Δοσιμετρία Μικρών Πεδίων

Transcript

1 Τμήμα Ιατρικής φυσικής Πανεπιστήμιο Πατρών Ελλάδα, Πάτρα, 23 Δοσιμετρία Μικρών Πεδίων Αναστάσης Βασιλάκης Απόφοιτος Φυσικού Πανεπιστήμιου Πατρών. Επιβλέπουσα καθηγήτρια: Θεοδώρου Κυριακή Αναπληρώτρια Καθηγήτρια Ιατρικής Φυσικής. Τμήμα Ιατρικής, Πανεπιστήμιο Θεσσαλίας.

2 ΕΠΙΒΛΕΠΟΥΣΑ ΚΑΘΗΓΗΤΡΙΑ : Θεοδώρου Κυριακή, Αναπληρώτρια Καθηγήτρια Ιατρικής Φυσικής, Παν/μιο Θεσσαλίας. ΜΕΛΗ ΤΡΙΜΕΛΟΥΣ ΕΞΕΤΑΣΤΙΚΗΣ ΕΠΙΤΡΟΠΗΣ:. Θεοδώρου Κυριακή, Αναπληρώτρια Καθηγήτρια, Πανεπιστήμιο Θεσσαλίας. 2. Παναγιώτακης Γεώργιος, Καθηγητής Ιατρικής Φυσικής, Πανεπιστήμιο Πατρών. 3.Κάππας Κωνσταντίνος, Καθηγητής Ιατρικής Φυσικής, Πανεπιστήμιο Θεσσαλίας [2]

3 Πίνακας περιεχομένων ΕΥΧΑΡΙΣΤΙΕΣ :... 4 ΠΕΡΙΛΗΨΗ:... 6 ΚΕΦΑΛΑΙΟ : ΑΚΤΙΝΟΘΕΡΑΠΕΙΑ ΚΑΙ ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΑ ΑΚΤΙΝΟΘΕΡΑΠΕΙΑ ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΑ... 9 ΚΕΦΑΛΑΙΟ 2: ΑΚΤΙΝΟΘΕΡΑΠΕΙΑ ΜΙΚΡΩΝ ΠΕΔΙΩΝ ΤΙ ΕΙΝΑΙ ΜΙΚΡΟ ΠΕΔΙΟ ΚΑΙ ΤΙ ΟΧΙ ΠΡΟΒΛΗΜΑΤΑ ΠΟΥ ΕΙΣΑΓΟΝΤΑΙ ΣΤΗΝ ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΑ ΜΙΚΡΩΝ ΠΕΔΙΩΝ Lateral Charged Particle Equilibrium Είδος και Μέγεθος Ανιχνευτή Φαινομενικό Μέγεθος της Πηγής Προβλήματα Υπολογιστικά... 2 ΚΕΦΑΛΑΙΟ 3: ΥΛΙΚΑ ΚΑΙ ΜΕΘΟΔΟΛΟΓΙΑ ΥΛΙΚΑ Γραμμικός επιταχυντής Θάλαμοι Ιονισμού Ηλεκτρόμετρο Ομοίωμα νερού (water phantom) Το λογισμικό Me.phys.to. (Medical Physics Tool) Σύστημα Σχεδιασμού Πλάνων Θεραπείας ΜΕΘΟΔΟΛΟΓΙΑ Λήψη πειραματικών δεδομένων Επεξεργασία δεδομένων γ Κριτήριο ΚΕΦΑΛΑΙΟ 4 : ΑΠΟΤΕΛΕΣΜΑΤΑ ΚΑΙ ΑΝΑΛΥΣΗ ΑΠΟΤΕΛΕΣΜΑΤΑ Αποτελέσματα Mephysto Αποτελέσματα Master Plan Αποτελέσματα Απόλυτης Δοσιμετρίας-Output Factors ΑΝΑΛΥΣΗ ΑΠΟΤΕΛΕΣΜΑΤΩΝ Σύγκριση αρχικών aαποτελεσμάτων Master Plan - Mephysto ΝΕΑ ΑΠΟΤΕΛΕΣΜΑΤΑ Νέα Αποτελέσματα Απόλυτης Δοσιμετρίας Σύγκριση νέων aαποτελεσμάτων Master Plan - Mephysto ΚΛΙΝΙΚΗ ΕΦΑΡΜΟΓΗ... 8 ΚΕΦΑΛΑΙΟ 5 : ΣΥΜΠΕΡΑΣΜΑΤΑ ΒΙΒΛΙΟΓΡΑΦΙΑ:... 9 [3]

4 Ευχαριστίες : Η παρούσα διπλωματική εργασία είναι το αποτέλεσμα της δραστηριότητας μου στο Τμήμα Ιατρικής του Πανεπιστημίου Πατρών και στο Πανεπιστημιακό Γενικό Νοσοκομείο Πατρών ΠΓΝΠ στο Ρίο διάρκειας δύο ετών. Θα ήθελα να ευχαριστήσω την επιβλέπουσα αναπληρώτρια καθηγήτρια μου Κική Θεοδώρου για τη καθοδήγηση της καθ 'όλη τη διάρκεια αυτής της διπλωματικής. Αισθάνομαι πολύ ευγνώμων και μεγάλο σεβασμό για τον Σπύρο Παπαθεοδώρου καθώς και την Ζέτα Μαλαταρά για όλη τη βοήθεια που μου έδωσαν, την εμπιστοσύνη που έδειξαν, την προθυμία τους να με βοηθήσουν καθώς και την υπομονή τους να με ανεχτούν με όλες τις ιδιοτροπίες μου. ΕΥΧΑΡΙΣΤΩ. Θα ήθελα ακόμη να ευχαριστήσω τους καθηγητές Γ. Παναγιώτακη και Κ. Κάππα που δέχτηκαν την πρόσκληση να συμμετάσχουν στην εξεταστική επιτροπή μου. Ακόμη θα ήθελα να ευχαριστήσω τους καλούς μου φίλους Θεοδόσιο Καραμάνο και Γιώργο Δαγλαρίδη για την υποστήριξη τους και τις συμβουλές τους για την παρουσίαση του κειμένου. Τέλος, θα ήθελα να εκφράσω τη βαθύτατη ευγνωμοσύνη μου στους γονείς μου γιατί είναι πάντα εκεί όταν τους χρειάζομαι έτοιμοι να προσφέρουν την υποστήριξή τους. [4]

5 [5] Αφιερωμένο στην οικογένεια μου και ιδιαίτερα στην Μητέρα μου

6 Περίληψη: Στόχος τη ακτινοθεραπείας είναι η χορήγηση της θεραπευτικής δόσης με τη μέγιστη δυνατή ακρίβεια. Αυτό συνεπάγεται τον σωστό καθορισμό της ακτινοβολούμενης περιοχής καθώς και την ακριβή εναπόθεση της δόσης. Αυτή η διπλωματική εργασία ασχολείται με την προσπάθεια για ακριβή υπολογισμό και εναπόθεση της δόσης για πεδία ακτινοβόλησης τα όποια είναι μικρότερα από 5x5cm. Όταν το μέγεθος του πεδίου μικρύνει τότε η μέτρηση και ο υπολογισμός της δόσης με κλασικές μεθόδους δε είναι πλέον ακριβείς καθώς παράγοντες όπως η πλευρική ηλεκτρονική ισορροπία, το μέγεθος και είδος του ανιχνευτή καθώς και το μέγεθος της πηγής που είναι ορατό από κάθε σημείο, πρέπει να ληφθούν υπόψη. Στη παρούσα εργασία χρησιμοποιήθηκε το λογισμικό Mephysto για να μετρήσουμε την πραγματική δόση που δίνει ο γραμμικός επιταχυντής της εταιρείας ELEKTA σε δέσμες φωτονίων ενέργειας 6 ΜV χρησιμοποιώντας έναν ανιχνευτή Pin Point της εταιρείας PTW. Στη συνέχεια συγκρίθηκαν αυτά τα αποτελέσματα (προφίλ δόσης, κατά βάθος δόση PDD) με τα αποτελέσματα που δοθήκαν από το υπολογιστικό σύστημα σχεδιασμού θεραπειών (Treatment Planning System) Oncentra Master Plan της εταιρείας Nucletron. Παρατηρήθηκε απόκλιση μεταξύ αυτών των δυο μεθόδων ελαφρώς μικρότερη του 3%. Αυτή η απόκλιση οφείλεται στο ότι ο εικονικός γραμμικός επιταχυντής που έχει δημιουργηθεί στο σύστημα Oncentra Master Plan για τον υπολογισμό της δόσης, δημιουργήθηκε ώστε να αποδίδει πλησιέστερα αποτελέσματα σε αυτά του ELEKTA για πεδία ακτινοβόλησης που έχουν μεγάλη κλινική χρήση (5 έως 5 cm αν διάσταση). Όταν όμως τα πεδία μικρύνουν (κάτω από 5cm αν διάσταση) τότε έχουμε απόκλιση από της πραγματικές τιμές. Αλλάζοντας το φαινομενικό μέγεθος της πηγής στο Oncentra Master Plan καταφέραμε να φέρουμε τους υπολογισμούς από το Oncentra Master Plan πάρα πολύ κοντά στις μετρήσεις του Mephysto. Δημιουργήθηκε έτσι ένα νέο εικονικό μηχάνημα στη βάση δεδομένων του Oncentra Master Plan με το όνομα Sli Patras SRS, οι παράμετροι του οποίου (φαινομενικό μέγεθος πηγής) έχουν βελτιστοποιηθεί για ακριβέστερους υπολογισμούς δόσης για μικρά πεδία. Με αυτό το μηχάνημα καταφέρθηκε ακριβέστερος υπολογισμός της δόσης, με αποκλίσεις μικρότερες από.5%, για μικρά πεδία, σε σύγκριση με το προηγούμενο μηχάνημα Sli Patra. Το νέο αυτό μηχάνημα επιτρέπει ακριβέστερους υπολογισμούς για μικρά πεδία και έχει πλέον υιοθετηθεί και χρησιμοποιείται στην κλινική ρουτίνα στο Π.Γ.Ν. Πατρών. [6]

