Mag Rad Fizika.mr.2011.01

Univerzitet u Sarajevu Prirodno-matematički fakultet Odsjek za fiziku

Završni-magistarski rad studija drugog (II) ciklusa

Komisioniranje kompjuterskih sistema za planiranje

eksternalne radioterapije fotonskim snopovima visoke

energije

Student: Nastavnik: Amra Salčinović Prof.dr. Davorin Samek

Septembar, 2011.

2

Sva mjerenja su izvšena na Institutu za onkologiju, Kliničkog centra Univerziteta u Sarajevu.

Zahvaljujem mentoru prof. dr. Davorinu Sameku i Advanu Drljeviću, dipl. fizičaru, šefu Službe za medicinsku fiziku Kliničkog centra Univerziteta u Sarajevu, na pruženoj značajnoj pomoći prilikom izrade ovog rada.

3

SADRŽAJ

Sažetak 4

1. UVOD 5 1.1. OSNOVE MEDICINSKE RADIJACIONE FIZIKE 6

1.1.1. Veličine koje se koriste kod opisivanja fotonskih snopova 6 1.1.2. Izvori fotonskih snopova 9 1.1.3. Zakon opadanja intenziteta zračenja sa kvadratom udaljenosti 10 1.1.4. Prodiranje fotonskog snopa kroz pacijenta ili fantom 11 1.1.5. Parametri kod tretmana zračenja 13 1.1.6. Izodozne distribucije u vodenim fantomima 19 1.1.7. Isporuka doze jednim fotonskim eksternalnim snopom 23

1.2. RELATIVNA DOZNA MJERENJA JONIZACIONIM KOMORAMA 25 1.3. KALIBRACIJA FOTONSKIH I ELEKTRONSKIH SNOPOVA 27

1.3.1. Korekcioni faktori 28 1.4. O KLINIČKOM KOMISIONIRANJU 31

2. MATERIJALI I METODE RADA 32

2.1. TESTOVI KLINIČKOG KOMISIONIRANJA 32 2.1.1. Opća razmatranja 32 2.1.2. Fantom za testove kliničkog komisioniranja 32 2.1.3. Opis testa kliničkog komisioniranja 34

2.2. PREPORUČENI TESTOVI KLINIČKOG KOMISIONIRANJA 35 2.2.1. Slučajevi anatomskih i ulaznih testova 35 2.2.2. Slučajevi dozimetrijskih testova 39 2.2.3. Dozimetrijski testovi 41

3. REZULTATI I DISKUSIJA RADA 52

3.1. ANATOMSKI NEDOZIMETRIJSKI TESTOVI 52 3.2. SAŽETAK TESTA KLINIČKOG KOMISIONIRANJA 53

4. ZAKLJUČAK 58

5. DODACI 59

5.1. MJERENJE KALIBRACIONIH KOREKTIVNIH FAKTORA 59 5.2. REZULTATI TESTOVA KLINIČKOG KOMISIONIRANJA 64 5.3. KORIŠTENI UREĐAJI 86

6. LITERATURA 91

4

Sažetak

Osiguranje kvaliteta (QA) kod procesa planiranja radioterapijskih tretmana je neophodno da bi se pacijentima isporučila odgovarajuća doza i da bi se smanjila mogućnost incidentalnih izlaganja jonizirajućem zračenju. Kompjuterski sistemi za planiranje radioterapijskih tretmana (RTPS) su široko zastupljeni, kako u slabije razvijenim poljoprivrednim i industrijskim državama, tako i u tehnološki razvijenim državama, i zbog toga je veoma važno podržati bolnice u zemljama članicama IAEA u poboljšanju procedura za izvodjenje testa prihvatljivosti i komisioniranja njihovih RTPS-ova. Odgovarajući na njihove potrebe grupa eksperata je razvila opširan i detaljan prikaz "Komisioniranje i osiguranje kvaliteta kompjuterskih sistema za planiranje radijacijskog tretmana karcinoma", koji predstavlja opći okvir, te opisuje veliki broj testova i procedura koje mogu biti od velike pomoći korisnicima RTPS-ova.

Komisioniranje je jedan od najvažnijih dijelova cijelog QA programa i za RTPS i proces planiranja. Komisioniranje uključuje testiranje funkcija sistema, registrovanje njegovih performansi, kao i verificiranje mogućnosti algoritama za proračun doze da reproducira mjerene vrijednosti.

Abstract

Quality Assurance (QA) in the radiation therapy treatmant planning process is esential to ensure acccurate dose delivery to the patient and to minimize the possibility of accidental exposure. Computerized radiotherapy treatment planning systems (RTPSs) are now widely avaliable in both industrialised and developing countries so, it is of special importance to support hospitals in the IAEA Member States in developing procedures for acceptance testing, commissioning and ongoing QA of their RTPSs. Responding to these needs, a group of experts developed a comprehensive report, „Commissioning and quality assurance of computerized planning systems for radiation treatmant of cancer“, that provides the general framework and describes a large number of tests and procedures to be considered by the RTPS users.

Commissioning is one of the most important parts of the entire QA programme for both the RTPS and the planning process. Commissioning involves testing of systems functions, documentation of the different capabilities and verification of the ability of the dose calculation algorithms to reproduce measured dose values.

5

1. UVOD

IAEA tehnički izvještaj broj 430 (TRS 430)[1] osigurava opći okvir i opisuje veliki broj procedura i testova koje bi trebali provesti korisnici RTPS sistema.

Za provođenje preporuka iz TRS-a 430 je potreban veći broj osoblja i opreme nego što ih je na raspolaganju u većini slučajeva, a posebno u manjim bolnicama. Takve ustanove nisu uvijek u mogućnosti izvesti kompletan proces registrovanja performansi, provjeru algoritama i softversko testiranje algoritama za proračun doza koji se koriste kod RTPS-ova. Provjera proračuna doze je veoma važan dio testa prihvatljivosti i komisoniranja, te zbog toga je bilo urgentno potrebno ponuditi određeni broj testova koji se mogu izvesti u svakoj radioterapijskoj ustanovi, a za čije je izvođenje potrebno relativno kratko vrijeme. Ovo bi trebalo značajno smanjiti greške kod planiranja tretmana. Smanjenje opsežnosti sugeriranih preporuka za osiguranje kvalitete (QA) ne bi smjelo utjecati na kvalitet i temeljnost općeg programa izvodivog u svim radioterapijskim ustanovama, ukoliko učesnici u provođenju testova komisioniranja sistema za planiranje radioterapije ulože adekvatan napor.

Da bi se realiziralo praktično uputstvo za provođenje IAEA TRS-430 u ustanovama u kojim se izvodi radioterapija, a posebno onim sa ograničenim resursima, razvijen je specijalan istraživački projekat "Razvoj procedura za dozimetrijske proračune u radioterapiji" (CRP E2.40.13). Osnovni cilj projekta je bio da se kreira set praktičnih testova za test privatljivosti i testove komisioniranja pri dozimetrijskim proračunima u radioterapiji. Iz ovog projekta su nastala dva dokumenta.

Prvi dokument, "Specifikacija i test prihvatanje RTPS-ova“ [2], kao svoju bazu koristi IEC 62083 [3], a služi kao protokol i za proizvođače i za korisnike. Pojedine preporuke za specifične testove se provode i u proizvodnim pogonima. Testovi za proizvođače koriste mašine sa prethodno učitanim podacima kao i jednostavni vodeni fantom. Prateći upute IAEA izveštaja korisnici će savladati početno znanje o algoritmima koji se koriste u ovim sistemima i njihovoj provjeri. Ovo bi trebalo biti urađeno zajedno sa proizvođačima tokom demonstriranja RTPS performansi. Koristeći podatke prije instaliranja podataka o snopu prodavač će korisniku pokazati slične rezultate onim rezultatima dobivenim u fabrici. Nakon potpisivanja dokumenta prihvatanja RTPS, korisnik može preći na slijedeći korak-komisioniranje- da bi osposobio RTPS za kliničku upotrebu.

6

1.1. OSNOVE MEDICINSKE RADIJACIONE FIZIKE Radioterapijske procedure se mogu podijeliti u dvije osnovne kategorije: eksternalna radioterapija i brahiterapija. Kod eksternalne radioterapije izvor zračenja je na određenoj udaljenosti od pacijenta i meta unutar pacijenta se zrači vanjskim snopom zračenja. Kod brahiterapije izvor zračenja je smješten u zapremini, površini ili blizini mete. Većina radioterapijskih procedura se obavlja fotonskim snopovima, neke snopovima elektrona, dok se mali dio izvodi protonima, teškim jonima ili neutronima.

Svi fotonski snopovi se opisuju istim fizikalnim veličinama, a dijele se u različite vrste u zavisnosti od njihovog porijekla, proizvodnje i energije. Po porijeklu fotonski snopovi mogu biti: γ zrake koje nastaju iz radioaktivnih jezgara i X zrake koje nastaju bombardovanjem mete elektronima. X zrake nastale bombardovanjem elektronima se sastoje od fotona zakočnog i karakterističnog zračenja. X zrake se proizvode, ili u cijevima (superficijalne ili ortovoltažne X zrake), ili u linearnim akceleratorima (megavoltažne X zrake).

1.1. 1.Veličine koje se koriste kod opisivanja fotonskih snopova

Radijaciona dozimetrija se može razmatrati sa dva različita aspekta: u jednom se opisuje snop fotonskog zračenja preko broja i energija fotona koji čine snop, dok se u drugom opisuje količina energije koju snop isporuči u dati medij, npr. zrak, vodu ili neki biološki materijal.

