Tıb.Rad.Fiz.Uz. Serpil YÖNDEM*, Tıb.Rad.Fiz.Uz. Nazlı Demirağ**,

1. TEDAVİ PLANLAMA SİSTEMİNİN KATI FANTOMLA VERİFİKASYONU Tıb.Rad.Fiz.Uz. Serpil YÖNDEM*, Tıb.Rad.Fiz.Uz. Nazlı Demirağ**, Rad.Tek. Erhan ERGE*, Prof.Dr. Dilek ÖZTÜRK* *Medical Park Bahçelievler Hastanesi Radyasyon Onkolojisi Bölümü **MEDİTEL Limited

2. Amaç Bu çalışmada CMS XiO 3 Boyutlu Tedavi Planlama Sisteminin, su fantomu ölçüm verilerinin planlama sistemine aktarılarak ışın modellemesi yapıldıktan sonra sistemde hesaplanan noktasal dozların gerçek ölçüm sonuçlarıyla karşılaştırılarak sistemin hesapladığı dozun pratik olarak kontrol edilmesi amaçlanmıştır.

3. Tedavi planlama sistemini klinikte kullanmaya başlamadan önce, sistemin kullandığı hesaplama algoritmaları detaylı olarak incelenmelidir. Kullanılan doz hesaplama algoritması çeşitli klinik demet konfigürasyonları için doz dağılımlarını yeterli doğrulukla hesaplayabilmelidir. Sistemin doz hesaplama doğruluğunu kontrol etmek için klinikte kullanılan uygulamaları içeren detaylı olarak hazırlanmış bir test setine ihtiyaç vardır.

4. Hesaplama Algoritmaları • Tedavi Cihazının planlama sistemine tanıtılması (Beam Modeling) • Planlama sisteminin klinik kullanıma hazırlanması için yapılan kontrol testleri • Test sonuçlarının değerlendirilmesi

5. HESAPLAMA ALGORİTMALARI Faktör/Ölçüm tabanlı algoritmalar (Correction Based Algorithms) Clarkson Hesaplama tabanlı algoritmalar(Physics-Model Based Algorithms) FFT Convolution, Multigrid Superposition Monte Carlo

6. Faktör/Ölçüm tabanlı algoritmalar (Correction Based Algorithms) Su fantomunda ölçülen derin dozlar arasında interpolasyon yaparak dozu hesaplar ve çeşitli derinliklerde alınan doz profillerini kullanır. Doku düzensizlikleri, inhomojenite ve ikincil elektronlar doz hesaplamasında göz ardı edilir.

7. Hesaplama tabanlı algoritmalar(Physics-Model Based Algorithms) Bu algoritmada Monte Carlo simülasyonuyla hesaplanmış olan ışın karakteristikleri kullanılır. Ortamda oluşan etkileşimlerin birim elementi olan enerji kernelleri Monte Carlo yöntemiyle hesaplanır. Hesaplama tabanlı algoritmalar doz hesaplamasını bu enerji kernellerini kullanarak yapar. Ölçülen dozlar algoritmanın hesapladığı dozu kontrol etmekte kullanılır.

8. Homojen bir fantomda açık alanda algortimaların hesapladığı sonuçlar benzerdir. Fantom kenarları, oblık açılar ve inhomojenitelerde algoritmalar arasında farklı sonuçlar elde edilir.

9. Monte Carlo Temelli Algoritma Madde içinde çok sayıda foton ve parçacığın etkileşimini simüle eden bir yazılımdır. Bu yazılım foton ve elektronların olası etkileşimlerini belirlemek için temel fizik yasaları kullanılır. En doğru doz hesaplama algoritmasıdır. Hesaplama süresinin çok uzun olması eskiden bir dezavantajdı. Bilgisayarlar ve yazılım kodlarındaki gelişmeler sayesinde günümüzde klinik olarak kullanılmaya elverişli hale gelmiştir.

10. Tedavi Cihazının Planlama Sistemine Tanıtılması

11. 4x4 cm-40x40 cm alan boyutlarında % Derin Doz Grafikleri;

12. 4x4 cm-40x40 cm alan boyutlarında, 5 farklı derinlikte alınan doz profilleri

13. Scp ve Sc Ölçümleri ve Doz Kalibrasyon Faktörünün Hesaplanması

14. Sp = Scp / Sc

15. Ölçüm sonucu elde edilen % DD değerlerinden Referans Derinliğe Normalize TPR Değerlerinin Planlama Sisteminde Hesaplanması

16. Ölçülen % DD ve Profillerin Planlama Sisteminin Hesapladığı % DD ve Profiller ile Çakıştılması

19. Planlama sisteminin klinik kullanıma hazırlanması için yapılan kontrol testleri

21. Ölçümler PTW 2D Array ve Verisoft 3.1 dozimetri yazılımı kullanılarak yapılmıştır.