7 Κεφαλαίο : Ακτινοθεραπεία Και Δοσιμετρία. Ακτινοθεραπεία Ακτινοθεραπεία είναι η κλινική ογκολογική ειδικότητα αντιμετώπισης του καρκίνου με χρήση της ιονίζουσας ακτινοβολίας. H χρήση της απαιτεί τη γνώση των διαφόρων μορφών ακτινοβολίας και της δράσης τους πάνω στην ύλη. Η δράση της ακτινοβολίας στην αντιμετώπιση του καρκίνου διαπιστώθηκε αμέσως μετά την ανακάλυψη του Ράδιου το 898. Η πρώτη επιτυχής θεραπεία ασθενούς με ακτινοβολία ανακοινώθηκε το 899, με αποτέλεσμα να αρχίσει η ανάπτυξη της. Από το 932 εφαρμόζεται ακτινοθεραπεία εξωτερικής δέσμης με ακτίνες Χ. Η ακτινοθεραπεία κατέχει σημαντική θέση στην αντιμετώπιση του καρκίνου. Στη φαρέτρα της έχει εκτός από το γνωστό σε όλους κοβάλτιο, που ήταν για χρόνια το κύριο όπλο της, τους γραμμικούς επιταχυντές και τις ραδιενεργές πήγες όπως το ράδιο 226, το καίσιο 37, το χρυσό 98, το ιρίδιο 92, το ιρίδιο 25 κ.α. Η ακτινοθεραπεία είναι πολλές φορές η κύρια θεραπευτική μέθοδος που εφαρμόζεται σε διαφόρους τύπους καρκίνου, εφόσον είναι εντοπισμένοι σε μία περιοχή του σώματος. Επίσης χρησιμοποιείται ως μέρος της θεραπευτικής αγωγής για την πρόληψη της επανεμφάνισης του όγκου μετά από χειρουργική επέμβαση. Αρχή της ακτινοθεραπείας είναι η χορήγηση υψηλής δόσης ακτινοβολίας στον κακοήθη όγκο και ταυτόχρονα η προστασία των υγιών δομών που περιβάλουν την ακτινοβολουμένη περιοχή. Είναι σύνηθες η ακτινοβολία να χορηγείται σε ημερήσιες δόσεις το σύνολο των οποίων αποτελεί την ολική θεραπευτική δόση που είναι κατάλληλη για τον κάθε όγκο και η οποία εξαρτάται κυρίως από την ακτινοευαισθησία του όγκου. Στόχος της ακτινοθεραπείας είναι η χορήγηση της θεραπευτικής δόσης ακτινοβολίας με τη μέγιστη δυνατή ακρίβεια. Ανάλογα με τη απόσταση της πηγής της ακτινοβολίας από τον όγκο διακρίνουμε δύο μορφές ακτινοθεραπείας: Την εξωτερική ακτινοθεραπεία. Την εσωτερική ακτινοθεραπεία. [7]

8 Εξωτερική ακτινοθεραπεία (Ε ΑΚΘ): Στη μορφή αυτή η πηγή ακτινοβολίας βρίσκεται μακριά από το σώμα του ασθενούς. Εδώ ανήκει η ακτινοθεραπεία με γραμμικούς επιταχυντές και κοβάλτια. Σκοπός της είναι να ακτινοβοληθεί η πρωτοπαθής κακοήθεια αλλά και να αντιμετωπιστεί η περιφερειακή περιοχή της νόσου, π.χ. των λεμφαδενικών μεταστάσεων. Ο χρόνος ακτινοβόλησης, σε συνδυασμό με το πεδίο και την ενέργεια, καθορίζει τη δόση που θα πάρει ο όγκος. Η δέσμη της ακτινοβολίας όταν εξέρχεται από το μηχάνημα έχει δύο μεταβλητές α) τις διαστάσεις της και β) την ένταση της. Αυτές οι δύο καθορίζουν τον χρόνο έκθεσης στην ακτινοβολία. Ως προς το είδος της, η δέσμη διαμορφώνεται στη μεν ακτινοβολία φωτονίων από το ίδιο το μηχάνημα, στη δε ακτινοβολία με ηλεκτρόνια με πρόσθετους κώνους (στρόγγυλους ή τετράγωνους) διαφόρων διαστάσεων. Η προβολή της δέσμης στο σώμα του ασθενούς αλλά και στο βάθος του όγκου καλείται πεδίο της ακτινοθεραπείας και εκφράζεται σε cm 2. Επίσης καθ όλη τη διάρκεια από την είσοδο της δέσμης στο σώμα του ασθενούς μέχρι και την έξοδο της, η δέσμη διαμορφώνει έναν όγκο ακτινοβολούμενης περιοχής το πεδίο της οποίας δεν είναι ορατό. Η ακτινοβολουμένη περιοχή μπορεί να εντοπιστεί επί του δέρματος του ασθενούς με την βοήθεια του φετινού πεδίου του γραμμικού επιταχυντή. Η δέσμη μπορεί να διαμορφωθεί περαιτέρω ως προς το σχήμα της μέσα στα όρια του αρχικά καθορισμένου πεδίου. Αυτό επιτυγχάνεται με την χρήση μεταλλικών φίλτρων φραγμού της ακτινοβολίας (Block) τα όποια παρεμβάλλονται στη δέσμη ή με τη χρήση ενσωματωμένων μεταλλικών φύλλων στο σύστημα του γραμμικού επιταχυντή (MLC=Multi leaf collimator). Σκοπός της διαμόρφωσης ως προς το σχήμα αλλά και της ενέργειας της δέσμης (6Mv και 8Mv είναι οι επιλογές μας στο ΠΓΝΠ) είναι η ακριβής στόχευση της ακτινοβοληθείσας περιοχής και η ακριβέστερη κατανομή της δόσης σε αυτήν. Αποτέλεσμα της παραπάνω διαδικασίας είναι η προστασία των υγιών ιστών που περιβάλουν τον όγκο και η καταστροφή αυτού. [8]

9 .2 Δοσιμετρια Η Δοσιμετρία ασχολείται με την μέτρηση και τον υπολογισμό μεγεθών που χαρακτηρίζουν την αλληλεπίδραση ιονίζουσας ακτινοβολίας και ύλη. Οι ιονίζουσες ακτινοβολίες περιλαμβάνουν τις ακτινοβολίες α, β και γ, τα νετρόνια καθώς και τη υψηλής ενέργειας ηλεκτρομαγνητική ακτινοβολία (ακτινοβολία Χ). Όταν η ύλη απορροφά ιονίζουσα ακτινοβολία, μπορεί να υποστεί σοβαρές βλάβες, το είδος και ο βαθμός των οποίων εξαρτάται από το είδος και την ενέργεια της ακτινοβολίας καθώς και τις ιδιότητες του υλικού που την απορροφά. Οι βλάβες από ιονήζουσες ακτινοβολίες στους βιολογικούς οργανισμούς οφείλονται κυρίως στον ιονισμό που προκαλούν αυτές σε ουσίες που βρίσκονται μέσα στα κύτταρα. Κυρίαρχο δοσιμετρικό μέγεθος είναι η απορροφούμενη δόση ή δόση σε σημείο (D). Απορροφούμενη δόση είναι το δοσιμετρικό μέγεθος που εκφράζει την ενέργεια που εναποτίθεται από την προσπίπτουσα ακτινοβολία ανά μονάδα μάζας της προσβαλλόμενης ύλης. Έτσι η δόση ορίζεται ως το πηλίκο dε προς dm, όπου dε ( d<ε>) είναι η μέση εναποτιθέμενη ενέργεια σε έναν απειροελάχιστο όγκο dv (που περικλείει το σημείο), και dm η μάζα του όγκου αυτού. Εφόσον είναι μη-στοχαστικό μέγεθος μπορεί να ορισθεί μαθηματικά ως σημειακή συνάρτηση: D=dE/dm. Μονάδα απορροφούμενης δόσης είναι το Gray (Gy) που αντιστοιχεί σε απορροφούμενη ενέργεια Joule/Kg προσβαλλόμενης ύλης. Ο υπολογισμός του dm γίνεται μέσω της πυκνότητας του υλικού (p=m/v) και των διαστάσεων που είναι μετρούμενα μεγέθη. Ο υπολογισμός της δόσης γίνεται έμμεσα από κάποιον ανιχνευτή. Τα κύρια ειδή ανιχνευτών στην κλινική χρήση είναι τα α) Film b) TLD S c) Mosfet d) Ion Champers. Εμείς στο πείραμά μας χρησιμοποιήσαμε θαλάμους ιονισμού, λειτουργιάς των οποίων δίνεται παρακάτω. η αρχή [9]

10 Κεφαλαίο 2: Ακτινοθεραπεία Μικρών Πεδίων Τα πεδία που χρησιμοποιούμε στην ακτινοθεραπεία είναι διαφόρων μεγεθών. Τα συνήθη πεδία κυμαίνονται σε μεγέθη (ανά διάσταση) από 4cm έως 5cm. Μικρά πεδία θεωρούνται τα πεδία με μέγεθος κάτω από 4cm έως και.5cm. Τα μικρά πεδία έχουν ιδιαίτερο ενδιαφέρον λόγω των πολλών τους εφαρμογών, όπως: SRS/SRT : Stereotactic radio surgery/ Stereotactic radiotherapy IMRT : Intensity Modulated Radiotherapy SBRT : Stereotactic Body Radiation Therapy Cyber Knife Gama Knife Το κεφάλαιο αυτό αναφέρεται στην περίπτωση των μικρών πεδίων (κάτω από 5Χ5 cm 2 ), εξωτερικής ακτινοθεραπείας, κατά την όποια έχουμε την πηγή ακτινοβολίας (στην περίπτωση μας τον γραμμικό επιταχυντή) εξωτερικά του ασθενούς και μακριά από το σώμα του. Ιδιαίτερα μελετήθηκε η περίπτωση κατά την οποία τα πεδία ακτινοβολίας είναι διαστάσεων (x, 2x2, 3x3, 4x4, 5x5 cm2) και η ενέργεια του γραμμικού επιταχυντή είναι επίσης σχετικά χαμηλή (6MV). Η ακτινοθεραπεία με ακτινοβολία από μικρά πεδία εφαρμόζεται και στη Ακτινοχειρουργική ή Στερεοστατική Ακτινοθεραπεία Stereotactic Radiation Therapy (SRT) που είναι μια μορφή ακτινοθεραπευτικής αγωγής, μη επεμβατική, η οποία εφαρμόζεται σε πολλές μορφές καρκίνου και άλλες παθήσεις. Ο όρος στερεοστατική αναφέρεται στην ακρίβεια της τοποθέτησης και εκπόνησης της ακτινοβολίας. Ο συγκεκριμένος τρόπος ακτινοθεραπείας μπορεί να χρησιμοποιηθεί ως: Α)Θεραπευτική Θεραπεία. Β)Επικουρική Θεραπεία. Γ)Συμπληρωτική Θεραπεία. Δ)Ανακουφιστική Θεραπεία. [5,6,8]. Εικόνα 2. Εικόνα από μια στερεοστατική θεραπεία. []