Fotonski fluks i brzina fotonskog fluksa

Fotonski fluks φ se definiše kao odnos dN i dA, gdje je dN broj fotona koji ulazi u zamišljeni sferni presjek površine dA [4]:

dAdN

=Φ (1)

Jedinica za fotonski fluks u SI je m-2.

Brzina fotonskog fluksa se definiše kao odnos fotonskog fluksa i jedinice vremena:

dtdΦ

=ϕ (2)

SI jedinica za fotonski fluks je m-2s-1.

7

Energetski fluks i brzina energetskog fluksa

Energetski fluks ψ opisuje energetski tok u fotonskom snopu i definiše se kao količina energije koja pada normalno na površinu dA [4]:

dAdE

=ψ (3)

Najčešće korištena SI jedinica za energetski fluks je MeV cm-2.

Za monoenergetski snop dE predstavlja broj fotona dN pomnožen sa njihovom energijom hν, i energetski fluks ψ iskazan preko fotonskog fluksa φ je:

Ψ=φhν (4)

Brzina energetskog fluksa se definiše kao energetski fluks u jedinici vremena [4]:

dtdψ

=Ψ . (5)

Najčešće korištena SI jedinica za brzinu energetskog fluksa je MeV cm-2 s-1.

Zračna KERMA u zraku

Za monoenergetske fotonske snopove zračna KERMA u zraku (Kair)air u bilo kojoj tački na nekoj udaljensti od izvora je proporcionalna energetskom fluksu ψ ili fotonskom fluksu φ:

airtr

airtr

airair hK )()()(ρμ

υρμ

ψ Φ== (6)

gdje je (µtr/ρ) maseni energetski koeficijent trensfera za zrak i energiju fotona hν.

Kerma K se sastoji od dvije komponente: kolizione kerme Kcol i radijacione kerme Krad [4]:

radcol KKK += (7)

Za monoenergetske snopove u zraku koliziona kerma Kcol je proporcionalna Φ i ψ:

8

airab

airabcol hK )()(

ρμ

νρμ

ψ == (8)

gdje je (µab/ρ)air energetski maseni koeficijent apsorpcije u zraku za fotone energije hν.

Maseni energetski koeficijent transfera (µtr/ρ) i maseni energetski koeficijent apsorpcije su povezni slijedećom relacijom [4]:

(9)

gdje je g radijacioni dio zračenja koji se izgubi preko zakočnog zračenja, a ne bude deponovan u mediju. Za materijale malog atomskog broja Z i energije fotona ispod 1MeV je:

colabtr KKg ≈== );/()/(;0 ρμρμ (10)

Ekspoziciona doza u zraku

Koliziona kerma u zraku aircolairK )( je povezana sa ekspozicionom dozom u

zraku X, kao [4]:

)()(e

WXK air

aitcolair =

(11)

gdje je (Wair/e) srednja energija potrebna za produkciju jednog jonskog para u zraku (33.97eV/jonski par).

Vansistemska jedinica za ekspozicionu dozu je roentgen (R), dok je SI jedinica 1 C/kg, koje su povezane sa:

kgCR 41058.21 −×= (12)

Otuda je:

XR

cGyXCJ

RkgCKair

aircolair )876.0()97.331058.2()( 4 =×= − , (13)

gdje je ekspoziciona doza izražena u roentgenima.

)1( gtrab −=ρμ

ρμ

9

Doza u maloj masi medija u zraku

Koncept "apsorbirane doze u maloj masi medija u zraku", također poznat i kao "doza u slobodnom prostoru", su prvi uveli Johns i Cuningham [6] da bi opisali učinak radijacijske jedinice i proveli dozimetrijske kalkulacije uključujući odnos tkivo-zrak (TAR) i faktor rasijanja (PFS).

1.1.2. Izvori fotonskih snopova

Fotonski izvori mogu biti izotropni ili anizotropni, u zavisnosti od prostorne raspodjele emitovanog zračenja, zatim monoenergetski ili heterogeni (polienergetski), u zavisnosti od energije emitovanih fotona. U radijacionoj onkologiji najčešće se kao izvori fotona koriste telekobalt uređaji i linearni akceleratori.

Izotropni fotonski izvor proizvodi istu brzinu fotonskog fluksa u svim pravcima, dok brzina fotonskog fluksa kod anizotropnih izvora zavisi od pravca u kojem se mjeri. Fotonski sprektri za monoenergetski i heterogeni fotonski snop su prikazani na Slici 1.1.

Slika 1.1. Tipični spektar za (a) monoenergetski i (b) heterogeni fotonski snop

Područje ispod krive (b) predstavlja ukupni broj fotona u snopu:

∫= νννφφ dh

dhhd )( (14)

Svi fotoni kod monoenergetskih snopova imaju istu energiju hν. Fotoni kod heterogenih snopova mogu imati energije u intervalu od 0 do hνmax, koja je jednaka kinetičkoj energiji elektrona koji udaraju u metu. Na Slici 1.b pikovi predstavljaju karakteristično zračenje, dok kontinuirani sprektar potječe od zakočnog zračenja. Izvori γ zraka su najčešće izotropni, dok su izvori X zraka anizotropni i proizvode heterogeni spektar.

10

1.1.3. Zakon opadanja intenziteta zračenja sa kvadratom udaljenosti

Kod eksternalne radioterapije uglavnom se smatra da je izvor tačkast i da proizvodi divergentan snop kao što je prikazano na Slici 1.2.

Slika 1.2. Divergentni fotonski snop koji potječe od tačkastog izvora. Na udaljenosti fa od izvora S polje ima porvšinu A=a2, a na udaljenosti fb B=b2

Ukoliko se posmatra tačkasti izvor S, te kvadratno polje stranice a (površine A=a2) na udaljenosti fa od izvora, i kvadratno polje stranice b (površina B=b2) na udaljenosti fb od izvora, ova dva polja su geometrijski povezana sa:

ba fb

fatg 2/2/

==β (15)

ili

b

a

ff

ba=

(16)

gdje je β ugao između centralne ose i geometrijske ivice snopa.

Fotonski izvor S emituje fotone i proizvodi fotonski fluks φA na udaljenosti fa i fotonski fluks φB na udaljenosti fb. Ukupni broj fotona Ntot koji prolazi kroz

11

površinu A je jednak broju fotona koji prolazi kroz površinu B (pretpostavlja se da nema interakcije fotona između površine A i B), pa se može pisati:

2

2

2

2

a

b

B

ABAtot f

fab

ABBAN =====

ϕϕ

ϕϕ (17)

Zbog ovoga je fotonski fluks obrnuto proporcionalan kvadratu udaljenosti od izvora. Npr. ukoliko je ab ff 2= tada je fotonski fluks u tački B jednak ¼ fotonskog fluksa u tački A.

1.1.4. Prodiranje fotonskog snopa kroz pacijenta ili fantom

Fotonski snop koji se širi kroz zrak ili vakuum slijedi zakon opadanja intenziteta zračenja sa kvadratom udaljenosti. S druge strane, na fotonski snop koji se širi kroz fantom ili pacijenta, osim zakona opadanja intenziteta zračenja sa kvadratom udaljenosti, utječe slabljenje i rasijanje fotonskog snopa. Zbog ova tri efekta, isporuka doze u fantomu ili pacijentu je kompleksan proces, tako da njeno određivanje može biti veoma težak zadatak.

Direktno mjerenje dozne distribucije unutar pacijenta je nemoguće, međutim za uspješan tretman zračenja pacijenta je neophodno tačno i precizno poznavati doznu distribuciju u zapremini koja se zrači. Ovo se najčešće postiže korištenjem različitih funkcija koje povezuju dozu u bilo kojoj tački pacijenta i poznatu dozu u referentnoj tački u fantomu. Ove funkcije se uglavnom mjere pomoću dostupnih detektora zračenja u tkivno ekvivalentnim fantomima, dok se doza ili brzina doze određuju u vodenim fantomima za specifični set referentnih uslova, kao npr. dubina, veličina polja, udaljenost izvora od površine (SSD).

Tipična dozna distribucija duž centralne ose megavoltnog fotonskog snopa koji prodire kroz pacijenta je data na Slici 1.3. [5].

Build-up region

Dozni region između površine (z=0) i dubine maksimalne doze (z=zmax) kod megavoltažnih snopova se naziva dozni build-up region. Njegovo postojanje je posljedica relativno dugog dosega sekundarnih naelektrisanih čestica (elektrona i pozitrona), koje se prvo fotonskim interakcijama (fotoelektrični efekat, Komptonov efekat, produkcija parova) oslobođaju u pacijentu, a tek zatim predaju energiju mediju.

12

Dubina maksimalne doze

Dubina maksimalne doze zmax zavisi od energije fotonskog snopa i veličine polja.

Tabela 1.1. Nominalne vrijednosti zmax u zavisnosti od energije snopa za polje 5x5 cm2 [4]:

Energija snopa

Ortovoltažni snop Co-60 4MV 6MV 10MV 18MV 25MV

zmax(cm) 0 0.5 1 1.5 2.5 3.5 5 Pokazuje se da je za datu energiju dubina maksimalne doze najveća za polje zračenja dimenzija 5x5 cm2. Za polja zračenja veća od 5x5 cm2 dubina maksimalne doze se smanjuje uslijed rasijanja na kolimatoru i "fletening" filterima [4].

Slika 1.3.: Distribucija procentualne dubinske doze unutar pacijenta isporučena megavoltažnim fotonskim snopom

Može se posmatrati nekoliko važnih tačaka i regiona. Snop ulazi u pacijenta na površini, gdje isporučuje površinsku dozu Ds. Ispod površine doza veoma brzo raste, dostižući maksimalnu vrijednost na dubini zmax, a zatim opada skoro eksponencijalno, dok ne dostigne vrijednost Dex na izlazu iz pacijenta.

