απαραίτητου καλύμματος ανοικοδόμησης (build up cap) για τον θάλαμο ιονισμού γίνεται υπερβολικά μεγάλο σε εκείνες τις ενέργειες. Για να παρακαμφθεί το πρόβλημα αυτό, η έννοια του λόγου ιστού ομοιώματος νερού TPR εισήχθη για χρήση στις ισοκεντρικές τοποθετήσεις φωτονίων Χ υψηλής ενέργειας. Το TPR ορίζεται ως: TPR(z, A Q, E) = D Q D Qref = D Q D Qref (2.10) όπου D Q και D Q είναι η δόση και ο ρυθμός δόσης, αντίστοιχα, στο ομοίωμα νερού σε ένα αυθαίρετο σημείο Q κατά μήκος του κεντρικού άξονα της δέσμης και D Qref και D Qref' είναι η δόση και ο ρυθμός δόσης, αντίστοιχα, στο ομοίωμα νερού σε ένα βάθος αναφοράς z ref, το οποίο ορίζεται συνήθως στα 10cm νερού. [34]

42 Εικόνα 2.9 Γεωμετρία μέτρησης TPR. (Ε.Β.Pogdorsak, 2003) Αν ως βάθος αναφοράς επιλεγεί το βάθος μέγιστης δόσης d max τότε προκύπτει η συνάρτηση TMR (Tissue Maximum Ratio), που είναι ουσιαστικά μια υποπερίπτωση του TPR. Δηλαδή κατά αναλογία με πριν: TMR(z, A Q, E) = D Q D Qmax = D Q D Qref (2.11) Όπως ακριβώς το TAR, έτσι και τα TPR και TMR εξαρτώνται από τρεις παραμέτρους: το βάθος Ζ, το μέγεθος του πεδίου AQ και την ενέργεια των φωτονίων. Όμως δεν εξαρτώνται ούτε από το SSD ούτε από το SAD. Τέλος, θα πρέπει να αναφέρουμε τη προσεγγιστική σχέση μεταξύ των PPDs και των TMR: TMR(z, A Q, E) PDD(z,A,f,E) 100 f+z ( ) 2 (2.12) f+z max [35]

43 2.8 Tο προφίλ μιας δέσμης Η κατανομή μιας δόσης κατά μήκος του κεντρικού άξονα της δέσμης δίνει μόνο μέρος των πληροφοριών που απαιτούνται για την ακριβή περιγραφή της δόσης μέσα στον ασθενή. Η κατανομή της δόσης στις δυο και τρεις διαστάσεις καθορίζεται από το συνδυασμό των δεδομένων της δέσμης στον κεντρικό άξονα με δεδομένα εκτός του άξονα. Στην απλούστερη μορφή, τα εκτός κεντρικού άξονα δεδομένα περιγράφονται στα προφίλ μιας δέσμης, που μετρούνται εγκάρσια στον κεντρικό άξονα της δέσμης σε ένα δεδομένο βάθος στο ομοίωμα του νερού. Στα βάθη της μέτρησης, που είναι συνήθως 5 αλλά ποικίλουν από θεραπευτική μονάδα σε θεραπευτική μονάδα, συμπεριλαμβάνονται υποχρεωτικά το z max και τα 10cm σύμφωνα με τις απαιτήσεις συστημάτων σχεδιασμού θεραπείας. Εικόνα 2.10 Παράδειγμα των χαρακτηριστικών προφίλ που μετρούνται σε διάφορα βάθη στο νερό για δυο μεγέθη πεδίου και για ακτίνες X των 10MV. (Ε.Β.Pogdorsak, 2003) [36]

44 Ο συνδυασμός στοιχείων μιας κατανομής δόσης στον κεντρικό άξονα δέσμης με τα εκτός άξονα δεδομένα παρέχει τις δισδιάστατες και τρισδιάστατες πληροφορίες της κατανομής δόσης. Ο εκτός άξονα λόγος (off-axis ratio (OAR)) ορίζεται συνήθως ως ο λόγος της δόσης σε ένα εκτός άξονα σημείο προς τη δόση στον κεντρικό άξονα της δέσμης στο ίδιο βάθος στο ομοίωμα νερού. Τα προφίλ δέσμης φωτονίων Χ υψηλής ενέργειας αποτελούνται από τρεις ευδιάκριτες περιοχές: την κεντρική περιοχή την παρασκιά την σκιά Η κεντρική περιοχή αντιπροσωπεύει το κεντρικό μέρος του προφίλ που επεκτείνεται από τον κεντρικό άξονα δέσμης μέχρι 80% της δόσης εκατέρωθεν του πεδίου. Το γεωμετρικό μέγεθος του πεδίου ορίζεται συνήθως μεταξύ των οριακών σημείων του 50% της δόσης στο προφίλ. Για τους γραμμικούς επιταχυντές η κεντρική περιοχή του προφίλ επηρεάζεται από την ενέργεια των ηλεκτρονίων που χτυπούν στον στόχο, από τον ατομικό αριθμό του στόχου και του φίλτρου εξομάλυνσης. Στην περιοχή της παρασκιάς παρατηρείται μια γρήγορη μείωση της δόσης γύρω από τα γεωμετρικά όρια ακτινοβόλησης, η οποία είναι σιγμοειδής στη μορφή και επεκτείνεται μέχρι την περιοχή της ουράς της παρασκιάς όπου υπάρχει μια μικρή συνιστώσα δόσης. Η δόση αυτή οφείλεται: α) στην διαπερατότητα του κατευθυντήρα β) στο πεπερασμένο μέγεθος της πηγής (γεωμετρική παρασκιά) γ) στις σκεδαζόμενες ακτίνες Χ από τον ασθενή ή το ομοίωμα νερού Η συνολική παρασκιά αναφέρεται ως φυσική παρασκιά η οποία είναι ένα άθροισμα των τριών μεμονωμένων συνιστωσών και ορίζεται ως η απόσταση σε cm μεταξύ του 20% και του 80% της δόσης στο προφίλ. Η φυσική παρασκιά εξαρτάται από την ενέργεια της δέσμης, το μέγεθος της πηγής, την απόσταση πηγής επιφάνειας, την απόσταση πηγής κατευθυντήρων και το βάθος μέσα στο ομοίωμα νερού. [37]