11 2. Τι είναι μικρό πεδίο και τι όχι. Ο ορισμός τι είναι μικρό πεδίο στην δοσιμετρία είναι κάτι πολύ υποκειμενικό. Δεν υπάρχει κανένας σαφής ορισμός ως προς το τι συνιστά ένα μικρό πεδίο. Ένα πεδίο μεγέθους μικρότερου των 4 x 4 cm 2 θεωρείται εκτός συμβατικής θεραπείας και έτσι χρειάζεται ιδιαίτερη προσοχή τόσο στην μέτρηση της δόσης όσο και στον υπολογισμό της. Μια πιο επιστημονική προσέγγιση είναι απαραίτητη για να οριστούν τα κριτήρια τα οποία ορίζουν ένα μικρό πεδίο με βάση την ενέργεια της δέσμης και η πυκνότητα του μέσου. Υπάρχουν τρεις "παράγοντες ισορροπίας που καθορίζουν αν ένα πεδίο πρέπει να θεωρείται μικρό ή όχι [4,6,7,8,,3,6,2,22] : Το μέγεθος της πηγής που είναι ορατή από τη θέση του ανιχνευτή. Το μέγεθος του ανιχνευτή που χρησιμοποιείται. Η ακτίνα των ηλεκτρόνιων στο ακτινοβολούμενο μέσο. Εικόνα 2.2 Όπως τα κύματα ορίζουν ποιο πλωτό θεωρείται μεγάλο ή όχι έτσι και στη δοσιμετρία φωτονίων η ακτίνα των ηλεκτρονίων μέσα στο υλικό μέσο, το μέγεθος της πηγής που βλέπει ο ανιχνευτής και το μέγεθος του ανιχνευτή ορίζουν το μέγεθος του πεδίου. []

12 2.2 Προβλήματα Που Εισάγονται Στην Δοσιμετρια Μικρών Πεδίων. Η επιλογή που αναφέρθηκε παραπάνω εισάγει νέες παραμέτρους στο πρόβλημα, οι οποίες πρέπει να ληφθούν υπόψη και να αντιμετωπιστούν, ώστε οι χορηγούμενες δόσεις να είναι οι βέλτιστες κατά την ακτινοθεραπεία του ασθενούς. Τα προβλήματα αυτά μπορούν να χωριστούν σε τέσσερις μεγάλες κατηγορίες [4,6,7,8,,2,3,6,2]: Lateral Charged Particle Equilibrium. Είδος και Μέγεθος Ανιχνευτή. Φαινομενικό Μέγεθος της Πηγής. Υπολογιστικά Προβλήματα 2.2. Lateral Charged Particle Equilibrium. Ισορροπία φορτισμένων σωματιδίων (CPE = Charged Particle Equilibrium), για ένα δεδομένο όγκο, V, επιτυγχάνεται εάν κάθε φορτισμένο σωματίδιο ενός τύπου και μιας ενέργειας που εξέρχεται από τον όγκο αντικαθίσταται από ένα πανομοιότυπο σωματίδιο ίδιας ενέργειας και τύπου που εισέρχεται στο όγκο []. Αν υπάρχει ισορροπία φορτισμένων σωματιδίων CPE, προφανώς, υπάρχει και ισορροπία ακτινοβολίας (RE = Radiation Equilibrium) []. Τα ηλεκτρόνια τα οποία παράγονται στο εσωτερικό ενός όγκου (V) μιας δεδομένης μάζας (m) από δέσμες φωτονίων μεγάλης ενεργείας (MV), διαγράφουν τροχιά μιας σημαντικής εμβελείας η όποια αυξάνεται σε υλικό μέσο χαμηλής πυκνότητας. Σε σύγκριση με το μέγεθος του πεδίου, η ακτίνα της πλευρικής τροχιάς των ηλεκτρονίων είναι η κρίσιμη παράμετρος για να επιτευχθεί CPE, σε σχέση με εκείνη της εμπρόσθιας τροχιάς των ηλεκτρονίων [4,7,9,].Έτσι όταν η πλευρική ακτίνα των ηλεκτρόνιων που δημιουργούνται στο υλικό είναι μικρότερη από το μέγεθος του πεδίου και το ηλεκτρόνιο αποθέτει την ενεργεία του στο εσωτερικό του όγκου/χώρου του πεδίου τότε λεμέ ότι έχει επιταχυνθεί πλευρική ηλεκτρονική ισορροπία (L-CPE = Lateral Charged Particle Equilibrium). [2]

13 Σχήμα 2.3 Η πλευρική εμβέλεια των ηλεκτρόνιων σε σύγκριση με το μέγεθος του πεδίου. Αριστερά βλέπουμε ότι η ενεργεία εναποτίθεται μέσα στον χώρο που καταλαμβάνει το πεδίο ενώ δεξιά όχι γιατί το μέγεθος του πεδίου είναι μικρό. Σχήμα 2.4 Η πλευρική εμβέλεια (range) των ηλεκτρονίων σε σύγκριση με το μέγεθος του πεδίου επηρεάζει τη δόση στο εσωτερικό τμήμα του πεδίου(κόκκινο = υψηλή δόση). [3]

14 Τελος και η ενέργεια που έχει η ακτινοβολία επηρεάζει το κατά πόσον ένα πεδίο είναι σε CPE ή όχι καθώς αν φορτισμένα σωμάτια έχουν μεγάλη ενέργεια θα έχουν και μεγάλη κινητική ενεργεία με αποτέλεσμα να έχουν και μεγάλο εύρος κίνησης έως ότου σταματήσουν. [4,7,9,]. Σχήμα 2.5 Εξάρτηση και από την ενέργεια για CPE. Καθώς η ενέργεια του πεδίου μεγαλώνει βλέπουμε ότι τα όρια του πεδίου γίνονται λιγότερο ευδιάκριτα σε σχέση με το όταν η ενεργεία είναι μικρή. Σχήμα 2.6 Απόκλιση στον λόγο της δόσης ως προς το KERMA καθώς η ενάργεια του ακτινοβολουμένου πεδίου μεγαλώνει. [22] [4]

15 2.2.2 Είδος και Μέγεθος Ανιχνευτή. Το κύριο πρόβλημα που σχετίζεται με τη δοσιμετρία των μικρών πεδίων βρίσκεται στην ίδια την παρουσία του ανιχνευτή ο οποίος παράγει μια διαταραχή που είναι δύσκολο να ποσοτικοποιηθεί με αξιόπιστο τρόπο. Αυτό συμβαίνει επειδή ο ανιχνευτής είναι συνήθως διαφορετικής πυκνότητας και σύστασης από το υλικό του μέσου. Η κύρια πηγή του προβλήματος προέρχεται από τη διατάραξη της ροής των φορτισμένων σωματιδίων, η οποία δεν εξαρτάται μόνο από τη γεωμετρία του ανιχνευτή αλλά επίσης και από το μέσο στο οποίο εκτελείται η μέτρηση, καθώς και από την ενέργεια της δέσμης και το μέγεθος του πεδίου. O όγκος του ανιχνευτή πρέπει να είναι αρκετά μικρός, σε σχέση με το μέγεθος του πεδίου ώστε να μην προκαλούνται μεγάλες διαταραχές ροής (perturbations). Αλλά ταυτόχρονα και αρκετά μεγάλος ώστε να δημιουργεί ένα κάλο αξιόπιστο και ευμετάβλητο (ανάλογα με την ροη των ηλεκτρόνιων) αποτέλεσμα (ρεύμα το οποίο μετριέται από ένα ηλεκτρόμετρο) στην έξοδο του. Σχήμα 2.7 Τα διαφορετικά αποτέλεσμα που έδωσαν ένα εύρος ανιχνευτών για την ιδια μέτρηση [Das et al. Med Phys 35 (28) 26-25].Παρατηρούμε ότι για πεδία άνω τον 5 cm το είδος και το μέγεθος του ανιχνευτή δε παίζουν ρολό καθώς όλα τα αποτελέσματα από όλους σχεδόν τους ανιχνευτές συγκλίνουν. Καθώς όμως το πεδίο μικραίνει το είδος και το μέγεθος του ανιχνευτή παίζει πολύ μεγάλο ρολό στον υπολογισμό της δόσης. Στη παρούσα διπλωματική χρησιμοποιήθηκε ο θάλαμος ιονισμού PTW Pint Point. [5]

16 Σχήμα 2.8 Δείκτες απορροφημένης δόσης από υπολογισμούς Μόντε Κάρλο και από μετρούμενες ένδειξης από διαφόρους ανιχνευτές ως συνάρτηση του μεγέθους του πεδίου για μια δέσμη 6 MV σε βάθος 5, εκατοστά. Doblado et al 27 Phys Med 23 p: Παρατηρούμε ότι οι μετρήσεις που έγιναν με τον θάλαμο ιονισμού PTW Pin Point είναι πολύ κοντά με τα αποτελέσματα των υπολογισμών Monte Carlo για πεδία μεγαλύτερα από X cm 2 Ανιχνευτές μικρού όγκου, σε δέσμες μικρής ενέργειας, και μικρού ρυθμού δόσης είναι αυτό που συνίσταται για τη δοσιμετρία μικρών πεδίων Έχουν γίνει πολλές μελέτες για το είδος και το μέγεθος του ανιχνευτή που θεωρείται καταλληλότερος για την χρήση του στα μικρά πεδία [4,,5,6,8]. Εμείς χρησιμοποιήσαμε έναν pint point ανιχνευτή της PTW Freiburg ο οποίος μπορεί να χρησιμοποιηθεί για πεδία έως.8 x.8 cm 2 [,8]. [6]