Region između z=0 i z=zmax se naziva build-up region.

13

Površinska doza

Kod megavoltažnih fotonskih snopova, površinska doza je općenito manja od maksimalne doze koja se postiže na nekoj dubini zmax ispod pacijentove kože. Kod megavoltnih fotonskih snopova, površinska doza zavisi od energije snopa i veličine polja.

Što je viša energija upadnog snopa manja je površinska doza, tako da je, naprimjer, za polje 10x10 cm2 površinska doza 30% od maksimalne doze za energije Co-60, 15% za energiju 6MV, a 10% za energiju 18MV. Za datu energiju snopa površinska doze se povećava sa veličinom polja. Mala površinska doza u odnosu na maksimalnu dozu se naziva efekat poštede kože i predstavlja veliku prednost pri korištenju megavoltažnih snopova u odnosu na ortovoltažne prilikom tretiranja dubinskih tumora. Ortovoltažni snopovi ne pokazuju efekat poštede kože i njihova maksimalna doza je na površini kože.

Površinskoj dozi doprinose i:

-fotoni rasijani od kolimatora,

-fotoni koji se odbiju od pacijenta,

-visokoenergetski elektroni nastali interakcijom fotona u zraku.

1.1.5. Parametri kod tretmana zračenja

Eksternalna radioterapija fotonskim snopovima se obavlja pomoću tri vrste tretmanskih mašina: mašine za proizvodnju X zraka, teleterapijske jedinice (najčešće Co-60) i linearnih akceleratora. Glavni parametri kod ekternalne isporuke doze fotonskim snopovima su: dubina tretmanskog mjesta, veličina polja, SSD ili SAD u zavisnosti od postavke tretmana i energija snopa.

Apsorbovana doza

Prvi korak pri određivanju raspodjele apsorbovane doze unutar pacijenta je određivanje različitih doza duž centralne ose snopa.

Apsorbovana doza je jednaka energiji dE koju apsorbuje jedinica mase dm [6]:

dmdED =

(18)

SI jedinica za aposrbovanu dozu je:

14

[ ] GykgJD 11 ==

(19)

Doza na nekoj dubini će zavisiti od mnogo faktora: veličina polja, energija snopa, dubina u pacijentu, udaljenost izvor-koža.

Doza duž centra polja se najčešće opsiuje se sa slijedećim veličinama: veličinama: procentualna dubinska doza (PDD), odnos tkivo-zrak (TAR), odnos tkivo-fantom (TPR) i odnos tkivo-maksimum (TMR).

Procentualna dubinska doza (PDD)

PDD se definiše kao odnos doze na nekoj dubini d u fantomu i doze na nekoj referentnoj dubini u fantomu d0 (Slika 1.4).

100),,,(0

0d

dd D

DsAddPDD =

(20)

Slika 1.4. Fantom, izvor i referentne tačke

PDD zavisi od četiri veličine: d-dubina na kojoj određujemo PDD, d0-referentna dubina, Ad-veličina polja na dubini d i s-udaljenost izvor-koža.

Vrijednosti PDD-a duž centralne ose snopa se mjeri pomoću pokretnog detektora, pri čemu SSD ostaje konstantan (najčešće 100 cm).

Odnos tkivo zrak (TAR)

TAR se definiše kao kao odnos doze DQ ili brzine doze u nekoj tački duž centralne ose snopa i doze DQ' ili brzine doze u istoj tački u zraku (Slika 1.5.) [7].

15

'

),,(Q

QQ D

DhAzTAR =ν (21)


TAR zavisi od tri veličine: z-dubina na kojoj se određuje TAR, AQ, veličina polja na dubini z i hν-energija snopa.

TAR je pogodan za opis niskoenergetskih snopova. Za više energije je potrebno uvesti koncept TPR-a.

Odnos tkivo-fantom (TPR)

TPR ili odnos tkivo-fantom (Slika 1.6.) se definiše kao [7]:

ref

QQ D

DhAzTPR =),,( ν

(22)

pri čemu je DQ doza u tački Q u fantomu na centralnoj osi snopa, a DQref doza u fantomu na referentnoj dubini zref (najčešće 5 cm ili 10 cm) na centralnoj osi snopa.

16


Ukoliko je referentna dubina zref jednaka dubini maksimalne doze zmax odnos tkivo-fantom se naziva odnos tkivo-maksimum (TMR) [7].

Veličina polja zračenja

Snopovi koji se koriste u radioterapiji imaju različite oblike koji su uglavnom rezultat kompromisa između oblika mete i potrebe za jednostavnošću oblika polja zračenja zbog veće preciznosti. Najčešće se oblici polja zračenja klasificiraju u četiri grupe: kvadratna, pravougaona, kružna i nepravilna.

Oblikovanje polja zračenja se vrši radi zaštite vitalnih organa i nepotrebnog zračenja zdravih tkiva. Oblik polja je prvenstveno određen lokacijom tumora i rasporedom metastaza. Za oblikovanje polja zračenja se najčešće koriste zaštitni blokovi koji su napravljeni od olova. Debljina bloka mora osigurati adekvatnu zaštitu željenog područja. U većini slučajeva, dozvoljen je prolazak do 5% primarnog snopa kroz zaštitni blok do zdravog tikva. Debljina olova od 4,5 do 5 poludebljina (HVL) će osigurati da manje od 5% primarnog snopa prođe kroz blok. Debljina olovnog bloka zavisi od kvalitete (energije) snopa. Blokovi se prave od legura koje imaju relativno nisu tačku topljenja i lahko se oblikuju, dok su na sobnoj temperaturi tvrđi od olova. Prateći radiografski snimak tumora, žicom se oblikuje stiropor, koji se zatim stavlja u istopljenu leguru pri čemu se dobija blok željenog oblika. Danas su u upotrebi višeslojni sistemi koji automatski prilagođavaju oblik snopa situaciji. Kvadratna i pravougaona polja se dobijaju pomoću kolimatora koji su instalirani u radioterapijsku mašinu, kružna polja specijalnim kolimatorima koji predstavljaju dodatak tretmanskoj mašini, dok se za nepravilna polja prave namjenski zaštitni blokovi ili višeslojni kolimatori koji se dodaju na uređaj prilikom tretmana.

17

Izvanosni odnos i profil snopa

Dozna distribucija duž centralne ose snopa daje samo djelimičnu informaciju koja je potrebna da bi se adekvatno i precizno odredila doza unutar pacijenta. 2-D i 3-D dozne distribucije se određuju iz podataka duž centralne ose i izvanosnih profila snopa.

U najjednostavnijoj formi, izvanosni podaci su dati sa profilima snopa izmjerenim normalno na centralnu osu snopa na datoj dubini u fantomu. Dubina mjerenja je tipično na dubini maksimalne doze ili na 10 cm. Primjer tipičnih doznih profila izmjerenih na različitim dubinama u vodi za dva polja (10x10 cm2 i 30x30 cm2) i snop energije 10MV je dat na Slici 1.7. [4]

Slika 1.7. Primjer profila snopa za dva različita polja površina (10x10 cm2 i 30x30 cm2) i snop energije 10 MV u vodenom fantomu.

Kombinirajući doznu distribuciju duž centralne ose snopa i izvanosne dozne podatke, moguće je dobiti 2-D i 3-D doznu distribuciju.

Izvanosni odnos (OAR) se definiše kao odnos doze u nekoj vanosnoj tački i doze na centralnoj osi snopa koja se nalazi na istoj dubini u fantomu.

18

Profili megavoltažnih snopova X zraka se sastoje od tri različita regiona: centralnog, penambre i umbre.

Centralni region predstavlja centralni dio profila koji počinje od centralne ose a završava unutar 1-1.5 cm od ivica geometrijskog polja snopa. Veličina geometrijskog polja se obično definiše kao prostor između 50% doznih tačaka na profilu snopa. Kod linearnih akceleratora na centralni region utječe i energija elektrona koji udaraju u metu, atomski broj mete, atomski broj materijala od kojeg je napravljen fletening filter te njegov geometrijski oblik.

U doznom regionu penambre doza se veoma brzo mijenja što zavisi i od kolimatora koji oblikuju polja i veličine izvora. Pad doze oko geometrijskih ivica snopa je sigmoidnog oblika koji se nastavlja u rep penambra regiona, koji predstavlja malu komponentu doze, koja je rezultat transmisije kroz kolimator (transmisiona penambra), konačnih dimenzija izvora (geometrijska penambra) i rasijanja X zraka u pacijentu (rasijana penambra). Ukupna penambra je fizikalna penambra koja je suma tri individualne penambre: transmisione, geometrijske i rasijane). Fizikalna penambra zavisi od energije snopa, veličine izvra, SSD-a, udaljenosti kolimatora i izvora i dubine u fantomu.

Umbra je region izvan polja zračenja, daleko od ivica polja. Doza u ovom regionu je veoma mala i ona je rezultat propuštenog zračenja kroz kolimator i zaštitnu glavu.

Uniformnost polja kvantitativno određuju dva parametra: spljoštenost snopa (polja) i simetrija snopa (polja).

Spljoštenost snopa

Spljoštenost (izravnatost) snopa F se računa na osnovu maksimalne Dmax i minimalne Dmin vrijednost doze unutar 80% centralnog dijela širine snopa, prema izrazu [4]:

100DDDD

Fminmax

minmax ×+−

= (23)

Smatra se prihvatljivim, ukoliko F ima manju vrijednost od 3% (mjereno u vodenom fantomu na dubini od 10 cm, pri SSD=100 cm, i za najveće moguće polje, u najčešće 40x40 cm2). Simetrija snopa Simetrija snopa S se najčešće određuje na dubni maksimalne doze zmax. Smatra se prihvatljivim ukoliko se doze u dvije tačke, koje su na jednakoj udaljenosti od centralne ose snopa, ne razlikuju više od 2% [4].