45 Η παρασκιά είναι η περιοχή έξω από το πεδίο ακτινοβόλησης, που εκτείνεται μακριά από τις άκρες του πεδίου. Η δόση σε αυτή την περιοχή είναι γενικά χαμηλή και οφείλεται στην ακτινοβολία που περνά μέσω του κατευθυντήρα και της θωράκισης της κεφαλής. Υπάρχουν δυο παράμετροι που περιγράφουν την ομοιομορφία του πεδίου: η επιπεδότητα του πεδίου και η συμμετρία του πεδίου. Η επιπεδότητα της δέσμης (beam flatness-f) αξιολογείται με την εύρεση των σημείων μέγιστης και ελάχιστης τιμής δόσης στο προφίλ μέσα στο 80% του πλάτους της δέσμης και έπειτα τη χρησιμοποίηση τη σχέσης: F = 100 D max D min D max +D min (2.13) Οι τυπικές προδιαγραφές των γραμμικών επιταχυντών απαιτούν γενικά να είναι F < 3% όταν μετριέται σε ένα ομοίωμα νερού σε ένα βάθος 10cm και SSD 100cm για το μεγαλύτερο διαθέσιμο μέγεθος πεδίου (συνήθως 40Χ40cm 2 ). Έτσι λοιπόν, η συμφωνία με τις προδιαγραφές ως προς την επιπεδότητα σε ένα βάθος 10cm στο νερό έχει το εξής αποτέλεσμα: καθώς φεύγουμε από τα 10cm η επιπεδότητα χάνεται σε μικρότερα βάθη και όσο πλησιάζουμε το z max έχουμε την εμφάνιση κάποιων χαρακτηριστικών εξογκωμάτων (horns) όπως φαίνεται στην εικόνα Αντιθέτως, σε βάθη μεγαλύτερα των 10cm έχουμε το αντίθετο, δηλαδή αντί για εμφάνιση εξογκωμάτων (horns), η δόση είναι χαμηλότερη. Tο φαινόμενο αυτό οφείλεται στο φίλτρο εξομάλυνσης το οποίο τοποθετείται ώστε να κάνει ομοιόμορφη την δέσμη, όμως σε βάθη που να έχουν κλινική σημασία, δηλαδή περί τα 10cm. Η συμμετρία της δέσμης (beam symmetry S) καθορίζεται συνήθως στο z max που αντιπροσωπεύει το πιο ευαίσθητο βάθος για την αξιολόγηση αυτής της παραμέτρου ομοιομορφίας της δέσμης. Καθορίζονται οι περιοχές των προφίλ σε κάθε πλευρά (αριστερά και δεξιά) από τον κεντρικό άξονα μέχρι το 50% της δόσης και το S υπολογίζεται έπειτα από τη σχέση: S = 100 area left area right area left +area right (2.14) [38]

46 [3] ΦΥΣΙΚΕΣ ΠΑΡΑΜΕΤΡΟΙ ΗΛΕΚΤΡΟΝΙΩΝ 3.1 Εισαγωγή Ένας τυπικός γραμμικός επιταχυντής μπορεί να παράγει δέσμες ηλεκτρονίων διαφορετικών ενεργειών από 4MeV μέχρι 25MeV. Η κάθε δέσμη μπορεί να θεωρηθεί μονοενεργειακή τη στιγμή που διαφεύγει του επιταχυντή. Όταν η δέσμη περνάει διαμέσου του παράθυρου εξόδου του γραμμικού, των θαλάμων ιονισμού των διαφραγμάτων και του αέρα παρατηρούνται τα εξής χαρακτηριστικά: 1. Διευρύνεται το ενεργειακό της φάσμα 2.Παράγονται ακτίνες-χ οι οποίες συνεισφέρουν στην δημιουργία της «ουράς» Bremsstrahlung της καμπύλης δόσης-βάθους και συγχρόνως στην συνολική δόση που λαμβάνει ο ασθενής. 3. Όταν η δέσμη των ηλεκτρονίων έρθει σε επαφή με τον ασθενή έχει μια μέση ενέργεια Ē ο, μικρότερη της ενέργειας που είχε μέσα στον γραμμικό επιταχυντή. 3.2 Ποσοστιαία δόση βάθους (Percentage depth dose-pdd) Ο λόγος της δόσης ενός οποιουδήποτε σημείου πάνω στον κεντρικό άξονα της δέσμης προς την μέγιστη δόση πολλαπλασιασμένη επί 100 είναι η επί τοις εκατό καμπύλη δόσης-βάθους (Percentage Depth-Dose Curve, PDD). Η καμπύλη PDD μετριέται στην απόσταση θεραπείας και εξαρτάται από δύο παράγοντες: α) το πεδίο της δέσμης β) την ενέργεια των ηλεκτρονίων Η γενική μορφή της καμπύλης δόσης-βάθους στον κεντρικό άξονα της δέσμης των ηλεκτρονίων διαφέρει από αυτή των δεσμών φωτονίων όπως φαίνεται στην (Εικόνα 3.1). [39]

47 Εικόνα 3.1: Τυπικές καμπύλες επί τοις εκατό δόσης-βάθους κεντρικού άξονα στο νερό για μέγεθος πεδίου 10 x 10 cm 2 και SSD=100 cm για δέσμες ηλεκτρονίων με ενέργειες 6, 9, 12 και 18 MeV και δέσμες φωτονίων με ενέργειες 6 MV και 15 MV.(E.B. Podgorsak,2003) Η καμπύλη δόσης βάθους του κεντρικού άξονα της δέσμης των ηλεκτρονίων παρουσιάζει μεγαλύτερη επιφανειακή δόση από ότι μια δέσμη φωτονίων, ενώ ακολούθως η δόση κάνει το ανοικοδόμση (build-up) σε ένα συγκεκριμένο βάθος που αναφέρεται σαν z max (electron beam depth-dose maximum). Μετά από αυτό το σημείο η δόση μειώνεται απότομα μέχρι ένα κατώφλι δόσης το οποίο προέρχεται από τη συνεισφορά των ακτίνων-χ που παράγονται λόγω ακτινοβολίας πεδήσεως καθώς η δέσμη αλληλεπιδρά με τα διάφορα μέρη του γραμμικού επιταχυντή και ονομάζεται περιοχή ή «ουρά» Bremsstrahlung (Bremsstrahlung tail). Αυτά τα ποιοτικά χαρακτηριστικά των δεσμών ηλεκτρονίων τους προσδίδουν ένα ξεκάθαρο πλεονέκτημα σε σχέση με τις δέσμες φωτονίων όσον αφορά την χρήση τους σε επιφανειακούς όγκους. Οι ακόλουθες δύο έννοιες του εύρους πρέπει επίσης να οριστούν για τις δέσμες των ηλεκτρονίων: (1) Μέγιστο εύρος (Maximun Range) (2) Πρακτικό εύρος (Practical Range) Το μέγιστο εύρος R max ορίζεται ως το βάθος στο οποίο η προέκταση της «ουράς» της καμπύλης δόσης-βάθους στον κεντρικό άξονα της δέσμης τέμνει το υπόβαθρο Bremsstrahlung, όπως φαίνεται στην Εικόνα 3.2. Είναι το μεγαλύτερο βάθος [40]