17 2.2.3 Φαινομενικό Μέγεθος της Πηγής. Αν θεωρήσουμε ότι η πηγή της ακτινοβολίας δεν είναι σημειακή αλλά πεπερασμένου πλάτους τότε γίνεται σαφές ότι κάτω από ένα ορισμένο μέγεθος πεδίου, ο ανιχνευτής μπορεί να δει μονό ένα μέρος της πηγής μέσα από τα σαγόνια του collimator καθώς μέρος της πηγής καλύπτεται λόγο παρασκιας. Αν μικρύνουμε και άλλο το πεδίο η παρασκιάς αυτή υπερκαλύπτετε λόγο γεωμετρίας (penumbra overlap),(σχήμα 2.). Η μετρούμενη ακτινοβολία πλέον θα είναι χαμηλότερη από ότι θα ήταν αν ολόκληρη η πηγή ήταν ορατή με αποτέλεσμα στα μικρά πεδία παραδοσιακές μέθοδοι για τον προσδιορισμό του μεγέθους του πεδίου με προσδιορισμό του (FWHM) να αποτυγχάνουν (βλέπε σχήμα 2.9) [4,2,6,9]. Σχήμα 2.9 (α) Όταν το μέγεθος είναι πεδίου αρκετά μεγάλο για να δώσει CPE και L-CPE και να προβληθεί πλήρως η πηγή στον ανιχνευτή, τα προφίλ δόσης είναι κανονικά και μπορεί να καθοριστεί που βρίσκεται περίπου το 5% της δόσης αυτής (FWHM) ώστε να οριστεί το μέγεθος του πεδίου. (b) Όταν το μέγεθος του πεδίου είναι της ίδιας τάξης με την πλευρική απόσταση διάχυσης των φορτισμένων σωματιδίων, η παρασκιές από τις αντίθετες πλευρές του πεδίου τομέα επικαλύπτονται, προκαλώντας ένα μικρό λάθος στον υπολογισμό του μεγέθους του πεδίου μέσω του FWHM. (c) Αλλά όταν τα πεδία είναι μικρά, η προκύπτουσα καμπύλη έχει χαμηλότερο μέγιστο και ως εκ τούτου η αξία του μισού της θα ωθείται σε λάθος θέση, με αποτέλεσμα να υπερεκτιμάται το μέγεθος πεδίου [4]. [7]

18 Σχήμα 2. Το μέγεθος της ορατής πηγής σε κανονικά και μικρά πεδία από τη θέση ενός ανιχνευτή. Αν θεωρήσουμε ότι η πηγή δε είναι σημειακή αλλά πεπερασμένη και ότι η ένταση της δίνεται από μια συνάρτηση S(x,y) σε επίπεδο (source plane) τότε ο συντελεστής εξόδου OF (Output Factor ) σε SSD απόσταση ισούται με το ολοκλήρωμα της έντασης της πηγής S(x,y) OF =ʃʃ S(x,y)dxdy (περιοχή που βλέπει η πηγή.) Έχει αποδειχθεί από τους Ding et al. [] ότι η παραγωγή ακτινών μπορεί να επηρεάζεται σημαντικά από το άνοιγμα στα σαγόνια του collimator που χρησιμοποιείται για την επίτευξη των μικρών πεδίων. [8]

19 Αυτό φαίνεται στο σχήμα 2., όπου γίνεται και αναφορά σε δυο προφίλ για πεδία έντασης 6 MV και για μεγέθη.6cm x.6cm και 2.4cm x 2.4cm. Παρατηρούμε ότι καθώς το πεδίο μικραίνει αποκλίνει από τη συμπεριφορά που αναμένουμε να έχει (το προφίλ γίνεται λιγότερο τετράγωνο ). Σχήμα 2. Οι επιδράσεις του μεγέθους της πηγής και της διαμόρφωσης της δέσμης στην έξοδο ενός μικρού πεδίου (a) 6 Χ 6 mm 2 και (b) 24 Χ 24 mm 2.[4] [9]

20 2.2.4 Προβλήματα Υπολογιστικά Ακόμη ένα πρόβλημα που συναντάται στην ακτινοθεραπεία μικρών πεδίων είναι ο υπολογισμός της δόσης, αλλά και άλλων μεγεθών, των οποίων ο υπολογισμός βασίζεται στην θεωρία της κοιλότητας (cavity theory / Bragg - Grey theory 929) [4,8,4,5,2]. Όταν η δόση μετριέται με έναν θάλαμο ιονισμού τότε έχουμε μια κοιλότητα με αέρα μέσα στο μέσο στο οποίο μετράται η δόση. Όταν το μέγεθος της κοιλότητας είναι μικρότερο από την εμβέλεια των φορτισμένων σωματιδίων που παράχθηκαν στο μέσο που ακτινοβολείται, θεωρούμε ότι η κοιλότητα δεν προκαλεί διαταραχή (perturbation) στη ροή των ηλεκτρονίων, σύμφωνα με τη θεωρία της κοιλότητας (cavity theory). Στη περίπτωση που το μέγεθος του πεδίου μειωθεί σημαντικά, η θεωρία της κοιλότητας παύει να ισχύει. Όταν, υπάρχει ηλεκτρονιακή ισορροπία, η θεωρία της κοιλότητας ισχύει και η δόση στο υλικό μέσο υπολογίζεται από τους ακόλουθους τύπους [4]: Εξίσωση Q M W/e R (S/p) a t = Το φορτίο που μετράται στον ανιχνευτή. = Η μάζα του αέρα μέσα στον θάλαμο ιονισμού. = Δυναμικό ιονισμού (έργο εξαγωγής). = Η διάσταση του πεδίου. = Mass collision stopping power ratio (tissue (t) to air (a)). Ο δεύτερος παράγοντας στην εξίσωση Εξ() δεν λαμβάνεται υπόψιν στον υπολογισμό της δόσης μιας και ο λόγος W/e αντιμετωπίζεται ως σταθερά, αν και εξαρτάται ελαφρά από την ενέργεια της ακτινοβολίας [ICRU 3, 979]. Ο τρίτος παράγοντας στην Εξ() παρουσιάζει ιδιαίτερο ενδιαφέρον. Ωστόσο συχνά αγνοείται στην κλινική διεργασία. Το φάσμα φωτονίων μεταβάλλεται σε σχέση με το μέγεθος του πεδίου και τη θέση των αξόνων [23].Ο παράγοντας (S/p) a t φαίνεται να παραμένει σχετικά αμετάβλητος για χαμηλής ενέργειας φωτόνια [8]. Ωστόσο, για φωτόνια υψηλής ενέργειας δεν μπορεί να αγνοηθεί [24]. [2]

21 Οι μετρούμενες ενδείξεις του θαλάμου ιονισμού Q επηρεάζονται από πολλούς παράγοντες, οι όποιοι συνήθως αγνοούνται στη ρουτίνα της κλινικής πρακτικής, όπου υπάρχει ηλεκτρονιακή ισορροπία, αλλά δεν μπορούν γενικά να αγνοηθούν για μικρά πεδία, όπως αναφέρεται από τους Seuntjens και Verhaegen [2] και τους Sauer και Wilbert []. Εξίσωση 2 Q m = Μετρούμενη ένδειξη. P ion = Ανασυνδυασμός ιόντων. P repl = Συντελεστής διόρθωσης αντικατάστασης. P wall = Παράγοντας διόρθωσης τοίχου. P cec = Συντελεστής διόρθωσης ηλεκτροδίου. P cpf = Ο διορθωτικός συντελεστής παρασκιάς. Παρατηρήθηκε ότι για ένα πολύ μικρό θάλαμο ιονισμού (mini-ion chamber), ο παράγοντας P cpf είναι μεγαλύτερος περίπου κατά 36%, 3%, και 8% για ένα κυκλικό πεδίο διαμέτρου.5, 3, και 5 mm αντίστοιχα. Όπως αναφέρεται από τους O. A. Sauer και J. Wilbert, [] αυτές οι μεγάλες διαφορές οφείλονται κυρίως στην απουσία ηλεκτρονιακής ισορροπίας και εξαρτώνται από τον τύπο και το σχεδιασμό του ανιχνευτή. Το μέγεθος της διαφοράς είναι σημαντικά μεγαλύτερο σε υλικά μέσα χαμηλής πυκνότητας. Τα πιο πάνω αναδεικνύουν ότι στη δοσιμετρία μικρών πεδίων υπάρχουν πολλές προκλήσεις και προβλήματα τα οποία συχνά αγνοούνται στην κλινική ρουτίνα όπου έχουμε μεγαλύτερα πεδία. Αυτά τα προβλήματα παίζουν καθοριστικό ρόλο όταν μας ενδιαφέρει η δοσιμετρία πολύ μικρών πεδίων (μέγεθος πεδίου <.5 cm) κυρίως για δέσμες φωτονίων υψηλής ενέργειας. Στην δικιά μας περίπτωση ενδιαφερόμαστε για πεδία της τάξης του 3x3 cm 2 περίπου και για ενέργειες δέσμης 6MV, οπότε θεωρούμε ότι με τη χρήση ενός θαλάμου ιονισμού πολύ μικρού όγκου (Pin-Point) δεν απαιτείται λεπτομερής αντιμετώπιση όλων των παραπάνω προβλημάτων. [2]