19

1.1.6. Izodozne distribucije u vedenim fantomima

Fizikalne karakteristike snopova zračenja se obično mjere u vodenim fantomima pod slijedećim standardnim uslovima:

• homogen fantom, • ravna površina fantoma, • upadni snop normalan na površinu fantoma.

Površinske i zapreminske promjene dubinske doze se prikazuju izodoznim krivim ili izodoznim površinama, koje predstavljaju tačke u kojima je doza jednaka u zapremini od interesa.

Izodozne krive i površine su najčešće prikazane u intervalima apsorbovane doze i izražavaju se kao procentualna doza u odnosu na referentnu tačku.

Izodozni grafik za jedan snop se sastoji od familije izodoznih krivih predstavljenih u pravilnim intervalima PDD-a. Pri normalizaciji vrijednosti doze koriste se dvije konvencije (Slika 1.8.):

- za SSD postavku sve vrijednosti su normalizirane u odnosu na 100 u tački P na centralnoj osi snopa,

- za SAD postavku sve vrijednosti su normalizirane na 100 u odnosu na izocentar.

Slika 1.8. Izodozni grafik za Co-60 u vodenom fantomu: (a) SSD postavka (10x10 cm2, SSD=80 cm); (b) SAD postavka (10x10 cm2, SAD=100cm, dubina izocentra 10

cm)

20

U blizini ivica snopa, u regionu penambre doza veoma brzo opada sa povećanjem udaljenosti od centralne ose snopa. Ovaj pad doze nije uzrokovan samo geometrijskom penambrom nego i nedostatkom rasijanja.

Izvan geometrijskih granica snopa i penambre, promjena doze je rezultat tri doprinosa:

(i) rasijanja od polja zračenja, (ii) curenja zračenja kroz kolimator i zaštitnu glavu uređaja, (iii) rasijanja od kolimacionog sistema.

Parametri koji utječu na doznu distribuciju kod jednog snopa su: kvalitet snopa, veličina izvora, kolimacija snopa, veličina polja, SSD i udaljenost izvora od kolimatora.

Mjerenja neophodna za izodozne grafike se izvode jonizacionim komorama, detektorima sa čvrstim materijalom, standardnim radiografskim i radiohromatskim filmovima. Osim dirketnim mjerenjima izodozni grafici se mogu dobiti koristeći različite algoritme za planiranje tretmana.

Tretiranje tumora se vrlo rijetko obavlja samo jednim snopom. Dubinski tumori se najčešće tretiraju sa dva ili više snopova da bi se postigla prihvatljiva dozna distribucija unutar tumora, ali i okolnog zdravog tkiva. Doza na tumor po pravilu je veća nego doza na okolno zdravo tkivo i dozna distribucija unutar tumora bi trebala biti homogena sa odstupanjima od 7% do -5%, ukoliko je to moguće [4].

Dozna distribucija unutar fantoma za jedno polje

U kliničkim situacijama snop ne mora nužno da pada pod pravim uglom i pacijentova površina može biti zakrivljena ili može imati nepravilan oblik za što je neophodno koristiti korekcije za nepravilne konture. Također neka tkiva koja se zrače, npr. pluća ili kosti, imaju različitu gustinu od gustine vode, što zahtjeva upotrebu korekcija za heterogena tkiva.

Izodozne distribucije unutar pacijenta se mogu vršiti na dva različita načina:

• algoritmima baziranim na korekcijama, • algoritmima baziranim na modelima.

Algoritmi bazirani na korekcijama koriste dozne podatke izmjerene u vodenom fantomu sa ravnom površinom i normalnim upadnim snopom, kao i različite metode koje koriguju nepravilne konture pacijenta i nagib upadnog snopa.

21

Algoritmi bazirani na modelima koriguju navedene probleme modeliranjem doznih distribucija na osnovu fundamentalnih principa i pojedinačnih proračuna za sve geometrijske i fizikalne karakteristike tretmana pacijenta.

Prije kliničke upotrebe ovih algoritama neophodno je eksperimentalno provjeriti podatke, što u pojedinim slučajevima može biti veoma kompliciran zadatak. Kod konvencionalnih tehnika tretmana algoritmi bazirani na korekcijama rade veoma dobro i produciraju pouzdane dozne distribucije. Za nove sofisticirane tehnike tretmana, ove tehnike postaju problematične, te su potrebne radikalne korekcije, dok su algoritmi bazirani na modeliranju vrlo obećavajući, ali su još uvijek u razvoju [4].

Korekcije za nepravilne konture i kosi upadni snop

Snop zračenja koji prolazi kroz nepravilnu pacijentovu površinu daje izodoznu distribuciju koja se veoma razlikuje od standardne dozne distribucije kod ravne površine i normalnog upadnog snopa. Pri rješavanju ovog problema koriste se dva različita pristupa:

• efekat se može korigovati različitim računskim metodama, • efekat se može izbjeći korištenjem različitih klinova, bolusa i

kompenzatora. Mnogo jednostavnije su tehnike kojima se kompenzira nedostajuće tkivo.

Klinasti filteri se koriste ukoliko upadni snop odstupa od pravog ugla. Upotrebljavaju se dvije vrste ovih filtera:

• fizikalni klinovi koji su napravljeni od olova, mesinga ili čelika. Kada se smjeste u snop zračenja uzrokuju jako smanjenje intenziteta snopa;

• dinamički klinovi.

Faktor propuštanja klina se definiše kao odnos doza na dubini zmax u vodenom fanomu na centralnoj osi snopa sa i bez filtera.

Bolus je materijal koji je ekvivalentan tkivu, a postavlja se direktno na površinu kože da bi popunio neravnine na pacijentovoj koži i obezbijedio ravnu upadnu površinu za snop. Pri korištenju bolusa kod tretiranja megavoltažnim snopovima smanjuje se efekat poštede kože, pošto se dubina maksimalne doze pomjera prema površini tijela pacijenta.

Kompenzatori se koriste isto kao i bolusi, s tim da korištenje kompenzatora zadržava efekat poštede kože. Kompenzatori se postavljaju na udaljenosti 15-20 cm od površine kože, što ne utječe na efekat poštede kože.

22

Korekcije na nehomogenosti tkiva

Standardni izodozni grafici i dubinske doze se daju za homogeni vodeni fantom. Snop zračenja koji se koristi kod tretmana pacijenata uglavnom prolazi kroz različita tkiva koja se po svom atomskom broju i gustoći mogu razlikovati od vode. Ove tkivne nehomogenosti (heterogenosti) utječu na isporuku doze i mogu rezultirati izodoznom distribucijom koja se veoma razlikuje od distribucije dobivene u vodenom fantomu. Efekti nehomogenosti na doznu distirubuciju zračenja zavise od gustoće, veličine i atomskog broja nehomogenosti i mogu se podijeliti u dvije različite grupe:

• povećanje ili smanjenje slabljenja primarnog snopa što utječe na distribuciju rasijanog zračenja,

• povećanje ili smanjenje fluksa sekundarnih elektrona.

Pri razmatranju efekta nehomogenosti značajna su tri regiona : (1) Tačka od interesa P je locirana ispred nehomogenosti, (2) tačka od interesa P je unutar nehomogenosti, (3) tačka od interesa P je iza nehomogenosti.

U regionu (1), ispred nehomogenosti, posebno kod megavoltažnih snopova, nema utjecaja nehomogenosti na dozu.

U regionu (2) na dozu utječu uglavnom promjene u fluksu sekundarnih elektrona, dok promjene u slabljenju primarnog snopa imaju nešto manji utjecaj. U uslovima elektronske ravnoteže, za dati fluks fotona, odnos apsorbovanih doza u dva različita medija je jednak odnosu masenih apsorpcionih koeficijenata za ova dva medija [4].

U regionu (3) na dozu prvenstveno utječe slabljenje primarnog snopa, a manje, promjene u rasijanju.

Iza zdravih pluća (gustoće 0.3 g/cm3) doza u mehkim tkivima će se povećati, dok će se iza kostiju (gustoća 1.6 g/cm3) doza smanjiti u poređenju sa dozom izmjerenom u vodenom fantomu. Tipične korekcije doze za prolazak fotonskog snopa kroz 1 cm plućnog tkiva su 3%, 2% i 1% za snopove energija 4,10 i 20 MV, redom [4].

Zaštitni efekat kosti", tj. smanjenje doze uslijed prolaska zračenja kroz koštano tkivo, jako zavisi od energije snopa, a naročito je izražen za energije rendgenskog zračenja, zbog dominacije fotoelektričnog efekta na niskim energijama.

23

1.1.7. Isporuka doze jednim fotonskim eksternalnim snopom

Izlazna snaga mašina za proizvodnju X zraka i izotopskih jedinica je obično data u centigreyima u minuti (cGy/min) na dubini zmax u fantomu, dok je izlazna snaga za linearne akceleratore data u centigreyima po monitor jedinici (cGy/MU) na dubini zmax u fantomu. Jonizacione komore kod linearnih akceleratora su podešene tako da izlaznom snopu odgovara 1 cGy/MU na dubini zmax za polje 10x10 cm2 i SSD=100 cm (Slika 1.9.).