48 διείσδυσης των ηλεκτρονίων στο μέσο απορρόφησης. Το μέγιστο εύρος έχει το μειονέκτημα ότι δεν δίνει ένα σαφώς καθορισμένο σημείο μέτρησης. Το πρακτικό εύρος R p ορίζεται ως το βάθος στο οποίο η εφαπτομένη, στο πιο απότομο τμήμα της καμπύλης δόσης βάθους των ηλεκτρονίων τέμνει την προέκταση της γραμμής από την περιοχή Bremsstrahlung, όπως φαίνεται στην Εικόνα 3.2. Τα βάθη R 90 και R 50 ορίζονται ως τα βάθη στην PDD στα οποία οι ποσοστιαίες δόσεις βάθους βάθος πέραν του z max παίρνουν τιμές 90% και 50%, αντίστοιχα. Το βάθος R q ορίζεται ως το βάθος όπου η εφαπτομένη που διέρχεται από το σημείο καμπής της δόση τέμνει το ανώτατο επίπεδο δόσης όπως φαίνεται στην Εικόνα 3.2. Εικόνα 3.2: Τυπική καμπύλη επί τοις εκατό δόσης-βάθους ηλεκτρονίων που παρουσιάζει του ορισμούς για τις ενέργειες των ηλεκτρονικών δεσμών Rq, Rp, Rmax, R50 και R90. (E.B.Podgorsak, 2003). [41]

49 3.3 Περιοχή ανοικοδόμησης (build up region - 0 z z max) Η δόση build-up σε δέσμες ηλεκτρονίων είναι πολύ μικρότερη από εκείνη των δεσμών φωτονίων μεγάλων ενεργειών και δημιουργείται από τις αλληλεπιδράσεις σκέδασης που συμβαίνουν μεταξύ των ηλεκτρονίων με τα άτομα του μέσου. Με την είσοδο στο μέσο (π.χ. νερό), τα μήκη διαδρομής (path lengths) των ηλεκτρονίων είναι σχεδόν παράλληλα. Όσο τα ηλεκτρόνια προχωρούν μέσα στον απορροφητή, τα μήκη διαδρομής τους αποκτούν διαφορετική κλίση σε σχέση με την αρχική τους κατεύθυνση. Το γεγονός αυτό οφείλεται στις πολλαπλές σκεδάσεις, με αποτέλεσμα την αύξηση της πυκνότητας ροής ηλεκτρονίων κατά μήκος του κεντρικού άξονα της δέσμης. Κατά τη διαδικασία της σύγκρουσης μεταξύ των ηλεκτρονίων και των ατομικών ηλεκτρονίων, είναι πιθανό η κινητική ενέργεια που έχουν τα αποσχιζόμενα από το άτομο ηλεκτρόνια να είναι αρκετά μεγάλη (ισχυρή σύγκρουση) έτσι ώστε να προκαλέσουν περαιτέρω ιονισμό. Σε τέτοιες περιπτώσεις, τα ηλεκτρόνια αυτά που αναφέρονται και ως δευτερογενή ηλεκτρόνια ή ακτίνες δέλτα(δ) συμβάλλουν επίσης στην δημιουργία της δόσης. Όπως φαίνεται στην Εικόνα 3.1, η δόση επιφάνειας των δεσμών ηλεκτρονίων (σε εύρος 75 με 95%) είναι πολύ υψηλότερη από τη δόση επιφάνειας για ακτίνες φωτονίων (<30%), και ο ρυθμός με τον οποίο η δόση αυξάνεται από την επιφάνεια στο z max είναι συνεπώς μικρότερος για δέσμες ηλεκτρονίων από ότι για δέσμες φωτονίων. Σε αντίθεση με τις δέσμες φωτονίων, ποσοστιαία δόση στην επιφάνεια για δέσμες ηλεκτρονίων αυξάνεται με την ενέργεια των ηλεκτρονίων. Αυτό μπορεί να εξηγηθεί από τη φύση της σκέδασης ηλεκτρονίων. Στις χαμηλότερες ενέργειες, τα ηλεκτρόνια σκεδάζονται πιο εύκολα και σε μεγαλύτερες γωνίες, γεγονός το οποία οδηγεί στη συσσώρευση της δόσης ταχύτερα και σε μικρότερη απόσταση. Ο λόγος της δόσης της επιφάνειας προς τη μέγιστη δόση είναι, ως εκ τούτου, αυξάνει ανάλογα με την ενέργεια των ηλεκτρονίων Σε αντίθεση με τη συμπεριφορά των δεσμών φωτονίων μεγάλων ενεργειών, το βάθος της μέγιστης δόσης σε δέσμες ηλεκτρονίων, z max, δεν ακολουθεί μια συγκεκριμένη συμπεριφορά με την ενέργεια της δέσμης των ηλεκτρονίων, αλλά είναι αποτέλεσμα του σχεδιασμού των μηχανημάτων και των εξαρτημάτων που χρησιμοποιούνται. [42]

50 Εικόνα 3.3: Επί τοις εκατό δόση-βάθους για δέσμες ηλεκτρονίων διαφόρων ενεργειών (πεδίο 10cm x10cm) που δείχνει την αύξηση της επιφανειακής δόσης με την αύξηση της ενέργειας. (E.B.Podgorsak,2003) 3.4 Κατανομή δόσης πέρα από το z max (z> z max) Η σκέδαση και η συνεχής απώλεια ενέργειας των ηλεκτρονίων είναι οι δύο διαδικασίες που ευθύνονται για την απότομη μείωση στη δόση των ηλεκτρονίων σε βάθος μεγαλύτερο του z max. Η ακτινοβολία πεδήσεως που παράγεται στην κεφαλή του επιταχυντή, στον αέρα μεταξύ του παραθύρου του επιταχυντή και των ασθενών και στο ακτινοβολούμενο μέσο ευθύνεται για την "ουρά" στην καμπύλη δόσης βάθος. Το εύρος των ηλεκτρονίων αυξάνεται με την αύξηση της ενέργειας ηλεκτρονίων. [43]

51 Η κλίση της δόσης των ηλεκτρονίων ορίζεται ως εξής: G = R p R p R q (3.1) Η κλίση της δόσης για χαμηλότερες ενέργειες ηλεκτρονίων είναι εντονότερη από εκείνη για τα υψηλότερης ενέργειας ηλεκτρόνια, επειδή είναι τα χαμηλότερης ενέργειας ηλεκτρόνια σκεδάζονται σε μεγαλύτερες γωνίες από τις αρχικές τους κατευθύνσεις. Εάν χρησιμοποιείται θάλαμος ιονισμού στον καθορισμό των κατανομών δόσης-βάθους για τις δέσμες ηλεκτρονίων, η μετρούμενη κατανομή ιονισμού-δόσης πρέπει να μετατραπεί σε καμπύλη δόσης-βάθους, χρησιμοποιώντας τις κατάλληλες αναλογίες stopping power νερού/αέρα σε βάθη μέσα στο phantom. Όταν η απόσταση μεταξύ του κεντρικού άξονα με τα όρια του πεδίου είναι μεγαλύτερη από το πλάγιο εύρος των σκεδαζόμενων ηλεκτρονίων, υπάρχει πλάγια ισορροπία σκέδασης και η δόση βάθους για μια συγκεκριμένη ενέργεια ηλεκτρονίων θα είναι ουσιαστικά ανεξάρτητη από τις διαστάσεις του πεδίου, όπως φαίνεται στην Εικόνα 3.4 για μεγέθη πεδίου μεγαλύτερα από 10 x 10 cm 2 και ενέργεια δέσμης 20 MeV. Με τη μείωση του μεγέθους του πεδίου ένας αυξανόμενος βαθμός μη ηλεκτρονικής ισορροπίας θα είναι παρών στον κεντρικό άξονα και η δόση βάθους καθώς και παράγοντες παροχής (output factors) θα παρουσιάσουν μεγάλη ευαισθησία με το σχήμα και το μέγεθος του πεδίου, όπως επίσης φαίνεται στην Εικόνα 3.4 για μια δέσμη ηλεκτρονίων 20 MeV και πεδίο μεγέθους μικρότερου από cm 2. [44]