22 Κεφαλαίο 3: Υλικά και Μεθοδολογία Σε αυτό το κεφάλαιο θα αναλυθεί η μεθοδολογία και η διαδικασία που ακολουθήθηκε κατά τη διάρκεια λήψης των μετρήσεων, καθώς και θα αναφερθούν τα υλικά που χρησιμοποιήθηκαν μαζί με τα χαρακτηριστικά τους. 3. Υλικά 3.. Γραμμικός επιταχυντής Χρησιμοποιήθηκε ο γραμμικός επιταχυντής του Πανεπιστημιακού Γενικού Νοσοκομείου Πάτρας. Πρόκειται για ένα γραμμικό επιταχυντή της ELEKTA μοντέλου SLi-Plus,ο όποιος έχει τη δυνατότητα να παράγει δέσμες φωτονίων ενεργειών 6 MV και 8 MV. Εικόνα 3. :O γραμμικός επιταχυντής του Π.Γ.Ν Πατρών [22]

23 Ο γραμμικός επιταχυντής λειτουργεί επιταχύνοντας ηλεκτρόνια σε πολύ υψηλές τιμές ενέργειας με τη χρήση ηλεκτρομαγνητικών πεδίων ραδιοσυχνοτήτων (RF). Αυτά τα ηλεκτρόνια μπορούν να χρησιμοποιηθούν είτε άμεσα ως κλινική δέσμη ηλεκτρόνιων είτε για την παραγωγή ακτινών Χ, δηλαδή για την παραγωγή φωτονίων. Ο γραμμικός επιταχυντής του Π.Γ.Ν. Πατρών έχει τη δυνατότητα να παράγει κλινικές δέσμες ηλεκτρόνιων ενέργειας 4, 5, 6, 8,, 2 και 5 MeV και δέσμες φωτονίων ενεργείας 6 MV και 8 MV. Στην παρούσα μελέτη μας ενδιαφέρει η χρήση φωτονίων μικρών πεδίων για την ακτινοθεραπεία όγκων του εγκέφαλου, επομένως οι μέτρησεις μας έγιναν με δέσμες φωτονίων 6 MV. Αναλυτικά : Ένα πυροβόλο ηλεκτρόνιων παράγει με θερμιονική εκπομπή ηλεκτρόνια υπό την μορφή παλμών. Τα ηλεκτρόνια επιταχύνονται από ένα κυματοδηγό που χρησιμοποιεί ηλεκτρομαγνητικά πεδία ραδιοσυχνοτήτων (RF). Αφού αποκτήσουν ικανή ενέργεια (σε MeV) τα ηλεκτρόνια κατευθύνονται στην κεφαλή του γραμμικού επιταχυντή, όπου παράγεται η χρήσιμη κλινική δέσμη της ακτινοβολίας. ο) Αν χρησιμοποιηθούν ηλεκτρόνια στη θεραπεία, τότε η δέσμη των ηλεκτρόνιων εξέρχεται από την επιταχυντική διάταξη μέσω ενός λεπτού παραθύρου και κατευθύνεται προς την κεφαλή, όπου σκεδάζεται ή σαρώνεται ηλεκτρομαγνητικά, ώστε να επιτευχθεί η επιθυμητή διάσταση της δέσμης. 2ο) Αν χρησιμοποιηθούν φωτόνια ακτίνων Χ, τότε τα ηλεκτρόνια προσπίπτουν σε έναν ειδικό υλικό-στόχο υψηλού ατομικού αριθμού με αποτέλεσμα να παραχθούν ακτίνες Χ υπό μορφή ακτινοβολίας πέδησης (Bremsstrahlung). Χρησιμοποιείται επίσης ένα ειδικό φίλτρο επιπέδωσης για την ομοιογένεια της δέσμης, όπως επίσης και ένα σύστημα διαφραγμάτων (collimators) για να προσαρμόσει τις διαστάσεις της. [23]

24 3..2 Θάλαμοι Ιονισμού Ο θάλαμος ιονισμού είναι ο απλούστερος ανιχνευτής και χρησιμοποιείται για την ανίχνευση ή τη μέτρηση της ιονίζουσας ακτινοβολίας. Ο θάλαμος ιονισμού είναι ένα όργανο, το οποίο μετρά τον αριθμό των ιόντων που παράγονται από την ακτινοβολία Χ μέσα σε ένα υλικό μέσο, το οποίο μπορεί να είναι αέριο, στερεό ή υγρό. Ο θάλαμος αποτελείται, συνήθως, από ένα περίβλημα γεμισμένο με αέριο μεταξύ δύο αγώγιμων ηλεκτροδίων ( άνοδο - κάθοδο ). Τα ηλεκτρόδια μπορεί να έχουν τη μορφή παράλληλων πλακών ή ομοαξονικών κυλίνδρων. Όταν η ιονίζουσα ακτινοβολία (σωματίδια α, β, ακτίνες Χ ) διέρχεται από τον θάλαμο ιονισμού, το αέριο που βρίσκεται μέσα σε αυτόν ιονίζεται με αποτέλεσμα τα ιόντα και τα ηλεκτρόνια να κινούνται προς τα ηλεκτρόδια με την αντίθετη πόλωση δημιουργώντας έτσι ένα ρεύμα ιονισμού που μπορεί να μετρηθεί με ένα ηλεκτρόμετρο. Κάθε ιόν προσθέτει ή αφαιρεί ένα μικρό ηλεκτρικό φορτίο σε ή από ένα ηλεκτρόδιο, αντίστοιχα, έτσι ώστε το συσσωρευμένο φορτίο να είναι ανάλογο με τον αριθμό των ιόντων που μετακινήθηκαν. Μεταξύ των ηλεκτροδίων μπορεί να εφαρμοστεί μια διαφορά δυναμικού, η οποία είναι δυνατόν να έχει ένα ευρύ φάσμα από μερικά βολτ (V) έως πολλά κιλοβόλτ (kv), σε συνάρτηση πάντα με την εφαρμογή. Η τάση αυτή που εφαρμόζεται επιτρέπει στη συσκευή να λειτουργεί συνεχώς δημιουργώντας έτσι ένα ρεύμα (ρεύμα ηρεμίας), το οποίο εμποδίζει τη συσκευή να φθάσει σε ένα σημείο όπου πλέον τα ιόντα δεν μπορούν να συλλεχθούν. Στην παρούσα μελέτη χρησιμοποιήθηκαν Ο θάλαμος ιονισμού <<PTW Semi Flex (33)>> της εταιρείας PTW, ο όποιος έχει ενεργό όγκο, v =,3 cm 3, και ακτίνα, r = 2,75 mm. Ο θάλαμος ιονισμού <<PTW Pin Point>> (36), ο όποιος έχει ενεργό όγκο, v =,5 cm 3, και ακτίνα, r = mm, και είναι αυτός που χρησιμοποιήσαμε στις μετρήσεις μικρών πεδίων. Προτιμάται ο pin point, καθώς ο όγκος της κεφαλής του είναι σημαντικά πιο μικρός και έτσι δεν επηρεάζεται από τα μεγέθη των πεδίων όταν είναι μικρά. [24]

25 Εικόνα 3.2 : Παρακάτω δίνονται αναλυτικά τα χαρακτηριστικά τον δυο ανιχνευτών. Στη πρώτη εικόνα είναι ο 33 << Semi Flex >> Στη δεύτερη εικόνα είναι ο 36 << Pin Point >> [25]

26 3..3 Ηλεκτρόμετρο. Το ηλεκτρόμετρο που χρησιμοποιήθηκε είναι τύπου UNIDOS, της εταιρίας PTW, το όποιο έχει βαθμονομηθεί μαζί με το θάλαμο ιονισμού Semi Flex από την ΕΑΑΕ (Ελληνική Επιτροπή Ατομικής Ενέργειας). Το PTW Unidos είναι ένα υψηλής απόδοσης ηλεκτρόμετρο για γενική χρήση. Το Unidos είναι γνωστό και αποδεκτό παγκοσμίως ως δοσίμετρο θεραπείας υψηλής ακρίβειας σύμφωνα με το πρότυπο IEC 673. Φυσικά, πληροί τις γενικές απαιτήσεις για την ασφάλεια των ιατρικών ηλεκτρικών συσκευών σύμφωνα με το IEC 66-. Το Unidos έχει δυνατότητα σύνδεσης με ανιχνευτές στερεάς κατάστασης και θαλάμους ιονισμού, καθώς και μία ενσωματωμένη περιεκτική βιβλιοθήκη που επιτρέπει να αποθηκεύονται δεδομένα βαθμονόμησης μέχρι και για 3 θαλάμους. Οι διορθώσεις για την πυκνότητα, την πίεση και την θερμοκρασία του αέρα γίνονται με πληκτρολόγηση αυτών κάθε φορά πριν την μέτρηση. Το Unidos εμφανίζει τις μετρούμενες τιμές της δόσης και του ρυθμού δόσης σε Gy, Sv, Ε, Gy / min, Sv/h, r/min ή Gy m καθώς και τιμές του ηλεκτρικού φορτίου και του ρεύματος σε C ή A αντίστοιχα. Στην πειραματική μας διαδικασία ήταν συνδεδεμένο με τον θάλαμο ιονισμού και χρησιμοποιήθηκε για τη μέτρηση ηλεκτρικού φορτιού (nc). Εικόνα 3.3 : Ηλεκτρόμετρο [26]

27 3..4 Ομοίωμα νερού (water phantom). Στην πειραματική μας διαδικασία χρησιμοποιήσαμε ένα κυβικό ομοίωμα νερού της εταιρίας PTWμε διαστάσεις (Χ=535mm, Υ=525mm, Ζ=496mm), όπως φαίνεται και στο παρακάτω σχήμα. Το ομοίωμα νερού αποτελεί τον στόχο της δέσμης ακτινοβολίας και μέσα σε αυτό μετράται η δόση. Z=496mm X= 535mm Y=525mm Πριν από τις μετρήσεις προσανατολίσαμε το ομοίωμα μας σύμφωνα με τον άξονα G-T (Gantry-Table), ώστε να ρυθμιστούν σωστά οι παράμετροι του προσανατολισμού στο λογισμικό Mephysto, το οποίο θα παρουσιαστεί παρακάτω, με α εκδοχή, Χ//G-T, και β εκδοχή, Y//G-T. Εικόνα 3.4: Στην παραπάνω εικόνα φαίνεται η επιλογή που πρέπει να κάνουμε στο Mephysto για τον προσανατολισμό του ομοιώματος νερού. [27]