Slika 1.9. Geometrija SSD postavke

MUcGyhzDP 1),100,10,( max =ν&

(24) Brzina doze u tački P ),100,,( max νhAzDp

& za proizvoljno polje veličine A se

određuje iz brzine doze u tački P za polje veličine 10x10 cm2 ),100,10,( max νhzDP

&i relativnog doznog faktora RDF:

),(),100,10,(),100,,( maxmax ννν hARDFhzDhAzD PP ×= && (25)

Relativni dozni faktor RDF se definiše kao odnos doze ),,,( max νhfAzDP u tački

P fantoma za polje A, i doze ),,10,( max νhfzDP u tački P fantomu za polje 10x10 cm2:

),,10,(),,,(

),(max

max

νν

νhfzDhfAzD

hARDFP

P=. (26)

24

Broj monitor jedinica MU (MUs) potreban da se tumoru isporuči doza TD u tački Q, koristeći jedno polje površine A se računa kao ( DTMUTDDTDQ

&&& ),/()(== , brzina doze na tumor):

),,,(),(),100,10,( max ννν hfAzPDDhARDFhzDTDMU

P ××=

&. (27)

gdje je TD- Doza na tumor, )h,100,10,z(D SADmaxP ν& - Brzina doze u tački P, za polje 10x10cm2 i udaljenost izvor- koža 100 cm, )h,A(RDF ν -Relativni dozni faktor za energiju snopa hν i polje površine A , ),,,( νhfAzPDD -Procentualna

dubinska doza na dubini z, za polje veličine AQ, udaljenost izvor koža f i energiju snopa hν.

Slično i za SAD postavku (Slika 1.10.), broj monitor jedinica MU koje su potrebne da se tumoru isporuči doza TD u tački Q jednim izocentričnim snopom sa veličinom polja AQ, se može približno izračunati iz slijedeće relacije:

Slika 1.10. Geometrija SAD postavke

2

refQSADmaxP zff

)h,A,z(TPR)h,A(RDF)h,100,10,z(DTDMU ⎟⎟

⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛+

×ν×ν×ν

=&

. (28)

gdje je TD- Doza na tumor, )h,100,10,z(D SADmaxP ν& - Brzina doze u tački P, za polje 10x10cm2 i udaljenost izvor-osa rotacije 100cm, )h,A(RDF ν -Relativni dozni faktor za energiju snopa hν i polje površine A , )h,A,z(TPR Q ν -Odnos

tkivo fantom na dubini z, veličini polja A i energiji snopa hν, f –udaljenost izvor-osa rotacije i zref –referentna dubina.

25

1.2. RELATIVNA DOZNA MJERENJA SA JONIZACIONOM KOMORAMA

Jonizacione komore se u kliničkoj fizici koriste ne samo za kalibraciju fotonskih i elektronskih snopova u referentnoj tački u fantomu, nego i za relativna mjerenja različitih parametara i doznih funkcija. Zavisnost doznih korekcionih faktora od energije snopa je veoma važna kod relativnih doznih mjerenja, dok se u večini drugih situacija može zanemariti. Za mjerenje različitih tipova doza, u različitim situacijama, koriste se različite jonizacione komore. Naprimjer:

• Doze i brzine doza u referentnoj tački u fantomu za megavoltažne elektronske snopove iznad 10MeV mjere se sa cilindričnim jonizacionim komorama relativno velike zapremine (0.6 cm3).

• Relativne dozne distribucije (npr. PDD duže centralne ose) za fotonske snopove iza zmax i elektronske snopove se uglavnom mjere cilindričnim jonizacionim komorama male zapremine (0.1 cm3).

• Površinske doze i doze u build-up regionu se mjere pomoću jonizacionih komora sa paralelnim pločama.

• Tipične PDD krive za megavoltažne snopove se dobivaju mjerenjima pomoću jonizacionih komora sa paralelnim pločama sa pozitivnim i negativnom polaritetom (Slika 1.11.).

Slika 1.11. Dubinske doze izmjerene jonizacionom komorom sa paralelnim pločama. U build-up regionu pozitivni polaritet proizvodi veće očitanje od

negativnog polariteta. Iza zmax oba polariteta daju isto očitanje. • U build-up regionu pozitivni polaritet komore proizvodi veći signal

nego negativni polaritet. Razlika u polaritetima je najviše izražena na

26

površini fantoma, dok potpuno nestaje na dubini zmax i dalje. Na dubini zmax i iza, mjerenja bi se trebala izvoditi cilindričnom jonizacionom komorom male zapremine. U build-up regioni cilindrična komora će očitati nerealno visok signal zbog velike debljine zidova.

• U build-up regionu mjerenja se izvode i pri pozitivnom i negativnom polaritetu komore i kao tačna vrijednost doze se uzima srednja vrijednost doza dobivenih pri različitim polaritetima. Uzimanjem srednje vrijednosti iz rezultata se eliminira Komptonova struja koja je rezultat fotonskih interakcija unutar komore. U doznom build-up regionu ove interakcije uzrokuju gubitak elektrona koji ne stižu do elektroda. Ova Komptonova struja uzrokuje očitanje manjeg signala kod negativnog polariteta dok se pri pozitivnom polaritetu događa suprotno.

• Za dubine iza zmax, i pri pozitivnom i negativnom polaritetu javlja se isto očitanje zbog elektronske ravnoteže na elektrodama.

Efikasnost skupljanja jona ne zavisi samo od potencijalne razlike između elektroda nego i od brzine doze u šupljini jonizacione komore. Zbog ovoga, u principu, kada se mjere dubinske doze, efikanost skupljanja jona se treba posmatrati kao funkcija dubine u fantomu. U praksi, sve dok je rekombinacija jona manja od 2%, promjene u rekombinaciji jona sa dubinom se zanemaruju pri mjerenju relativne dubinske doze.

27

1.3. KALIBRACIJA FOTONSKIH I ELEKTRONSKIH SNOPOVA

Općenito govoreći, standardni dozimetrijski sistem sadrži slijedeće komponente:

(a) jednu ili više jonizacijskih komora, uključujući električnu opremu i sve dodatne kablove za različite svrhe,

(b) uređaj za mjerenje (elektrometar), (c) jedan ili više fantoma.

Jonizacione komore su najpraktičnija i najzastupljenija vrsta dozimetara za precizna mjerenja u radioterapiji. Mogu se koristiti kao relativni ili apsolutni dozimetri. Zapremina komore je ispunjena zrakom i doza ili brzina doze se dobija iz jonizacionog naboja Q ili jonizacione struje I, koji nastaju kao posljedica zračenja zraka mase mair u komori. Naboj Q i masa zraka mair su povezani sa apsorbovanom dozom u zraku Dair:

⎟⎠

⎞⎜⎝

⎛=e

WmQD air

airair , (29)

gdje je Wair srednja energija potrebna za produkciju jonskog para u zraku.

Cilindrične jonizacione komore se koriste pri kalibraciji radioterapijskih snopova X zraka srednjih energija od približno 80 keV (60Co), visokoenergetskih fotonskih snopova, elektronskih snopova energija oko 10 MeV, terapeutskih protona i teških jona. Zapremina šupljine komore bi trebala biti od 0.1 cm3 do 1 cm3. Ova veličina zapremine bi trebala osigurati dovoljnu osjetiljvost i mogućnost mjerenja doze u tački. Dijametar ovakvih komora nije veći od 7 mm, a dužina nije veća od 25 mm. Komora mora biti tako poravnata da radijacioni fluks prolazi uniformno kroz poprečni presjek šupljine komore.

Uređaj za mjerenje struje ili naboja se sastoji od elektrometra i napojne jedinice za polarizaciju napona u jonizacijskoj komori. Poželjno je da elektrometar ima digitalni displej.

Elektrometar i jonizacijska komora mogu biti posebno kalibrisani.

Voda je od strane IAEA preporučena kao medij za fantome kod mjerenja apsorbovane doze i kod elektronskih i kod fotonskih snopova zračenja. Dimenzije fantoma trebaju biti takve da ima još minimalno 5 cm od najvećeg polja zračenja do ivica fantoma.

28

1.3.1. Korekcioni faktori

Kalibracioni faktor za jonizacionu komoru je validan samo za referentne uslove koji se primjenjuju na kalibraciju. Bilo koje odstupanje od referentnih uslova zahtjeva korekciju pomoću odgovarajućih faktora.

Pritisak, temperatura i vlažnost

S obzirom da su tzv. vazdušne jonizacione komore ispunjene zrakom i imaju direktan kontakt sa okolinom, varijacije u ambijantalnoj temperaturi i pritisku mogu utjecati na gustoću zraka u komori. Zbog toga se uvodi korekcioni faktor KTP na ambijentalnu temperaturu i pritisak:

PP

)T2.273()T2,273(K 0

0TP +

+=

(30)

gdje su P i T su vrijednosti pritiska i temperature zraka u vrijeme mjerenja, a P0 i T0 su referentne vrijednosti (P0 = 101.3 kPa i T0= 20°C) [8].

Korekcije na vlažnost zraka nisu potrebne ukoliko se kalibracioni faktor odnosi na relativnu vlažnost od 50%.

29

Efekat polariteta

Pri komisioniranju uvijek se mora provjeriti očitanje jonizacione komore korištenjem polarizacijskog potencijala suprotnog polariteta [8].

Ako jonizaciona komora proizvodi mjerljive efekte polariteta, vrijednost najbliža stvarnoj može se dobiti usrednjavanjem očitanih apsolutnih vrijednosti za oba polariteta.

Korekcioni faktor kpol za očitanje jonizacione komore, koja koristi polarizacijski potencijal suprotnog polariteta, dat je sa [8]:

MMM

k pol 2−+ +

= (31)

pri čemu su M+ i M- očitanja na elektrometru, dobivena pri korištenju pozitivnog i negativnog polariteta.