52 Εικόνα 3.4 Καμπύλες ποσοστιαίας δόσης βάθους για διαφορετικά μεγέθη πεδίου για μια δέσμη ηλεκτρονίων 20 MeV από ένα γραμμικό επιταχυντή. Είναι εμφανές σαφώς ότι τα μεγέθη πεδίων μεγαλύτερα από το πρακτικό εύρος της δέσμης ηλεκτρονίων (το Rp είναι περίπου 10cm για την εν λόγω δέσμη ηλεκτρονίων 20 MeV), η καμπύλη PDD παραμένει ουσιαστικά αμετάβλητη. 3.5 Προσδιορισμός της ενέργειας δέσμης ηλεκτρονίων Λόγω της πολυπλοκότητας του φάσματος της, δεν υπάρχει ενιαία ενεργειακή παράμετρος που να χαρακτηρίζει πλήρως την δέσμη των ηλεκτρονίων. Πολλές παράμετροι χρησιμοποιούνται για την περιγραφή της δέσμης ηλεκτρονίων, όπως είναι η «πιο πιθανή ενέργεια» (most probable energy) E p,ο στην επιφάνια του phantom ή του ασθενή, η μέση ενέργεια Ē ο στην επιφάνια του phantom ή του ασθενή και το R 50 το οποίο είναι το βάθος στο οποίο η απορροφώμενη δόση πέφτει στο 50% της μέγιστης δόσης. Η «πιο πιθανή» ενέργεια E p,ο πάνω στην επιφάνεια του phantom σχετίζεται εμπειρικά με το πρακτικό εύρος R p στο νερό ως εξής: 2 E p,0 = R p R p (3.2) όπου η E p,o μετράται σε MeV και το R p σε cm. [45]

53 Η μέση ενέργεια ηλεκτρονίων Ē ο στην επιφάνια του phantom σχετίζεται με το βάθος ημίσιας τιμής (half value depth) ως εξής: Ε 0 = C R 50 (3.3) όπου η σταθερά C=2.33 MeV/cm για το νερό. Το βάθος R 50 μπορεί να βρεθεί μέσω τον καμπυλών των ποσοστιαίων δόσεων βάθους στο σημείο όπου η δόση μειώνεται στο 50% πέραν του σημείου μέγιστης δόσης (z max) 3.6 Βάθος αναφοράς (z ref) Για τον πλήρη καθορισμό της δέσμης των ηλεκτρονίων είναι απαραίτητος ο ορισμός του βάθους αναφοράς (z ref) για τις δέσμες ηλεκτρονίων όλων των ενεργειών. Το βάθος αναφοράς ορίζεται από την εμπειρική σχέση: z ref = 0.6 R (3.4) το βάθος αυτό έχει δειχθεί πως μειώνει τις αποκλίσεις των παραγόντων των θαλάμων ιονισμού, για αυτό το λόγο χρησιμοποιείται ιδιαίτερα για τους parallel plane chambers που χρησιμοποιούνται για τους ελέγχους δοσιμετρίας των ηλεκτρονίων. 3.7 Προφίλ και λόγοι εκτός κεντρικού άξονα (Profiles and off-axis ratios) Ένα τυπικό προφίλ δόσης για μια δέσμη ηλεκτρονίων 6 MeV με ένα πεδίο 25x25cm 2 στο z max παρατίθεται στην εικόνα 3.5. Ο λόγος εκτός κεντρικού άξονα(oar) αφορά τη δόση σε οποιοδήποτε σημείο σε ένα επίπεδο, κάθετο προς την κατεύθυνση της δέσμης, ως προς τη δόση του κεντρικού άξονα σε αυτό το επίπεδο. Η γραφική παράσταση του OAR με την απόσταση από τον κεντρικό άξονα αναφέρεται ως προφίλ δόσης. 3.8 Επιπεδότητα και συμμετρία (Flatness and symmetry) Οι προδιαγραφές για την επιπεδότητα των δεσμών ηλεκτρονίων, σύμφωνα με την, IEC (International Electrotehnical Commision) δίνεται στο z max και αποτελείται από δύο προϋποθέσεις: [46]

54 1. Η απόσταση μεταξύ του 90% επιπέδου της δόσης με τα γεωμετρικά όρια του πεδίου δεν πρέπει να υπερβαίνει τα 10mm κατά μήκος των κυρίων αξόνων και 20mm κατά μήκος των διαγωνίων. 2. μέγιστη τιμή της απορροφούμενης δόσης, οπουδήποτε εντός της περιοχής που οροθετείται από το περίγραμμα της 90% ισοδοσιακής καμπύλης δεν πρέπει να υπερβαίνει το 105% της απορροφώμενης δόσης στον άξονα της δέσμης στο ίδιο βάθος. Οι προδιαγραφές για τη συμμετρία των δεσμών ηλεκτρονίων σύμφωνα με το IEC στο z max είναι ότι στο crοss beam profile δεν πρέπει να αποκλίνει περισσότερο από 2% για κάθε ζεύγος συμμετρικών σημείων σε σχέση με την κεντρική ακτίνα. Εικόνα 3.5 Προφίλ δόσης σε βάθος zmax για μια δέσμη ηλεκτρονίων 12 MeV και μέγεθος πεδίου 25 x 25 cm2. [47]