28 3..5 Το λογισμικό Me.phys.to. (Medical Physics Tool) Το λογισμικό Me.phys.to. είναι μια πλατφόρμα λογισμικού για την επεξεργασία και ανάλυση δεδομένων από δέσμες ακτινοβολίας (φωτόνια, ηλεκτρόνια) χρησιμοποιώντας ένα ομοίωμα. Είναι προϊόν της εταιρίας PTW FREIBURG και είναι εξοπλισμένο με όλα τα απαραίτητα εργαλεία, ώστε να μας επιτρέπει να εκτελέσουμε οποιαδήποτε εργασία/υπολογισμό σε σχέση με τη δοσιμετρία ενός γραμμικού επιταχυντή. Είναι δηλαδή ένα λογισμικό πρόγραμμα για τη διενέργεια μετρήσεων και για τον αυτόματο υπολογισμό της δόσης σε κάποιο σημείο του ομοιώματος. Εμείς το χρησιμοποιήσαμε για τον υπολογισμό της δόσης σε ένα κυβικό ομοίωμα νερού παίρνοντας μετρήσεις δόσης, κατά πλάτος, Dose Profile, και κατά βάθος, PDD. Τέλος το λογισμικό αυτό μας παρέχει την δυνατότητα να αποθηκεύσουμε τα αποτελέσματα σε μορφές που είναι αναγνωρίσιμες και από αλλά υπολογιστικά συστήματα για την κατασκευή πλάνων θεραπείας. Εικόνα 3.5: Παραπάνω βλέπουμε μερικές δυνατότητες του προγράμματος Mephysto. [28]

29 3..6 Σύστημα Σχεδιασμού Πλάνων Θεραπείας. Στο Πανεπιστημιακό Γενικό Νοσοκομείο Πάτρας (ΠΓΝΠ) το Σύστημα Σχεδιασμού Πλάνων Θεραπείας ή αλλιώς το Treatment Planning System (TPS), το οποίο και χρησιμοποιούμε, είναι το Oncentra Master Plan της εταιρίας Nucletron. Το Oncentra Master Plan είναι ένα πλήρως αυτόνομο υπολογιστικό σύστημα σχεδίασης για δέσμες εξωτερικής ακτινοθεραπείας και χρησιμοποιείται για το πλάνο θεραπείας ενός ασθενή. Παρέχει υψηλό βαθμό ολοκλήρωσης πραγματοποιώντας τις βέλτιστες ρυθμίσεις εικόνας για τον ασθενή και δίνει την δυνατότητα εισαγωγής διαφορετικών τύπων εικόνων (CT/MRI). Επίσης δίνει την δυνατότητα να ορισθούν με βάση τις διάφορες λεπτομέρειες της εικόνας στοχευόμενες περιοχές και κρίσιμες δομές αμέσως μετά την ολοκλήρωση της εισαγωγής των εικόνων του ασθενή. Οι όγκοι-στόχοι και τα υγιή όργανα μπορούν να σχεδιαστούν με μια μεγάλη ποικιλία από αυτοματοποιημένα εργαλεία. Ακόμα, υπάρχουν, εύκολα στην χρήση, εργαλεία σχεδιασμού του περιγράμματος του ασθενή, όπως και ισχυροί αλγόριθμοι υπολογισμού της δόσης. Τέλος, υπάρχει και η δυνατότητα αναθεώρησης του πλάνου θεραπείας από τον αρχικό σχεδιασμό. Εικόνα 3.6: Μια αντιπροσωπευτική εικόνα από το Master Plan [29]

30 3.2 Μεθοδολογία 3.2. Λήψη πειραματικών δεδομένων ο) Καθαρίζουμε και γεμίζουμε το ομοίωμα νερού (water phantom) με απιονισμένο νερό. 2ο) Τοποθετούμε το ομοίωμα νερού έτσι ώστε η απόσταση μεταξύ πηγής ακτινοβολίας και επιφάνειας νερού (SSD) να είναι 9 cm. 3ο) Χρησιμοποιούμε ένα αλφάδι για να ευθυγραμμίσουμε το ομοίωμα, ώστε η επιφάνεια του νερού να είναι κάθετη στην δέσμη του γραμμικού επιταχυντή. 4ο) Τοποθετούμε τον θάλαμο ιονισμού στο κέντρο του πεδίου του γραμμικού επιταχυντή και σε βάθος cm Λήψη μετρήσεων με το λογισμικό Mephysto ο) Συνδέουμε το ομοίωμα νερού με σύστημα τηλεχειρισμού για τον θάλαμο ιονισμού pin point ο όποιος συνδέουμε το ηλεκτρόμετρο με το Mephysto. συνδέεται με το ηλεκτρόμετρο. Στη συνέχεια, 2ο) Καθορίζουμε τα όρια κίνησης (στον άξονα ΧΧ, ΥΥ και ΖΖ, το βάθος) του θαλάμου ιονισμού μέσα στο το ομοίωμα νερού. 3ο) Θέτουμε σε λειτουργία τον γραμμικό επιταχυντή και ρυθμίζουμε τις παραμέτρους ακτινοβόλησης, δηλαδή τον Χρόνο - Monitor Units (MU) που θα δώσουμε ακτινοβολία. Δόθηκαν περίπου 4MU ανά πεδίο για κάθε profile και κάθε PDD. Δεν χρησιμοποιήσαμε wedges, ενώ η ενέργεια που χρησιμοποιήσαμε ήταν 6 MV. 4ο) Εισάγουμε στο Mephysto τις παραμέτρους του θαλάμου ιονισμού pin point με v=,5 cm 3 και r=mm. 5ο) Εισάγουμε στο Mephysto το βήμα που θα έχουμε στους άξονες ΧΧ και ΥΥ. Αυτό ήταν.5 mm στην περιοχή της παρασκιάς του πεδίου (penumbra), και mm στις επίπεδες περιοχές στο κέντρο του πεδίου, καθώς και μακριά από αυτό. 6ο) Στη συνέχεια ορίζουμε και την αρχή των αξόνων, (,,). 7ο) Ακολούθως, μετρήθηκαν Profile και PDD για πεδία 5 x 5, 4 x 4, 3 x 3, 2 x 2, x cm 2. Καθώς τα πεδία μικραίνουν, το εύρος κίνησης στην XX και ΥΥ διεύθυνση μικραίνει, αφού δεν υπάρχει λόγος να πάρουμε μετρήσεις έξω και μακριά από το πεδίο. 8ο) Επίσης ορίζουμε τα βάθη στα όποια πήραμε μετρήσεις για να κατασκευάσουμε το PDD. Αυτά είναι από έως 2, mm με βήμα mm. [3]

31 9ο) Ορίσαμε ακόμη στο Mephysto τον προσανατολισμό του ομοιώματος νερού σε σχέση με τον άξονα του Gantry-Table, έτσι ώστε την πρώτη φορά που πάρθηκαν μετρήσεις για το προφίλ της δέσμης να είναι στον ΧΧ άξονα και την δεύτερη φορά στον ΥΥ άξονα. ο) Ρυθμίζουμε στο Mephysto, αλλά και στο γραμμικό επιταχυντή, το μέγεθος του πεδίου. Ξεκινάμε με το πεδίο 5 x 5 cm 2. Ύστερα, επαναλαμβάνουμε τη διαδικασία λήψης μετρήσεων για τα υπόλοιπα πεδία 4 x 4, 3 x 3, 2 x 2, x cm 2. ο) Στη συνέχεια, αλλάζουμε προσανατολισμό στο ομοίωμα νερού και επαναλαμβάνουμε τη διαδικασία στα ίδια πεδία με τις ίδιες αρχικές συνθήκες για να πάρουμε μετρήσεις στον άλλον άξονα, δηλαδή για το άλλο προφίλ της δέσμης. Αυτό γίνεται γιατί έχουμε την δυνατότητα να σκανάρουμε μόνο μια διάσταση τη φορά. Έτσι για να σαρώσουμε και την κάθετη σε αυτήν διάσταση (9 ο ) πρέπει να αλλάξουμε προσανατολισμό στο ομοίωμα νερού. 2ο) Τέλος, παίρνουμε μετρήσεις για αυτά τα πεδία και κατά βάθος, έχοντας τον θάλαμο ιονισμού στο κέντρο του πεδίου για να δημιουργήσουμε την PDD καμπύλη Απόλυτη δοσιμετρια ο) Πήραμε μετρήσεις για τη θερμοκρασία και την ατμοσφαιρική πίεση που είχαμε μέσα στο δωμάτιο του γραμμικού επιταχυντή, T air =9 o C, T water =8,9 o C, P atm =,7kPa, και με αυτά τα δεδομένα, υπολογίσαμε τον συντελεστή διόρθωσης της δόσης ΚΤP=,248. 2ο) Αρχικά πήραμε μια μέτρηση αναφοράς με τον θάλαμο Semi Flex σε απόσταση SSD=cm, βάθος Depth=cm και πεδίο x cm 2. Επίσης ακτινοβολήσαμε με D=2MU και E=6MV, στο ίδιο ομοίωμα νερού. 3ο) Επαναλάβαμε την διαδικασία με τον θάλαμο Semi Flex χρησιμοποιώντας μεταβλητές SSD=9cm, Depth=cm, Field=xcm, D=2MU και E=6MV, έτσι ώστε να έχουμε μέτρησεις αναφοράς σε συνθήκες ισοκεντρικής θεραπείας ( SSD=9 cm). 4ο) Στη συνέχεια, χρησιμοποιήσαμε τον Pin-point ανιχνευτή με παραμέτρους SSD=9cm, Depth=cm, D=2MU και E=6MV. Η διαδικασία αυτή επαναλήφθηκε για όλα τα πεδία που χρησιμοποιήσαμε [5x5 4x4 3x3 2x2 x cm 2 ]. Οι μετρήσεις αυτές χρησιμοποιήθηκαν για να μετατρέψουμε τις αρχικές μετρήσεις φορτίων (ncb) σε ακριβείς μετρήσεις δόσης. [3]