Rekombinacija jona

Nepotpuno sakupljanje naboja u jonizacionoj komori zahtjeva upotrebu rekombinacionog korekcionog faktora ks [8]. Efekat nepotpunog sakupljanja naboja zavisi od geometrije jonizacione komore i upotrijebljenog napona polarizacije.

Rekombinacioni faktor ks pri normalnom radnom naponu se može naći kao [9]:

2

2

12

2

110s )

MM

(a)MM

(aak ++= (32)

pri čemu si M1 i M2 vrijednosti očitane pri polarizirajućim naponima V1 i V2, redom, a a0, a1 i a2 su parametri fitovanja na kvadratnu krivu [10]. Vrijednosti za parametare fitovanja ai najčešće se daju tabelarno (Tabela 1.2.).

Tabela 1.2. Vrijednosti parametara fitovanja ai

V1/V2 a0 a1 a2 2.0 2.337 -3.636 2.299 2.5 1.474 -1.587 1.114 3.0 1.198 -0.875 0.677 3.5 1.080 -0.542 0.463 4.0 1.022 -0.363 0.341 5.0 0.975 -0.188 0.214

30

Izbor indeksa kvaliteta snopa

Za visokoenergetske fotone proizvedene kliničkim akceleratorima kvalitet snopa Q je određen odnosom tkivo-fantom, TPR20,10. Najvažnija karakteristika indeksa kvalitete snopa TPR20,10 je njegova nezavisnost od elektronske kontaminacije upadnog snopa. Indeks kvalitete snopa je također mjera efektivnog koeficijenta slabljanja koji opisuje približno eksponencijalni pad dubinske doze iza dubine maksimalne doze. [11-13]

TPR 20,10 je odnos apsorbovanih doza na dubini od 20 i 10 cm u vodenom fantomu za polje zračenja 10x10 cm2, pri čemu je udaljenost izvor-komora konstantan i iznosi 100 cm, ili:

0595.0PDD2661.1TPR 10,2010,20 −= (33)

gdje je PDD 20,10 odnos procentualne dubinske doze na dubini od 20 cm i 10 cm, za polje zračenja dimenzija 10x10 cm2 i SSD=100 cm [14]. Ova empirijska jednakost je dobivena iz uzorka od skoro 700 akceleratora i zadovoljava ranije fitovanje [15] korišteno u TRS-277 [16].

31

1.4. O KLINIČKOM KOMISIONIRANJU

Komisioniranje je jedan od najvažnijih dijelova cijelog programa osiguranja kvalitete (QA) i za RTPS i za proces planiranja. Komisioniranje podrazumjeva testiranje funkcija sistema, registriranje različitih mogućnosti i provjeru sposobnosti algoritama za proračun doze da reprodukuju proračune za doze. U ovom radu su prvenstveno od interesa visokoenergetski fotonski snopovi, koji se i najčešće koriste u radioterapiji, i verifikacija proračuna doza kroz testove komisioniranja, ali samo za tipične tehnike tretmana.

Svrha testiranja je potvrditi da radioterapijski proces, počevši od CT skeniranja, anatomskog modeliranja, planiranja tretmana i proračuna monitor jedinica u vremenu (MU/vrijeme) kod linearnih akceleratora ili vremena tretmana kod telekobalta, ispravno funkcioniše za tipične tehnike tretmana, što bi rezultiralo validnim rezultatima sa zadovoljavajućom preciznošću.

U toku kliničkog komisioniranja preformanse RTPS sistema će biti provjerene za tipične konvencionalne radioterapijske tehnike, uključujući komparaciju izračunatih i izmjerenih vrijednosti doza za semiantropomorfni fantom i provjere proračuna odnosa MU i vremena tretmana. Za procedure kliničkog komisioniranja, potreban je CIRS fantom, model 002LFC. Fantom je opremljen sa setom dodataka različite elektronske gustoće, koji omogućavaju da se provjeri procedura konverzije CT broj - elektronska gustoća.

Struktura testova je takva da se prvo izvrše provjere distribucije doza za jedan snop, zatim standardne tehnike za više snopova i na kraju kompleksne tehnike sa više polja. Ove provjere imaju za primarni cilj potvrdu da se planirane apsolutne doze isporučene vodenom fantomu slažu sa rezultatima dobivenim mjerenjima.

Procedure kliničkog komisioniranja su proveli učesnici IAEA CRP (International Atomic Energy Agency Coordinated Research Project) kroz pilot studiju, što je imalo za cilj provjeru praktičnosti preporuka i prihvatljivost vremena izvođenja procedura. Pilot studija uključuje komparaciju rezultata testova koji su tabelarno grupisani za različite RTPS algoritme [17].

Rezultati RTPS komisioniranja se mogu koristiti kao referentni podaci za periodične provjere QA programa, koji provjerava integritet hardvera, softver i prenos podataka.

32

2. MATERIJAL I METODE RADA

2.1. TESTOVI KLINIČKOG KOMISIONIRANJA

2.1.1. Opća razmatranja

Cjelokupna karakterizacija, provjere algoritama i softversko testiranje algoritama za proračun doza, koji se koriste kod RTPS, najčešće prevazilaze mogućnosti većine radioterapijskih ustanova. Zbog toga je IAEA utvrdila niz neophodnih testova, koji bi trebali pomoći institucijama da izvrše provjeru algoritma za proračun fotonskih doza pri radioterapiskim tehnikama koje će se klinički koristiti. Korisnik mora definisati vrste tretmana koje će biti korištene, osigurati odgovarajuće ulazne podatke, izvršiti podešavanje fotonskog snopa, dobiti set izmjerenih vrijednosti za RTPS sistem, analizirati rezultate i konačno biti odgovoran za provjeru algoritama za proračun doza koji će biti testiran, a poslije i klinički korišten.

Test prihvatljivosti bi morao biti izveden zajedno sa ovlaštenim predstavnikom isporučioca opreme, korištenjem podatka za preinstalirani snop, da bi se korisniku pokazalo da će se dobiti približno isti rezultati kao i kod fabričkih testiranja.

Poslije kompletnog testa prihvatljivosti, set izmjerenih podataka mora biti unešen u sistem zbog modeliranja snopa. Procedura modeliranja snopa mora biti validna u poređenju sa razlikama u mjerenoj i izračunatoj dozi čija će tolerancija biti data u nastavku. Testiranje uslova mora uključivati otvorena, nepravilna i polja sa klinastim filterima mjerena u homogenom vodenom fantomu. Obavezno je da se modeliranje i provjeravanje snopa izvrši za svaki algoritam koji će biti klinički korišten.

Anatomski testovi se odnose na kreiranje anatomskog modela za planiranje tretmana. Dozimetrijski testovi su dizajnirani tako da pokrivaju veliki broj tretmanskih tehnika koje se koriste u kliničke svrhe.

2.1.2. Fantom za testove kliničkog komisioniranja

Osobine fantoma pogodnih za komisioniranje i QA RTPS sistema su date u TRS-430 i IAEA TECDOC-1583 [17]. Potrebno je razmotriti nekoliko različitih kategorija:

• CT fantom:

33

-provjera konverzije odnosa CT broja i relativne elektronske gustoće (RED),

-ocjena geometrije snopa,

-stvaranje digitalnog rekonstruisanog radiografa (DRR),

-rekonstrukcija u više ravni.

• Pločasti geometrijski fantom: - voda/tkivo ekvivalentan materijal,

- mogućnost za film dozimetriju,

- provjera korekcija za nehomogenosti.

• Antropomorfni fantom: - dozimetrijska mjerenja za tipične ili specijalne tretmanske tehnike.

Testovi kliničkog komisioniranja se baziraju na korištenju CIRS Toraks fantoma model 002LFC. Ovaj fantom se bira jer je komercionalno dostupan i zadovoljava većinu prethodno nabrojanih uslova. Korištenje drugih fantoma za testove kliničkog komisioniranja je moguće, ali zahtjeva prilagođavanje testova geometrije i izbor odgovarajućih tačaka mjerenja.

CIRS toraks fantom je eliptičnog oblika i predstavlja srednji ljudski torzo po proporcijama, gustoći i dvodimenzionalnoj strukturi. Tijelo fantoma je napravljeno od različitih materijala, koji imaju apsorpcione osobine ekvivalentne vodi, plućima i kostima. Fantom sadrži deset šupljina predviđenih za postavljanje držača za jonizacione komore. Držači su izrađeni od istog materijala kao i odgovarajući dijelovi fantoma. U držače postavljaju se odgovarajuće jonizacione komore, što omogućava mjerenje doze u različitim tačkama unutar fantoma. Raspored šupljina omogućava da se mjere doze u najkritičnijim tačkama toraksa. Jedna polovina fantoma je podjeljena u 12 sekcija, svaka debljine 1 cm da bi se mogao postaviti radiografski ili radiohromatski film. Ravnanje i odgovarajuća orjentacija fantoma se postiže odgovarajućom bazom i držačem. Fantom je kompletiran sa setom od četiri certificirana umetka različitih elektronskih gustoća (mišići, kosti, pluća i masna tkiva).

Oznaka u obliku križića, koja je locirana na vrhu fantoma i dvije dodatne bočne oznake, omogućavaju podešavanje fantoma u odnosu na izocentar radioterapijskog uređaja.

34

Mjerenja prilikom kliničkog komisioniranja vrše se jonizacionom komorom koja je prethodno kalibrisana i smještena u odgovarajuću šupljinu fantoma.