55 [4] ΈΛΕΓΧΟΙ ΑΠΟΔΟΧΗΣ ΚΑΙ COMMISSIONING 4.1 Εισαγωγή Σε πολλά πεδία της ραδιοθεραπείας, ειδικά στην καλά καθορισμένη φυσική και τεχνική διάσταση μιας ακτινοθεραπευτικής μονάδας, ο όρος εξασφάλιση ποιότητας χρησιμοποιείται συχνά για να συνοψίσει τι κάτωθι διαδικασίες: Την προετοιμασία της μονάδας για σωστή κλινική λειτουργία. Τη διατήρηση της αξιόπιστης λειτουργίας της. Η παρούσα εργασία πραγματεύεται την διαδικασία τη διαδικασία που αφορά στην αρχική προετοιμασία ενός γραμμικού επιταχυντή υψηλών ενεργειών για σωστή κλινική λειτουργία. Η διαδικασία αυτή αποτελείται από δύο επί μέρους τμήματα, τους ελέγχους αποδοχής (acceptance tests) και το τις μετρήσεις που απαιτούνται από το σύστημα σχεδιασμού θεραπείας (commissioning). 4.2 Έλεγχοι Αποδοχής (acceptance tests) Οι έλεγχοι αποδοχής έχουν ως σκοπό την επιβεβαίωση ότι: Πληρούνται οι προδιαγραφές της παραγγελίας της ακτινοθεραπευτικής μονάδας Το περιβάλλον δεν μολύνεται με ακτινοβολία Ο ακτινοθεραπευτικός εξοπλισμός είναι ελεύθερος από ηλεκτρικούς κινδύνους για το προσωπικό και τους ασθενείς. Οι έλεγχοι αποδοχής δύναται να διαχωριστούν σε τρείς επιμέρους κατηγορίες: 1. Έλεγχοι ασφαλείας (safety checks). 2. Μηχανικοί έλεγχοι (mechanical checks). 3. Δοσιμετρικές μετρήσεις Έλεγχοι ασφαλείας Οι έλεγχοι ασφαλείας περιλαμβάνουν τον έλεγχο των εξής : Διακόπτες έκτακτης ανάγκης. Προειδοποιητικά φώτα. [48]

56 Σύστημα παρακολούθησης. Έλεγχος ακτινοβόλας. Διαρροή ακτινοβολίας από την κεφαλή και τον κατευθυντήρα (collimator). Ενώ οι έλεγχοι των 3 πρώτων κατηγοριών είναι απλοί θα πρέπει να δοθεί ιδιαίτερη προσοχή στους 2 τελευταίους καθώς θα πρέπει να γίνει χρήση κατάλληλου δοσιμετρικού εξοπλισμού Έλεγχος ακτινοβολίας Για τον έλεγχο ακτινοβολίας, θα πρέπει να γίνει έλεγχος σε όλους τους χώρους του ακτινοθεραπευτικού τμήματος χρησιμοποιώντας ένα πεδίο μεγίστων δυνατών διαστάσεων και ενέργειας ενώ ταυτόχρονα η δέσμη είναι στραμμένη προς το σημείο εκάστοτε περιοχής ελέγχου. Για τις μετρήσεις αυτές χρησιμοποιείται μετρητής Geiger, η ταχεία ανταπόκριση του όποιου πλεονεκτεί σημαντικά στον άμεσο εντοπισμό περιοχών στις οποίες υπάρχει μέγιστη διαρροή ακτινοβολίας. Εικόνα 4.1 Απεικόνιση μετρητή Geiger-Müller (Google) Επιπλέον για γραμμικούς επιταχυντές υψηλών ενεργειών είναι απαραίτητη η μέτρηση διαρρέουσας ακτινοβολίας νετρονίων η οποία όμως απαιτεί ειδικό εξοπλισμό και για [49]

57 αυτό το λόγο πραγματοποιείται συνήθως από κάποια εγκεκριμένη υπηρεσία (ΕΑΕΕ) και για αυτό το λόγο δεν θα αναλυθεί Διαρροή ακτινοβολίας από την κεφαλή και τον κατευθυντήρα (collimator) Όπως έγινε ήδη γνωστό στο κεφάλαιο που αφορά την περιγραφή των γραμμικών επιταχυντών τα ηλεκτρόνια που επιταχύνονται στον κυματοδηγό κατευθύνονται σε ένα στόχο που βρίσκεται στην κεφαλή του γραμμικού επιταχυντή και παράγεται η δέσμη των ακτίνων Χ. Ο στόχος αυτός περιβάλλεται από θωράκιση και θα πρέπει να ελεγχθεί για τυχόν διαρροές ακτινοβολίας. Το επίπεδο της διαρρέουσας ακτινοβολίας δεν θα πρέπει να ξεπερνά το 0,1% της δόσης στο ισόκεντρο. Αντίστοιχα για τη μέτρηση της διαρροής ακτινοβολίας από τον κατευθυντήρα, αυτή πραγματοποιείται με κλειστά διαφράγματα (collimator jaws) και με τη χρήση ειδικού δοσιμετρικού φιλμ Μηχανικοί έλεγχοι Οι μηχανικοί έλεγχοι περιλαμβάνουν τον έλεγχο των εξής στοιχείων: Άξονας περιστροφής κατευθυντήρα Κίνηση διαφραγμάτων κατευθυντήρα φωτονίων Σύμπτωση φωτεινού πεδίου και πεδίου ακτινοβολίας Άξονας περιστροφής του Gantry Άξονας περιστροφής της κλίνης θεραπείας Ισόκεντρο ακτινοβολίας Δείκτης περιστροφής του Gantry Δείκτης μεγέθους πεδίου κατευθυντήρα Κίνηση κλίνης θεραπείας [50]

58 Άξονας περιστροφής κατευθυντήρα Ο κατευθυντήρας φωτονίων κινείται κυκλικά, συνδεδεμένος στον Gantry. Ο κεντρικός άξονας των πεδίων φωτονίων, ηλεκτρονίων καθώς και του φωτεινού πεδίου θα πρέπει να συμπίπτει με τον άξονα περιστροφής του κατευθυντήρα τα σαγόνια το οποίου θα πρέπει επιπλέον να ανοίγουν συμμετρικά σε σχέση με τον άξονα. Εικόνα.4.2 Απεικόνιση της ράβδου προσαρμοσμένη στον κατευθυντήρα Για την εξακρίβωση της σύμπτωσης των ανωτέρω χρησιμοποιείται μια άκαμπτη ράβδος, η οποία θα πρέπει να καταλήγει σε μια αιχμηρή άκρη και να έχει αρκετά μεγάλο μήκος. Ο Gantry θα πρέπει να είναι τοποθετημένος έτσι ώστε ο άξονας του κατευθυντήρα να είναι κάθετα προς τα κάτω κι έπειτα η άκαμπτη ράβδος συνδέεται στον κατευθυντήρα. Στη συνέχεια, ένα χιλιοστομετρικό χαρτί προσαρμόζεται στην κλίνη θεραπείας, η οποία ανυψώνεται μέχρι να έρθει σε επαφή με την άκρη της ράβδου. Ο κατευθυντήρας περιστρέφεται και η ράβδος διαγράφει μια τροχιά. Η άκρη της ράβδου θα πρέπει να προσαρμοστεί κατάλληλα με σκοπό τη μέγιστη δυνατή ταύτιση της με το κέντρο του σχηματιζόμενης αρχικής τροχιάς. Η ακτίνα της τροχιάς αυτής δεν θα πρέπει να ξεπερνάει το 1 mm. [51]