22. Doz Verifikasyon Bölgeleri • Işınlama alanı • Penumbra bölgesi • Işınlama alanı dışı • Build-up bölgesi • Merkezi eksen % Fark = [(Dölç/Dhesap)-1]x100

23. Işınlama alanı içindeki toleranslar; Van Dyk (1993) % 3 TG 53 (1998) % 1-2 (Açık alan) % 3 (MLC/Blok/Asimetrik) % 1.5 (Farklı SSD) % 5 (İnhomojen bölge) SGSMP (1999) % 2 – 2 mm (Swiss Society of Radiobiology and Medical Physics)

24. Alan Dışı Bölgelerdeki Toleranslar; Van Dyk (1993) % 3 TG 53 (1998) % 2-5 (Açık alan) % 3 ( Blok) % 5 (Wedge/MLC/Bolus) % 7 (Anthromorphic) SGSMP (1999) % 2-3 (Swiss Society of Radiobiology and Medical Physics)

25. Buildup Bölgesindeki Toleranslar; Van Dyke (1993) 4 mm TG 53 (1998) % 20- % 50 SGSMP (1999) 3 mm (Swiss Society of Radiobiology and Medical Physics)

26. Merkezi Eksendeki Toleranslar; Van Dyke (1993) % 2-3 % 4 (Anthropomorphic) TG 53 (1998) % 1-3 % 5 (Anthropomorphic) SGSMP (1999) % 2 % 4 (Anthropomorphic)

31. 1, 3, 5 ve 10 cm derinlikte, ışın sahası içerisinde koordinatlarda tedavi planlama sisteminde hesaplanan nokta dozlar ile 2D Array ile ölçülen nokta dozlar % 3’den küçük farklılıkla uyum göstermektedir.

32. Build-up bölgesindeki farklılıkların sebepleri; • Bu bölgede dozun değişken olması • Bu bölgede hesaplama algoritmalarının yetersiz kalması • Doğru ölçüm yapmanın zorluğu Bu nedenlerden dolayı buildup bölgesindeki doz ile planlama sisteminin hesapladığı doz değerleri arasındaki farklılık % 14’ lere kadar çıkmaktadır. Penumbra Bölgesindeki farklılıkların sebebi; Ancak penumbra bölgesi ve alan dışı noktalarda görülen farklılık % 3’ün çok üzerindedir. Bu farklılık planlama sistemlerinde ışın modellemesi sırasında ölçülen profiller ile algoritma tarafından oluşturulan profillerin penumbra bölgelerinde tam olarak çakışmamasından kaynaklanmaktadır.

33. Silindirik İyon Odası ile 7 Alanlı Işınlamada Isocenter Dozu RW3 katı fantomun bilgisayarlı tomografide 3mm kalınlığında kesitleri alınarak CMS XiO 4.33.2 tedavi planlama sistemine aktarıldı. Fantom kesitleri üzerinde 7 ışın demeti kullanılarak isocentrik bir tedavi planı yapıldı. İsocenter, orta hatta ve 6.5 cm derinde belirlendi. Tedavi planları 6 MV ve 18 MV X ışınları ile hem Convolution hem de Clarkson Algoritmaları kullanılarak yapıldı. Tedavi planı yapıldıktan sonra aynı fantom seti tedavi koşullarında planlama sisteminde hesaplanmış olan MU’ler verilerek ışınlandı. Ölçümler PTW 30010 silindirik iyonizasyon odası UNIDOS E Elektrometre ile yapıldı. İyon odası efektif ölçü noktası 6.5 cm derine yerleştirildi. Fantom, 7 alan tekniğinde 0,45, 90, 135, 225, 270, ve 315 derecelik açılarda 40’ar cGy olarak ışınlandı.

35. Ölçüm Derinliğinde Absorbe Doz: Dw= Mo.Ctp.Nd.Sw,air.pu.ps.pcell Elde edilen elektrometre okumaları basınç-sıcaklık düzeltmesi ve ilgili faktörler hesaba katılarak absorbe doza çevrildi.

36. 0.6 cc Silindirik İyon Odası ile Ölçüm Sonuçları;

37. Tabloda görüldüğü gibi CMS XiO Tedavi Planlama Sisteminde Clarkson algoritması ile hesaplamış olan isocenter dozunun gerçek setup koşullarında ölçülen absorbe doz değeriyle uyumu; Clarkson; 6 MV < % 2 18 MV < %1 Convolution; 6 MV <% 1 18 MV <% 1 Sonuç olarak Convolution algoritması ile yapılan doz hesaplarının gerçeğe daha yakın olduğu görülmektedir.

38. TEŞEKKÜR EDERİM