Tabela 2.1. Referentne gustoće materijala koji su dodatak CIRS fantomu [17]

gustoća (g/cm3) elektronska

gustoća po cm3 x 1023

relativna elektronska gustoća u odnosu na

vodu Pluća 0.21 0.69 0.207 Kosti 1.60 5.03 1.506 Mišići 1.06 3.48 1.042

Masno tkivo 0.96 3.17 0.949 Plastična voda 1.04 3.35 1.003

Slika 2.1. Toraks fantom (CIRS model 002LFC)

2.1.3. Opis testa kliničkog komisioniranja

Testovi kliničkog komisioniranja obuhvataju veliki broj tipičnih kliničkih situacija. Testovi su struktuirani tako da se dozne raspodjele prvo provjere za jedan snop, zatim za standardne tehnike višestrukih polja i na kraju tehnike kompleksnih višestrukih polja. Primarni cilj ovih testova je da se potvrdi da li se planirana doza slaže sa izmjerenom. Proračuni doza za pojedinačne testove se izvode za svaki postojeći algoritam (ukoliko sistem za planiranje koristi više algoritama). Za mjerenje se preporučuje upotreba jonizacione komore što je moguće manje zapremine. Komora se postavlja u odgovarajući držač, koji se umeće u šupljinu fantoma od interesa. Pri

35

mjerenju doza korištena je jonizaciona komora kalibrisana u vodi, prema protokolu TRS-398 [16]. Mjerenja bi trebali biti urađena za svaki pojedinačni snop. Kao dio procesa kliničkog komisioniranja neophodno je uraditi nezavisne proračune MU ili vremena za svaki snop pojedinačno i uporediti rezultate sa RTPS dobivenim vrijednostima.

2.2. PREPORUČENI KLINIČKI TESTOVI TOKOM KOMISIONIRANJA

Testovi kliničkog komisioniranja su modelirani tako da slijede procedure procesa planiranja tretmana. Anatomski testovi se odnose na kreiranje anatomskog modela pacijenta. Dozimertijski testovi su dizajnirani tako da obuhvataju tipične tretmanske tehnike koje se primjenjuju kod standardnih tretmana. Procedure testiranja se izvode sa fantomom CIRS 002LFC, ali se također mogu koristiti i drugi fantomi uz odgovarajuće korekcije.

Za provjeru izmjerene, Dmj, i proračunate vrijednosti apsorbovane doze, Dkal, primjenjuju se kriteriji opisani u TRS-430. Zbog ograničenog broja pozicija u CIRS fantomu u kojim se može mjeriti doza, neophodno je izvršiti normalizaciju doza za u odnosu na vrijednost izmjerenu u referentnoj tački Dmj,ref :

100D

D-Dgreška(%)

refmj,

mjkal ⋅= (34)

Referentna tačka je različita za svaki test. Za kombinaciju više snopova razlika između vrijednosti izmjerene i proračunate doze za određeni snop se treba odnositi na izmjerenu vrijednost u referentnoj tački za taj snop.

2.2.1. Slučajevi anatomskih i ulaznih testova

Slučaj 1: Verifikacija digitalnih kontura-geometrijski test [17]

Svrha ovog testa je provjera mogućnosti RTPS-ova formiranja kontura. Potrebno je uraditi dvije komparacije:

• digitalizirati glavnu kopiju transferzalnog poprečnog presjeka fantoma CIRS 002LFC i uporediti je sa glavnom kopijom,

• kreirati konturu CIRS 002LFC fantoma pomoću CT slike koristeći odgovarajući kontrast i uporediti glavnu kopiju transferzalnog poprečnog presjeka fantoma CIRS 002LFC i konturu dobivenu od CT slike,

36

• uraditi ovu konturu ručno i autmatski, ukoliko je to moguće. Uporediti udaljenosti A (AP1 prečnik), B (LL prečnik), C (RL prečnik šupljine #10), D (visina između poprečnog presjeka pluća koja prolazi kroz centar šupljina #6 i #7) i E (visina između poprečnog presjeka pluća koja prolazi kroz centar šupljine #5), kao što je prikazano na Slici 2.1. Izmjerene vrijednosti se trebaju upisati u Tabelu 2.2. Odstupanja bi trebala biti 1-2 mm.

Tabela 2.2. Poređenje dimezija konture

Vrsta konture

Izmjerene udaljenosti A B C D E

Glavna kopija (mm)

Digitalizirana CT slika

(mm)

Slika 2.2. Udaljenosti koje se koriste kod komparacije

Slučaj 2: Verifikacija/određivanje konverzije elektronske gustoće u CT brojeve pomoći RTPS

Svrha ovog testa je određivanje, i ako je to potrebno podešavanje konverzije CT brojeva u RED krivu koje je pohranjena u RTPS sistemu. CT skeniranje

1 AP Anterior-posterior diameter

37

fantoma CIRS 002FLC bi se trebalo izvršiti sa slijedećim parametrima: HEAD FIRST SUPINE (glava fantoma je dio fantoma u koji se mogu smjestiti filmovi), kV, CT kernel rekonstrukcije slike, debljina sloja i njihov razmak koji trebaju imati vrijednosti kao uobičajno CT skeniranje. [17]

Slika 2.3. Pozicioniranje fantoma CIRS 002LFC tokom CT skeniranja

Označavanje i raspored šupljina treba biti kao na CT slici datoj na Slici 2.4.

Slika 2.4. Raspored šupljina i preporučeni raspored umetaka različitih elektronskih gustoća tokom CT skeniranja: umetak 1-ekivalentan vodi, umetak 2-mišićni

nadomjestak, umetak 3-punjenje sa vodom, umetak 4-nadomjestak masnog tikva, umetak 5-vodeni ekvivalent, umetak 6- nadomjestak pluća, umetak 7-treba biti prazan da bi predstavljao zrak, umetak 8 i 9-nadomjestak pluća, umetak 10-

nadomjestak kosti

38

Za svaku izabranu nehomogenost, vodu ili zrak CT broj bi trebao biti srednja vrijednost za neki fiksirani region (dijametar područja od interesa u kojem se usrednjava vrijednost bi trebao biti približno jednak 0.5 poluprečnika umetka). Region od interesa u kojem se usrednjavaju vrijednosti CT broja ne bi trebao biti blizu ivice obilježenog područja. Srednje vrijednosti se trebaju uporediti sa CT brojevima koji se dobiju iz konverzije iz RED krive koja je pohranjena u sistemu. Slaganje unutar 0.02 za krivu RED je prihvatljivo, npr. CT broj za neki objekat ne bi trebao varirati više od +/- 20 brojeva. Ukoliko se uočava značajno odstupanje CT brojeva koje ne može biti otklonjeno rekalibracijom CT skenera, potrebno je unijeti u sistem nove CT brojeve koji će biti podaci za RED krivu. Ukoliko se CT brojevi unose pomoću filma neophodno je izvršiti geometrijske provjere i distorziju. Distorzija se može pojaviti ili od CT procesa snimanja ili zbog procesa digitalizacije. Potrebno je snimiti film-sliku fantoma. Podaci sa filma se unose u TPS pomoću digitalnog skeniranja.

Slika 2.5. predstavlja CT brojeve dobivene iz RED konverzije pomoću fantoma CIRS 002LFC u različitim bolnicama.

Uočava se da korištenje različitih CT uređaja dovodi do razlika posebno u regionu iznad gustine vode. Vrijednost greške za izračunati dozu je približno 2% za energiju od 6MV fotonskog snopa koji prolazi kroz materijal debljine 5 cm sa RED 1.5 (800 CT brojeva).

Slika 2.5. CT kalibracione krive izmjerene u različitim bolnicama

39

2.2.2. Slučajevi dozimetrijskih testova

Generalno jedan dozimetrijski test obuhvata provjeru nekoliko parametara. CT skeniranje fantoma koje će biti korišteno za dozimetrijske testove bi se trebalo izvršiti nakon što su umeci postavljeni u sve odgovarajuće šupljine.

Slučaj 1: Testiranje za referentne uslove bazirano na CT podacima

Svrha ovog testiranja je provjera proračuna za referentno polje, baziranog na relativnoj elektronskoj gustoći dobivenoj konverzijom iz CT brojeva. Koristi se polje dimenzija 10cm x 10cm pri čemu je ugao gentrija i kolimatora 0°. Ovaj test odgovara fotonskom testu 1 i MU testu 1 u TRS 430. [17]

Slučaj 2: Kosi upadni snop, manjak rasijanja i tangencijalno polje

Svrha ovog testiranja je verifikacija proračuna u slučaju smanjenog rasijanja za tangencijalno polje. Koristi se polje 15 cm x 15 cm pri čemu je ugao klina 60o, a ugao gentrija 90°, dok ugao kolimatora zavisi od orijentacije klina. Ovaj test odgovara fotonskom testu 7, 10 i MU testu 2 u TRS 430. [17]

Slučaj 3: Značajno štićenje uglova polja

Svrha ovog testiranja je da se verifikuje proračun za polje 14 cm x 14 cm sa uglom kolimatora 45° koje je pretvoreno u polje 10 cm x 10 cm korištenjem standardnih blokova ili višeslojnog kolimatora (MLC). Ovaj test odgovara fotonskom testu 1, 3 i MU testu 4 u TRS 430. [17]

Slučaj 4: Četiri polja

Ova tehnika se koristi u mnogim radioterapijskim centrima i svrha ovog testiranja je verifikacija proračuna isporučene doze odvojenim snopovima i ukupne doze iz četiri polja. [17]