59 Κίνηση διαφραγμάτων κατευθυντήρα Τα δύο σετ των διαφραγμάτων του κατευθυντήρα θα πρέπει να είναι κάθετα μεταξύ τους. Για το έλεγχο αυτού ο άξονας του gantry περιστρέφεται με σκοπό να επιτευχθεί οριζόντιος προσανατολισμός του άξονα περιστροφής του κατευθυντήρα. Οι δύο πλευρές πρέπει να ολισθαίνουν στην θέση που τους ορίστηκε ηλεκτρονικά χωρίς να ξεπερνούν το όριο των 2mm Σύμπτωση φωτεινού πεδίου και πεδίου ακτινοβολίας Κατά τη θεραπεία, η σωστή ευθυγράμμιση το πεδίου ακτινοβολίας ελέγχεται με τη χρήση του φωτεινού πεδίου. Για το λόγο αυτό η ταύτιση του φωτεινού με το πεδίο ακτινοβολίας πρέπει να ελεγχθεί. Εικόνα 4.3 Σχηματική αναπαράσταση της διάταξης για τη μέτρηση συμφωνίας φωτεινού πεδίου και πεδίου ακτινοβολίας Αρχικά τοποθετείται χιλιοστομετρικό χαρτί στην κλίνη θεραπείας η οποία ανυψώνεται σε βασική ισοκεντρική απόσταση. O Gantry προσανατολίζεται έτσι ώστε ο άξονας περιστροφής του κατευθυντήρα να είναι κατακόρυφα προς τα κάτω. Η θέση του άξονα περιστροφής του κατευθυντήρα υποδεικνύεται σε αυτό το χαρτί. Η προβαλλόμενη εικόνα του σταυρονήματος θα πρέπει να συμπίπτει με τον άξονα περιστροφής του κατευθυντήρα και δεν θα πρέπει να αποκλίνει περισσότερο [52]

60 από 1 mm από το σημείο αυτό καθώς ο κατευθυντήρας περιστρέφεται κατά το πλήρες εύρος της κίνησης του. Στη συνέχεια τοποθετείται ένα ραδιογραφικό φιλμ κάθετα στον άξονα περιστροφής του κατευθυντήρα. Οι άκρες του φωτεινού πεδίου σηματοδοτούνται ανοίγοντας τρύπες σε αυτό με τη χρήση μιας βελόνας, πλαστικές πλάκες τοποθετούνται πάνω στο φιλμ ώστε το φιλμ να βρίσκεται στο βάθος μέγιστης δόσης (z max) και το φιλμ ακτινοβολείται. Το φωτεινό πεδίο θα πρέπει να συμπίπτει με το πεδίο της ακτινοβολίας με μέγιστη απόκλιση τα 2 mm, διαφορετικά ο κεντρικός άξονας του πεδίου ακτινοβολίας δεν είναι ευθυγραμμισμένος με το άξονα περιστροφής του κατευθυντήρα Άξονας περιστροφής του Gantry Όπως συμβαίνει με τον άξονα περιστροφής του κατευθυντήρα έτσι και ο άξονας περιστροφής του Gantry είναι ένας σημαντικός παράγοντας και απαιτείται ο προσεκτικός προσδιορισμός του. Ο άξονας περιστροφής του Gantry μπορεί να βρεθεί με τη χρήση μιας άκαμπτης ράβδου ευθυγραμμισμένη κατά μήκος του άξονα περιστροφής του κατευθυντήρα, η άκρη της οποίας είναι προσαρμοσμένη στην βασική ισοκεντρική απόσταση. Μια δεύτερη άκαμπτη ράβδος με μύτη μικρής διαμέτρου, στερεωμένη στην κλίνη θεραπείας, χρησιμοποιείται για τον προσδιορισμό του πρωταρχικού ισομετρικού σημείου (preliminary isocenter point). [53]

61 Εικόνα 4.4 Σχηματική αναπαράσταση της διάταξης για τη μέτρηση του άξονα συμμετρίας του Gantry Άξονας περιστροφής κλίνης θεραπείας Ο άξονας περιστροφής της κλίνης θεραπείας μπορεί να βρεθεί παρατηρώντας και σημειώνοντας την κίνηση εικόνας σταυρονήματος σε ένα χαρτί γραφήματος, ενώ ο άξονα περιστροφής του gantry και του κατευθυντήρα είναι προσανατολισμένος κάθετα προς τα κάτω. Η εικόνα του σταυρονήματος θα πρέπει να διαγράφει τόξο με ακτίνα μικρότερη του 1 mm Ισόκεντρο ακτινοβολίας Το ισόκεντρο της ακτινοβολίας καθορίζεται πρωταρχικά από την διασταύρωση των τριών αξόνων περιστροφής, του gantry, του κατευθυντήρα και της κλίνης θεραπείας. Στην πραγματικότητα δεν διασταυρώνονται στο ίδιο σημείο αλλά εντός μίας σφαίρας, η ακτίνα της οποία καθορίζει την αβεβαιότητα του ισοκέντρου. Η τοποθεσία και η διάσταση του ισοκέντρου ακτινοβολίας μπορεί να καθοριστεί με τη χρήση ενός φιλμ χρησιμοποιώντας την μέθοδο "starshot" [54]

62 Εικόνα 4.5 Τεχνική starshot σε δοσιμετρικό φιλμ Δείκτης περιστροφής του Gantry Η ακρίβεια των ενδείξεων γωνίας του gantry μπορεί να καθοριστεί με τη χρήση ενός spirit level ( αλφάδι) Σε κάθε μία από τις βασικές γωνίες (0, 90, 180, 270 ) θα πρέπει να υπάρχει σύμπτωση μεταξύ των ψηφιακών και των μηχανικών ενδείξεων με απόκλιση μικρότερη της Κίνηση κλίνης θεραπείας Η κάθετη κίνηση μπορεί να ελεγχθεί τοποθετώντας ένα χιλιοστομετρικό χαρτί στην κλίνη θεραπείας με τον άξονα περιστροφής του gantry και του κατευθυντήρα τοποθετημένους κατακόρυφα προς τα κάτω. Σημειώνουμε τη θέση της εικόνας του σταυρονήματος στο χαρτί. Στη συνέχεια μετακινούμε την κλίνη θεραπείας σε όλο το εύρος της κάθετης κίνησης της. Κατά τη διαδικασία αυτή η εικόνα του σταυρονήματος δεν θα πρέπει να αποκλίνει από το αρχικό σημάδι. Η οριζόντια κίνηση μπορεί να ελεγχθεί με την ίδια μέθοδο, τοποθετώντας τον άξονα περιστροφής του gantry και του κατευθυντήρα σε ένα οριζόντιο επίπεδο. [55]