32 Master Plan Για τους υπολογισμούς των δόσεων στο σύστημα σχεδιασμού θεραπείας Master Plan ακλουθήσαμε την πιο κάτω διαδικασία : ο) Δημιουργήθηκε στο Master Plan ένα εικονικό ομοίωμα νερού (virtual water phantom) ιδίων διαστάσεων με το πραγματικό και ίδιας πυκνότητας (πυκνότητα νερού). 2ο) Εισήχθησαν οι παράμετροι για την ποιότητα της δέσμης (ενέργεια, είδος δέσμης - φωτόνια, μέγεθος πεδίου και χρόνος ακτινοβόλησης - Monitor Units) και για απόσταση πηγής-επιφάνειας νερού θεωρήθηκε πως είναι ίδια με αυτή που είχαμε κατά την λήψη των μετρήσεων με το Mephysto. 3ο) Υπολογίσαμε προφίλ δόσης (Dose Profiles), και την κατά βάθος δόση (PDD) για πεδία από 5x5 cm 2 έως x cm 2 καθώς και τους output-factors σε βάθος cm και SSD=9cm, με τις ίδιες συνθήκες που είχαμε και στις μετρήσεις με το λογισμικό Mephysto, δηλαδή ίδια βάθος προφίλ και βήμα δειγματοληψίας. 4ο) Εξάγαμε τα δεδομένα και τα μετατρέψαμε σε μορφή excel. 5ο) Επαναλάβαμε την διαδικασία αλλάζοντας κάθε φορά το μέγεθος της δέσμης από 5x5 cm 2 έως x cm 2. 6ο) Συγκρίναμε τα αποτελέσματα που πήραμε από το Master Plan με αυτά που πήραμε από το Mephysto. 7ο) Αλλάξαμε τις παραμέτρους που μοντελοποιούν το μέγεθος της πηγής στο Master plan έως ότου να υπάρχει ταύτιση αποτελεσμάτων TPS-Master Plan με το Mephysto. Αυτό έχουμε την δυνατότητα να το κάνουμε, καθώς ο αλγόριθμος που χρησιμοποιείται από το Master Plan, ο << Enhanced Collapsed cone photon Convolution >>, δεν βλέπει την πηγή του γραμμικού σαν σημειακή, άλλα την εισάγει στους υπολογισμούς του σαν έλλειψη. Έτσι, αλλάζοντας εμείς τον κύριο και δευτερεύοντα άξονα της έλλειψης (κάνοντας fit στης μέτρησης για ένα πεδίο 5Χ5 cm αλλά και στη συνεχεία με μια διαδικασία try and error) μπορούμε να έχουμε διαφορετικά αποτελέσματα στα προφίλ δόσης και, εν κατακλείδι, να έχουμε αποτελέσματα που ταυτίζονται με αυτά που μετράμε στον γραμμικό επιταχυντή για μικρά πεδία. Φυσικά, αλλάζοντας το μέγεθος της έλλειψης ίσως χάσουμε την πολύ καλή σύγκλιση του Master Plan που διαθέτουμε με τον γραμμικό επιταχυντή στα μεγάλα πεδία. Όμως, αυτό δε μας απασχολεί καθώς θα δημιουργήσουμε ένα νέο machine στις βιβλιοθήκες του Master Plan (νέο «εικονικό» γραμμικό επιταχυντή Sli Patras SRS) όπου θα έχουμε επιτύχει πολύ καλή σύγκλιση στα μικρά πεδία. [32]

33 3.2.2 Επεξεργασία δεδομένων. Πριν ξεκινήσουμε την σύγκριση των αποτελεσμάτων που πήραμε μέσω του Mephysto με τα αποτελέσματα που έδωσε το TPS χρειάστηκε να γίνει μια μικρή επεξεργασία αυτών. ο) Ρυθμίστηκε η επιφάνεια του νερού στις γραφικές αναπαραστήσεις των PDD παίρνοντας υπόψη μας και την ακτίνα (2/3 R) του θαλάμου ιονισμού (8,67mm προς τα δεξιά η μετατόπιση της γραφικής). 2ο) Πραγματοποιήθηκε smoothing σε όλες τις γραφικές παραστάσεις των προφίλ δόσης D.P. 3ο) Χρησιμοποιήσαμε επίσης την επιλογή του Mephysto CAX Deviation για να κεντράρουμε τα προφίλ της δόσης ακριβώς στο κέντρο του πεδίου. 4ο) Δημιουργήθηκαν από τα προφίλ δόσης και τα PDD οι ισοδοσιακές των πεδίων. 5ο) Υπολογίστηκε ο παράγοντας διόρθωσης για την θερμοκρασία και πίεση ΚΤP για να μετατραπούν οι μετρήσεις-readings από φορτία (ncb) σε δόση (cgrey) και μετατράπηκαν οι μετρήσεις-readings από την απόλυτη δοσιμετρια σε δόση. 6ο) Από τις μετρήσεις-readings και με κανονικοποιήση στις τιμές του πεδίου xcm 2 κατασκευάστηκε η γραφική παράσταση των Output Factors. 7ο) Τα αρχεία από το Mephysto μετατράπηκαν σε format ASCII για να μπορούν να συλλεχτούν και να συγκριθούν με τα αποτελέσματα που πρόεκυψαν από τους υπολογισμούς στο Master plan. [33]

34 3.2.3 γ Κριτήριο. Η σύγκριση ανάμεσα στα προφίλ που μετρήθηκαν με το Mephysto με εκείνα που μας έδωσε το Master Plan δεν είναι εύκολη. Αυτό γιατί υπάρχουν περιοχές που μας ενδιαφέρει πιο πολύ η διάφορα δόσης αυτών των δύο καμπυλών, άλλα και περιοχές που μας ενδιαφέρει πιο πολύ η απόσταση ανάμεσα σε αυτές τις δύο καμπύλες. Αναλυτικότερα στην γραφική παράσταση που βλέπετε παρακάτω είναι σχεδιασμένες οι περιοχές διαφορετικού ενδιαφέροντος. Οι περιοχές χωρίζονται χρωματικά, ανάλογα με το αν μας ενδιαφέρει η διάφορα της δόσης ή της απόστασης των δύο καμπυλών. Στις πράσινες περιοχές (επίπεδες περιοχές στο κέντρο και στα άκρα του γραφήματος) μας ενδιαφέρει η διάφορα στην δόση, ενώ στις μαύρες ( περιοχή της παρασκιάς του πεδίου ) μας ενδιαφέρει περισσότερο η διαφορά της απόστασης των δύο καμπυλών. [34]

35 Αναγκαζόμαστε έτσι να εισάγουμε ένα σύνθετο κριτήριο για να συγκρίνουμε της καμπύλες το οποίο ονομάζεται γ-κριτήριο ( Composite).Το κριτήριο αυτό κάνει ταυτόχρονους υπολογισμούς για την διαφορά της απόστασης και για την διαφορά της δόσης ανάμεσα στις δύο καμπύλες και μας δείχνει πόσο συγκλίνουν ή αποκλίνουν οι δύο γραφικές και σε ποιες περιοχές γίνεται αυτό[7]. Η παραπάνω διαδικασία γίνεται κάνοντας χρήση μια έλλειψης η οποία σαρώνει την γραφική απεικόνιση και συγκρίνει τις δυο γραφικές παραστάσεις. Όσο οι δύο καμπύλες μένουν μέσα στην έλλειψη μπορούμε να πούμε ότι έχουμε καλή ταύτιση ενώ όταν μια από τις δύο βγει εκτός μπορούμε να πούμε ότι αποκλίνουν. Όπως φαίνεται το μέγεθος της έλλειψης, δηλαδή ο κύριος και δευτερεύων άξονας, είναι καθοριστικής σημασίας. Λόγω των στάνταρ που έχουμε ορίσει στο ΠΝΠ και των ορίων που έχει θέσει η IAEA με το πρωτόκολλο TRS-398, για τα επίπεδα δόσης και τα επίπεδα σφάλματος, ο κύριος άξονας του γ-κριτηρίου διαμορφώνεται στα R X =3mm (απόστασης) και ο δευτερεύων R D =3%. (σε κανονικοποιήμενες κατανομές). R D R x Τέλος, κάνοντας χρήση μιας σειράς υπολογισμών και συγκρίσεων, κάθε φόρα που το γ-κριτήριο είναι μικρότερο της μονάδας συμπεραίνουμε ότι οι δύο καμπύλες συγκλίνουν, ενώ, όταν το γ-κριτήριο είναι μεγαλύτερο της μονάδας, οι δύο καμπύλες αποκλίνουν. γ<, Συγκλίνουν οι καμπύλες.(το σφάλμα είναι μικρότερο από 3mm και 3 % ) γ>, Αποκλίνουν οι καμπύλες.(το σφάλμα είναι μεγαλύτερο από 3mm και 3%) [35]

36 Κεφαλαίο 4 : Αποτελέσματα και Ανάλυση Σε αυτό το κεφάλαιο θα παρουσιαστούν όλα τα φυσικά μεγέθη που μετρηθήκαν στην πειραματική διαδικασία,τα μεγέθη που υπολογίστηκαν μετά από τη επεξεργασία των αρχικών δεδομένων καθώς και οι γραφικές παραστάσεις που πρόεκυψαν. 4. Αποτελέσματα 4.. Αποτελέσματα Mephysto Παρακάτω θα παραθέσουμε όλες τις μετρήσεις που έγιναν με το λογισμικό Mephysto καθώς και τις γραφικές παραστάσεις που πρόεκυψαν. Πήραμε μια μέτρηση για την δόση βάθους (PDD) και κατά περιπτώσεις τέσσερις ή πέντε μετρήσεις για την κατά πλάτος δόση (Dose Profile) σε διαφορετικά βάθη. Αυτό έγινε για να πάρουμε προφίλ δόσης σε διάφορα βάθη. Έτσι έχουμε μια γραφική παράσταση PDD και τέσσερις ή πέντε γραφικές παραστάσεις για τα Dose Profile για κάθε ένα πεδίο. Στη συνεχεία παρουσιάζονται τα αποτελέσματα των μετρήσεων για τα παρακάτω πεδία : a) Βάθη (mm) : 5, 5,, 5, 2. b) Πεδία(cm) : Χ, 2Χ2, 3Χ3, 4Χ4, 5Χ5. c) Καμπύλες : Προφίλ Δόσης [x, y] (Dose Profile), Δόση Βάθους (PDD) Ισοδοσιακές (Is-dose). [36]