63 4.2.3 Δοσιμετρικοί έλεγχοι Μετά την πραγματοποίηση των μηχανικών ελέγχων ακολουθούν οι δοσιμετρικοί έλεγχοι οι οποίοι περιλαμβάνουν: Ενέργεια φωτονίων Ομοιομορφία δέσμης φωτονίων Παρασκιά φωτονίων Ενέργεια ηλεκτρονίων Ομοιομορφία δέσμης ηλεκτρονίων Παρασκιά ηλεκτρονίων Monitor characteristics Απόλυτη δοσιμετρία Ενέργεια φωτονίων Ο προσδιορισμός της ενέργειας μιας δέσμης ακτίνων Χ συνήθως καθορίζεται στα πλαίσια της ποσοστιαίας δόσης βάθους (PDD) του κεντρικού άξονα. Τυπικοί προσδιορισμοί της προκύπτουν από την τιμή της επί της εκατό δόσης βάθους για απόσταση πηγήςεπιφάνειας (SSD) 100 cm,για ένα πεδίο διαστάσεων 10x10 cm 2 και σε βάθος 10 cm μέσα στο water phantom. Οι μετρήσεις πραγματοποιούνται με ένα μικρό θάλαμο ιονισμού. Στη συνέχεια η τιμή αυτή συγκρίνεται με τιμές που δίνονται από το British Journal of Radiology Supplement 25 για τον καθορισμό της βασικής (nominal) ενέργειας την δέσμης φωτονίων. [56]

64 Εικόνα 4.6 Καμπύλη ποσοστιαίας δόσης βάθους για δέσμη φωτονίων (ΙΑΕΑ) Ομοιομορφία δέσμης φωτονίων Η ομοιομορφία μια δέσμης φωτονίων μπορεί να προσδιοριστεί στα πλαίσια εγκάρσιων προφίλ δεσμών (transverse beam profiles). Κατά τη διαδικασία αυτή προσδιορίζονται η επιπεδότητα (flatness) και η συμμετρία (symmetry) της δέσμης στο κεντρικό 80% του προφίλ της δέσμης για βάθος 10 cm στο water phantom. Επιπλέον, η ομοιομορφία της δέσμης θα πρέπει να προσδιοριστεί στο βάθος μέγιστης δόσης (z max). H επιπεδότητα που αποκτάται από το προφίλ σε βάθος 10 cm προκύπτει από τη σχέση 2.13 : F = 100 D max D min D max +D min (2.13) [57]

65 Εικόνα 4.7 εγκάρσιο προφίλ δέσμης φωτονίων στο οποίο διαφένονται οι Dmin και Dmax που χρησιμοποιούνται για την μελέτη επιπεδότητας της δέσμης(ιαεα) Η συμμετρία της δέσμης που αποκτάται από το προφίλ στο βάθος μέγιστης δόσης προκύπτει από τη σχέση : S = 100 area left area right area left +area right (2.14) Εικόνα 4.8 Μελέτη συμμετρίας από προφίλ δέσμης φωτονίων [58]

66 Παρασκιά φωτονίων Η παρασκιά φωτονίων τυπικά ορίζεται ως η απόσταση μεταξύ των σημείων δόσης του 80% και του 20% σε ένα εγκάρσιο προφίλ δέσμης που μετρήθηκαν στο water phantom σε βάθος 10 cm. Εικόνα 4.9 Απεικόνιση εύρεσης παρασκιάς για δέσμη φωτονίων Ενέργεια ηλεκτρονίων Η ενέργεια ηλεκτρονίων καθορίζεται από μετρήσεις πρακτικής ακτίνας σε ένα water phantom. Η πιο πιθανή ενέργεια στην επιφάνεια του phantom Ε p,0 μπορεί να καθοριστεί με μετρήσεις της πρακτικής ακτίνας ( R p) σύμφωνα με την σχέση 3.2: Ε p,0 = R 2 p R p (3.2) [59]

67 Εικόνα 4.10 Καμπύλη ποσοστιαίας δόσης βάθους (ΙΑΕΑ) Άλλη μια ενέργεια που χρειαζόμαστε κατά το έλεγχο αποδοχής είναι η μέση ενέργεια στην επιφάνεια του phantom και η οποία αναλύθηκε επαρκώς στο κεφάλαιο που αφορά τις φυσικές παραμέτρους των ηλεκτρονίων. Τέλος θα πρέπει να αναφέρουμε πως παρά το γεγονός, ότι οι κατασκευαστές των γραμμικών επιταχυντών καθορίζουν βασικές ενέργειες, η μέτρηση των επί τοις εκατό δόσης βάθους είναι τα μεγέθη με ουσιαστική κλινική σημασία Ομοιομορφία δέσμης ηλεκτρονίων και παρασκιά Τα μεγέθη αυτά έχουν τα ίδια χαρακτηριστικά με τα αντίστοιχα των φωτονίων και ακολουθείται η ίδια διαδικασία Χαρακτηριστικά Μετρητικού Συστήματος (Monitor characteristics) To ποσό ακτινοβολίας που αποδίδεται από ένα γραμμικό επιταχυντή, καθορίζεται από τη ρύθμισης μιας ΜU συσκευής της ακτινοθεραπευτικής μονάδας. Η συσκευή αποτελείται ένα θάλαμο ιονισμού που παρακολουθεί το σύνολο της δέσμης θεραπείας. Η γραμμικότητα της MU συσκευής δύναται να διαπιστωθεί με την τοποθέτηση ενός θαλάμου ιονισμού σε συγκεκριμένο βάθος στο phantom και την καταγραφή του [60]

68 ιονισμού (ionization) που συλλέχθηκε κατά τη διάρκεια ακτινοβολιών για διαφορετικές ρυθμίσεις των MU. Στη συνέχεια τα δεδομένα μπορούν να τοποθετηθούν στο άξονα y ενώ οι τιμές των MU στον άξονα x και αναμένεται να σχηματίσουν μια ευθεία γραμμή που θα υποδηλώνει τη γραμμική ανταπόκριση της συσκευής των MU. Εικόνα 4.11 έλεγχος γραμμικότητας του moniter system (IAEA) Μια ευθεία μετατοπισμένη προς τα πάνω παράλληλα με μια που περνάει από την αρχή των αξόνων, και είναι η επιθυμητή μορφή γραμμικότητας που θέλουμε, καταδεικνύει πως αποδίδεται περισσότερη ακτινοβολία από ότι δείχνει η ρύθμιση των MU. Παρόμοια μια ευθεία μετατοπισμένη προς τα κάτω παράλληλα με μία που περνάει από την αρχή των αξόνων αποδίδεται λιγότερη ακτινοβολία από ότι δείχνει η ρύθμιση των MU. Εικόνα 4.12 περίπτωση θετικής η αρνητικής καταγραφής (άξονας χ-μu, άξονας y-gy) [61]

69 Απόλυτη δοσιμετρία φωτονίων και ηλεκτρονίων Κατά την προετοιμασία του γραμμικού επιταχυντή είναι απαραίτητο να βρεθεί η απόλυτη δόση του συστήματος μας. Η απόλυτη δοσιμετρία συμβάλει στην ταύτιση της δόσης σε Gy με τα MU που χρησιμοποιούνται από τη συσκευή ελέγχου του γραμμικού επιταχυντή. Ο υπολογισμός της δόσης γίνεται με τη σχέση: D w,q = M Q N D,w,Q0 K QQ0 (4.1) Όπου: Μ Q: Η μέτρηση διορθωμένη για πίεση, θερμοκρασία, πολικότητα και επανασύνδεση ιόντων. N D,w,Qo: Ο συντελεστής βαθμονόμησης δοσιμέτρου. Κ QQ0: Σταθερά διόρθωσης του θαλάμου για την ποιότητα της δέσμης. Για τις μετρήσεις απόλυτης δοσιμετρίας χρησιμοποιήθηκε ειδικού τύπου ηλεκτρόμετρο στο οποίο εισήγαμε τις εκάστοτε συνθήκες της αίθουσας θεραπείας και αυτόματα πραγματοποιούσε τις απαραίτητες διορθώσεις δίνοντας μας την τιμή της Μ Q. Ο συντελεστής βαθμονόμησης του δοσιμέτρου υπολογίζεται και παρέχεται από την εταιρία κατασκευής του. Είναι ιδιαίτερα σημαντικό ο δοσιμετρικός εξοπλισμός να αποστέλλεται ανά τακτά χρονικά διαστήματα για εκ νέου βαθμονόμηση από την παρασκευάστρια εταιρία. Τέλος, η σταθερά διόρθωσης του θαλάμου ιονισμού για την ποιότητα της δέσμης απαιτεί τη γνώση του TPR 20,10. Μετά τον υπολογισμό του αναζητούμε την τιμή του Κ Q στους πίνακες που παρατίθενται από το πρωτόκολλο TRS-398 της ΙΑΕΑ. [62]

70 4.3 Commissioning Μετά την ολοκλήρωση του ελέγχου αποδοχής θα πρέπει να διενεργηθεί χαρακτηρισμός της απόδοσης του εξοπλισμού σε όλο το εύρος των πιθανών λειτουργιών του. Η διαδικασία αυτή είναι γνωστή ως commissioning. Πρακτικά το commissioning του γραμμικού επιταχυντή είναι η προετοιμασία πρωτοκόλλων, διαδικασιών, οδηγιών και δεδομένων για κλινική λειτουργία. Θα πρέπει να ληφθούν όλα τα απαραίτητα δεδομένα δέσμης που απαιτούνται για θεραπεία, τα οποία στη συνέχεια θα εισαχθούν στο σύστημα σχεδιασμού θεραπείας (ΤPS). Τέλος, θα πρέπει αναφερθεί το γεγονός ότι οι ζητούμενες μετρήσεις για το commissioning διαφέρουν ανάλογα με τις οδηγίες του κατασκευαστή της θεραπευτικής μονάδας. Στη θεραπευτική μονάδα που μελετήθηκε (Siemens, Oncor, 3D Impression) δεν ήταν απαιτούμενη η πραγματοποίηση του commissioning για ηλεκτρόνια και για το λόγο αυτό δεν θα αναλυθεί Ποσοστιαίες δόσεις βάθους κεντρικού άξονα Οι πρώτες μετρήσεις που πραγματοποιούνται κατά το commissioning ενός γραμμικού επιταχυντή είναι οι ποσοστιαίες δόσεις βάθους (PDDs) του κεντρικού άξονα. Για την λήψη τους, η επιφάνεια του water phantom τοποθετείται στη βασική (nominal) απόσταση πηγής επιφάνειας ( SSD τεχνική ) ή στο ισόκεντρο (ισοκεντρική τεχνική SAD). To κάθετο βάθος του θαλάμου ιονισμού στο water phantom καθορίζεται με τη μέτρηση από το κάτω μέρος του μηνίσκου της επιφάνειας του νερού μέχρι το κέντρο του θαλάμου. Οι μετρήσεις των ποσοστιαίων δόσεων βάθους γίνονται για πεδία διάφορων διαστάσεων, ξεκινώντας από πεδίο διαστάσεων 4x4 cm 2 φτάνοντας μέχρι το πεδίο των 40x40 cm 2. Οι μετρήσεις τους θα πρέπει να φτάνουν το βάθος των 30 με 40 cm. Για πεδία μικρότερα των 4x4 cm 2 απαιτείται ιδιαίτερη προσοχή. Λόγω έλλειψης πλευρικής ηλεκτρονικής ισορροπίας (lateral electronic equilibrium) και φαινομένων παρασκιάς (penumbral effects) για μεγέθη πεδίων ιονισμού μικρότερα των 4 4 cm 2,η μετρούμενη δόση ποικίλει σημαντικά κατά μήκος του θαλάμου. Στην παρούσα μελέτη χρησιμοποιήθηκαν πεδία με διαστάσεις από 3x3 cm 2 μέχρι 40x40 cm 2 και με μέγιστο βάθος τα 31 cm για τα φωτόνια. Πολλές μετρήσεις της ποσοστιαίας δόσης βάθους για δέσμες φωτονίων εμφανίζουν μετατόπιση της z max ( βάθος μέγιστης δόσης) προς την επιφάνεια καθώς προχωράμε σε μετρήσεις για πεδία μεγαλύτερων διαστάσεων. Το φαινόμενο αυτό οφείλεται στον [63]

71 αυξημένο αριθμό δευτερογενών ηλεκτρονίων και φωτονίων, τα οποία προέρχονται από την αυξανόμενη επιφάνεια των διαφραγμάτων του κατευθυντήρα ( collimator jaws ) και του φίλτρου εξομάλυνσης δέσμης ( flattening filter) και έχουν μικρότερη ενέργεια από τα πρωτογενή φωτόνια Παράγοντες πεδίου (output factors) Η απόδοση της ακτινοβολίας (radiation output) σε cgy/mu για ένα γραμμικό επιταχυντή αυξάνεται με την αύξηση του διαστάσεων του πεδίου ή του ανοίγματος του κατευθυντήρα. Ο προσδιορισμός της μπορεί να πραγματοποιηθεί με μέτρηση στο βάθος μέγιστης δόσης (z max) για κάθε μέγεθος πεδίου. Εναλλακτικά, η αύξηση αυτή μπορεί να μετρηθεί σε ένα καθορισμένο βάθος για κάθε πεδίο και στη συνέχεια χρησιμοποιώντας τις κατάλληλές τιμές της ποσοστιαίας δόσης βάθους να προσδιοριστεί για το βάθος μέγιστης δόσης. H αυξανόμενη απόδοση θα πρέπει να κανονικοποιηθεί στο πεδίο βαθμονόμησης το οποίο είναι τυπικά το πεδίο διαστάσεων 10x10 cm 2. Οι προκύπτουσες αναλογίες (ratios) αναφέρονται ως output factors ( ή παράγοντες σχετικής δόσης (RDFs) ή παράγοντες απόλυτου σκεδασμού (total scatter factors)). Συχνά ο παράγοντας ακτινοβολίας (Radiation output) δίνεται ως ένας σχετικός παράγοντας, ο οποίος αναφέρεται ως παράγοντας απόδοσης του μηχανήματος (machine output factor- OF) και ο οποίος ορίζεται ως : OF = RDF = D p(z max,a,ssd,e) D p (z max,10,ssd,e) (4.2) Εικόνα 4.13 γεωμετρική αναπαράσταση μέτρησης του παράγοντα πεδίου (Ε.Β.Podgorsak,2003) [64]