37 Σχε. Δοση Σχε. Δοση Σχε. Δοση α)για το πεδίο Χ cm Γραφικές παραστάσεις για πεδίο Χ: X PDD x X Profile Βαθος Αποσταση Βαθος : 5mm Βαθος : 5mm Βαθος : mm Βαθος : 5mm Βαθος : 2mm Εικόνα 4. : PDD για το πεδίο Χ cm. Εικόνα 4.2 : Το Χ προφίλ της δόσης. x Y Profile Αποσταση Βαθος : 5mm Βαθος : 5mm Βαθος : mm Βαθος : 5mm Εικόνα 4.3 : Το Υ προφίλ Εικόνα 4.4 : Ισοδοσιακές ς για το πεδίο Χ. [37]

38 Σχε. Δοση Σχε. Δοση Σχε. Δοση b) Για το πεδίο 2Χ2 cm Γραφικές παραστάσεις για πεδίο 2Χ2: 2X2 PDD 2x2 X Profile Βαθος Αποσταση Βαθος : 5mm Βαθος : 5mm Βαθος : mm Βαθος : 5mm Βαθος : 2mm Εικόνα 4.5 : PDD για το πεδίο 2Χ2 cm Εικόνα 4.6 : Το Χ προφίλ της δόσης. 2x2 Y Profile Αποσταση Βαθος : 5mm Βαθος : 5mm Βαθος : mm Βαθος : 5mm Εικόνα 4.7 : Το Υ προφίλ της δόσης. Εικόνα 4.8 : Ισοδοσιακές για το πεδίο 2Χ2. [38]

39 Σχε. Δοση Σχε. Δοση Σχε. Δοση c) Για το πεδίο 3Χ3 cm Γραφικές παραστάσεις για πεδίο 3Χ3: 3X3 PDD 3x3 X Profile Βαθος Αποσταση Βαθος : 5mm Βαθος : 5mm Βαθος : mm Βαθος : 5mm Βαθος : 2mm Εικόνα 4.9 : PDD για το πεδίο 3Χ3 cm. Εικόνα 4. : Το Χ προφίλ της δόσης. 3x3 Υ Profile Αποσταση Βαθος : 5mm Βαθος : 5mm Βαθος : mm Βαθος : 5mm Βαθος : 2mm Εικόνα 4.: Το Υ προφίλ της δόσης. Εικόνα 4.2: Ισοδοσιακές για το πεδίο 3Χ3. [39]

40 Σχε. Δοση Σχε. Δοση Σχε. Δοση d) Για το Πεδίο 4Χ4 cm Γραφικές παραστάσεις για πεδίο 4Χ4: 4X4 PDD 4x4 X Profile Αποσταση Βαθος Βαθος : 5mm Βαθος : 5mm Βαθος : mm Βαθος : 5mm Βαθος : 2mm Εικόνα 4.3 : PDD για το πεδίο 4Χ4 cm. Εικόνα 4.4: Το Χ προφίλ της δόσης. 4x4 Y Profile Αποσταση Βαθος : 5mm Βαθος : 5mm Βαθος : mm Βαθος : 5mm Βαθος : 2mm Εικόνα 4.5: Το Υ προφίλ της δόσης. Εικόνα 4.6: Ισοδοσιακές για το πεδίο 4Χ4. [4]

41 Σχε. Δοση Σχε. Δοση e) Για το Πεδίο 5Χ5 cm Γραφικές παραστάσεις για πεδίο 5Χ5: 5x5 X Profile Αποσταση Βαθος: 5mm Βαθος: 5mm Βαθος: mm Βαθος: 5mm Βαθος: 2mm Εικόνα 4.7: PDD για το πεδίο 5Χ5 cm. Εικόνα 4.8: Το Χ προφίλ της δόσης. 5x5 Υ Profile Αποσταση Βαθος :5mm Βαθος :5mm Βαθος :mm Βαθος :2mm Εικόνα 4.9: Το Υ προφίλ της δόσης. Εικόνα 4.2: Ισοδοσιακές για το πεδίο 5Χ5 [4]

42 4..2 Αποτελέσματα Master Plan Στη παράγραφο αυτή θα παραθέσουμε τα αρχικά αποτελέσματα που μας έδινε το Master Plan πριν αλλάξουμε το μέγεθος της πηγής για να τα βελτιώσουμε. Δίνονται οι γραφικές παραστάσεις για την κατά βάθος δόση και το προφίλ της δόσης. a) Για το πεδίο Χ cm Γραφικές παραστάσεις για πεδίο Χ: Field x PDD 5 Depth Βαθος 5mm Βαθος 5mm Βαθος mm Βαθος 5mm Βαθος 2mm Εικόνα 4.2: PDD για το πεδίο Χ cm. Field x XProfile Field x Y Profile Distance Distance Βαθος 5mm Βαθος 5mm Βαθος 5mm Βαθος 5mm Βαθος mm Βαθος 5mm Βαθος mm Βαθος 5mm Βαθος 2mm Βαθος 2mm Εικόνα 4.22: Το Χ προφίλ της δόσης για το πεδίο Χ. Εικόνα 4.23: Το Υ προφίλ της δόσης για το πεδίο Χ. [42]

43 b) Για το πεδίο 2Χ2 cm Γραφικές παραστάσεις για πεδίο 2Χ2: 2 Field 2x2 PDD Depth Βαθος 5mm Βαθος 5mm Βαθος mm Βαθος 5mm Βαθος 2mm Εικόνα 4.24: PDD για το πεδίο 2Χ2 cm. Field 2x2 X Profile Distance Field 2x2 Y Profile Distance Βαθος 5mm Βαθος mm Βαθος 5mm Βαθος 5mm Σειρά Σειρά2 Σειρά3 Εικόνα 4.25: Το Χ προφίλ της δόσης για το πεδίο2χ2. Εικόνα 4.26: Το Υ προφίλ της δόσης για το πεδίο 2Χ2. [43]

44 c) Για το πεδίο 3Χ3 cm Γραφικές παραστάσεις για πεδίο 3Χ3: Field 3x3 PDD Depth Βαθος 5mm Βαθος 5mm Βαθος mm Βαθος 5mm Βαθος 2mm Εικόνα 4.27: PDD για το πεδίο 3Χ3 cm. Field 3x3 X Profile Filed 3x3 Y Profile Distance Distince Βαθος 5mm Βαθος mm Βαθος 2mm Βαθος 5mm Βαθος 5mm Βαθος 5mm Βαθος mm Βαθος 2mm Βαθος 5mm Βαθος 5mm Εικόνα 4.28: Το Χ προφίλ της δόσης για το πεδίο 3Χ3. Εικόνα 4.29: Το Υ προφίλ της δόσης για το πεδίο 3Χ3. [44]

45 d) Για το πεδίο 4Χ4 cm Γραφικές παραστάσεις για πεδίο 4Χ4: Εικόνα 4.3: PDD για το πεδίο 4Χ4 cm. Εικόνα 4.3: Το Χ προφίλ της δόσης για το πεδίο 4Χ4. Εικόνα 4.32: Το Υ προφίλ της δόσης για το πεδίο 4Χ4. [45]

46 d) Για το πεδίο 5Χ5 cm Γραφικές παραστάσεις για πεδίο 5Χ5: Εικόνα 4.33: PDD για το πεδίο 5Χ5 cm. Filed 5x5 X Profile Filed 5X5 Y Profile Distance Distance Βαθος 5mm Βαθος 5mm Βαθος 5mm Βαθος mm Βαθος 2mm Βαθος 5mm Βαθος 5mm Εικόνα 4.34: Το Χ προφίλ της δόσης για το πεδίο 5Χ5. Εικόνα 4.35: Το Υ προφίλ της δόσης για το πεδίο 5Χ5. [46]

47 4..3 Αποτελέσματα Απόλυτης Δοσιμετρίας-Output Factors Έχοντας πάρει μετρήσεις απολυτής δοσιμετρίας με το Mephysto, ρυθμίσαμε τις αντίστοιχες παραμέτρους στο Master plan και τα αποτελέσματα που πήραμε τα συγκρίναμε με αυτά από το Mephysto. ΟΙ μετρήσεις έγιναν με SSD=9cm Depth=cm και με συνθήκες γραμμικού T air =9 o C, T water =8,9 o C, P atm =,7kPa D=2MU και E=6MV και έγινε κανονικοποιηση στις τιμές που μας έδωσε ό θάλαμος ιονισμού Pin-Point με την τιμή του πεδίου Xcm του θαλάμου ιονισμού Semi-Flex ο όποιος είναι βαθμονομημένος με Κοβάλτιο 6. Μέγεθος Πεδίου (cm) Output Factors Normalized Mephysto Output Factors Normalized Master Plan Τυπική απόκλιση (%) Πινάκας Η τυπική απόκλιση υπολογίστηκε από το τύπο: σ={ (OF MEPHYSTO - OF MASTER ) / OF MEPHYSTO } * % [47]

48 Παρατηρούμε πως στα μεγάλα πεδία ( 4Χ4 2Χ2 5Χ5 Χ cm) έχουμε μια απολυτή ταύτιση των Output Factors όμως καθώς τα πεδία μικραίνουν έχουμε διαφορετικά αποτελέσματα. Αναλυτικότερα στα πεδία 5Χ5, 4Χ4, και 3Χ3 έχω μικρή υπερεκτίμηση της δόσης που εναποθέτει ο γραμμικός επιταχυντής ενώ στα πεδία 2Χ2 και Χ έχω υποεκτίμηση της δόσης..4 Output Factors Mephysto Field size Masterplan Εικόνα 4.36 Output Factors σε σχέση με το μέγεθος του πεδίου από Mephysto και από το Master Plan [48]