Slučaj 5: Automatsko širenje aperture i konformalni blokovi

Svrha ovog testa je verifikacija funkcije automatskog širenja aperture RTPS sistema i konformalnih blokova. Cilindar dijametra 8 cm i dužine 8 cm sa centrom u tački 2 bi trebao biti proširen za 1 cm u svim smjerovima koristeći dostupnu tehniku širenja. Potrebno je koristiti MLC ili konformalni blok koji bi odgovarao proširenom volumenu. Ovaj test je kombinacija fotonskog testa 8 i 13, MU testa 6 i kliničkog testa 4 kao što je opisano u TRS 430. [17]

40

Slučaj 6: Kosi upadni snop sa nepravilnim poljem i blokovima u centru polja

Svrha ovog testiranja je verifikacija proračuna za nepravilna polja sa blokovima u centru polja kao i pruračuna za nehomogenosti pluća. Koristi se polje 20 cm x 10 cm i ugao gentrija 45°. Potrebno je formirati polje L oblika pomoću blokova dimenzija 6 cm x 12 cm. Ovaj test odgovara MU testu 4 koji je opisan u TRS 430. [17]

Slučaj 7: Tri polja, dva klina u paru, asimetrična kolimacija

Svrha ovog testiranja je verifikacija proračuna za polja sa klinovima i asimetričnom kolimacijom (ukoliko ne postoje asimetrični kolimatori, može se koristiti blokiranje polovine polja.). Ovaj test odgovara MU testu 3 i cjelokupnom kliničkom testu 6 opisanim u TRS 430. [17]

Slučaj 8: Nekoplanarni snopovi i rotacija tretmanskog stola i kolimatora

Svrha ovog testa je verifikacija proračuna sa rotacijom tretmanskog stola i kolimatora. Koriste se tri polja sa različitim uglovima gentrija i kolimatora. Ovaj test odgovara testovima snopa 6 i 12, i cjelokupnom testu 6 opisanim u TRS 430. [17]

41

2.2.3. Dozimetrijski testovi

Slučaj 1: Testiranje za referentne vrijednosti koje su bazirane na CT podacima

Svrha ovog testa je verifikacija proračuna za referentno polje. Da bi se ispitali osnovni podaci koristi se polje 10 cm x 10 cm, pri čemu je ugao gentrija i kolimatora 0°. Tačke u kojima se mjeri se definišu kao centri šupljina 1, 3, 5, 9 i 10.

Tabela 2.3. Geometrija za slučaj 1

sluč

aj

broj

sno

pova

post

avka

refe

rent

na

tačk

e

tačke u kojim

se mjeri

veličina polja (cm) dužina x

širina

ugao

gen

trija

ugao

ko

limat

ora

modifikatori snopa

1 1 SSD=SAD 100 cm (linac)

3

1

10 x 10 0 0 ne

3

5

9

10

Uputstva za slučaj 1:

(1) Izvesti planiranje tretmana sa RTPS prema tabeli 2.3. i to zabilježiti. (2) Pomoću RTPS izračunati MU/vrijeme potrebno da se isporuči doza od

2 Gy u referentnu tačku #3. (3) Prikazati izračunatu dozu u tačkama 1, 5, 9 i 10. (4) Ručno izračunati MU/vrijeme i uporediti rezultate sa MU/vrijeme

dobivenim vrijednostim. (5) Postaviti fantom na tretmanski sto u položaj supinacije-glava okrenuta

prema gentriju. (6) Poravnati fantom tako da se laseri sijeku u centru šupljine #5. (7) Postaviti gentri pod uglom od 0°. (8) Postaviti SSD=100 cm (za Co-60 80cm). (9) Postaviti kolimator pod uglom od 0°. (10) Postaviti veličinu polja: Dužina (Y)=10 cm i širina (X)=10 cm. (11) Postaviti jonizacionu komoru u tkivni umetak i smjestiti ga u

šupljinu #3. (12) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vremenom.

42

(13) Zapisati vrijednost izmjerene doze. Ozračivanje ponoviti najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata.

(14) Premjestiti jonizacionu komoru u poziciju #5. (15) Poslije promjene pozicije komore ponoviti korake (12) i (13). (16) Premjestiti jonizacionu komoru u poziciju #1. (17) Poslije promjene pozicije komore ponoviti korake (12) i (13). (18) Postaviti jonizacionu komoru u umetak ekvivalentan kostima i

smjestiti ga u šupljinu #10. (19) Poslije promjene pozicije komore ponoviti korake (12) i (13). (20) Postaviti jonizacionu komoru u umetak ekvivalentan plućima i

smjestiti ga u šupljinu #9. (21) Poslije promjene pozicije komore ponoviti korake (12) i (13).

Popuniti tabelu sa izračunatim i izmjerenim vrijednosti i uporediti rezultate.

43

Slučaj 2: Kosi upadni snop, manjak rasijanja i tangencijalno polje

Svrha ovog testiranja je verifikacija proračuna u slučaju smanjenog rasijanja za tangencijalno polje. Koristi se polje 15cm x 15cm pri čemu je ugao klina 60o, a "gentrija" 90°, dok ugao kolimatora zavisi od orijentacije klina. Izocentar i referentna tačka mjerenja se definiše kao centar šupljine #1.


sluč

aj

broj

sno

pova

post

avka

refe

rent

na

tačk

e

tačke u kojim

se mjeri


širina

ugao

gen

trija

ugao

ko

limat

ora

modifikatori snopa

2 1 SAD 1 1 15 x 10 90

0 ili u zavnisnosti

od ugla klinova

može biti i durgačiji

klin 600


(1) Izvesti planiranje tretmana sa RTPS prema tabeli 2.4. i to dokumentovati.

(2) Pomoću RTPS izračunati MU/vrijeme potrebno da se isporuči doza od 2 Gy u referentnu tačku #1.

(3) Ručno izračunati MU/vrijeme i uporediti rezultate sa MU/vrijeme dobivenim vrijednostim.

(4) Postaviti fantom na tretmanski sto u položaj supinacije-glava okrenuta prema gentriju.

(5) Poravnati fatnom tako da se laseri sikelu u centru šupljine #5. (6) Postaviti gentri pod uglom od 0°. SSD=97 cm ili SAD=100 cm. (7) Postaviti kolimator pod uglom od 0°. (8) Postaviti veličinu polja: Dužina (Y)=15 cm i širina (X)=10 cm. (9) Postaviti gentri pod uglom od 90°. (10) Postaviti klin i zarotirati kolimator ukoliko je to potrebno. (11) Postaviti jonizacionu komoru u tkivni umetak i smjestiti ga u

šupljinu #1. (12) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vremenom. (13) Zabilježiti vrijednost izmjerene doze. Ozračivanje ponoviti

najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. Popuniti tabelu sa izračunatim i izmjerenim vrijednosti i uporediti rezultate.

44

Slučaj 3: Značajno štićenje uglova polja

Svrha ovog testiranja je da se verifikuje proračun za polje 14cm x 14cm sa uglom kolimatora 45° koje je pretvoreno u polje 10cm x 10cm korištenjem standardnih blokovima ili višeslojnog kolimatora (MLC). Tačka mjerenja je definisana kao centar šupljine #3.


sluč

aj

broj

sno

pova

post

avka

refe

rent

na

tačk

e

tačke u

kojim se

mjeri


širina ugao

ge

ntri

ja

ugao

ko

limat

ora

modifikatori snopa

3 1 SS

D=SAD

3 3 14 x 14 0 45 blokovi ili višeslojni kolimator



2 Gy u referentnu tačku #3. (3) Ručno izračunati MU/vrijeme i uporediti rezultate sa MU/vrijeme


prema gentriju. (5) Poravnati fantom tako da se laseri sijeku u centru šupljine #5. (6) Postaviti gentri pod uglom od 0°. (7) Postaviti SSD=100 cm (za Co-60 80 cm). (8) Postaviti kolimator pod uglom od 45°. (9) Postaviti veličinu polja: Dužina (Y)=14 cm i širina (X)=14 cm. (10) Postaviti blokove u uglove polja i dobiti polje veličine 10 cm x 10

cm. (11) Postaviti jonizacionu komoru u umetak ekivalentan plućnom

tkivu i smjestiti ga u šupljinu #3. (12) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vremenom. (13) Zapisati vrijednost izmjerene doze. Ozračivanje ponoviti

najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. Popuniti tabelu sa izračunatim i izmjerenim vrijednosti i uporediti rezultate.

45


Ova tehnika se koristi u mnogim bolnicama i svrha ovog testiranja je verifikacija proračuna isporučene doze odvojenim snopovima i ukupne doze iz četiri polja.

Ova četiri polja su jednako podešena i tačke za mjerenje su definisane kao centri šupljina 5, 6 i 10. Za svako mjerenje u tački razlika između izmjerene i izračunate doze za izabrani snop se mora odnositi na dozu izmjerenu u referentnoj tački za posmatrani snop.


sluč

aj

broj

sno

pova

post

avka

refe

rent

na

tačk

e

tačke u kojim

se mjeri


širina ug

ao g

entr

ija

ugao

ko

limat

ora

modifikatori snopa

4 4 SAD 5 5 6 10

15 x 10 (Ant)

15 x 10 (Lat)

15 x 8 (RL) 15 x 8 (LL)

0 180 270 90

0 0 0 0

ne



2 Gy u referentnu tačku #5. (3) Zabilježiti izračunatu dozu u tačkama #6 i #10. (4) Ručno izračunati MU/vrijeme i uporediti rezultate sa MU/vrijeme


prema gentriju. (6) Poravnati fatnom tako da se laseri sijeku u centru šupljine #5. (7) Postaviti gentri pod uglom od 0°. (8) Postaviti kolimator pod uglom od 0°. (9) Postaviti veličinu polja: Dužina (Y)=15 cm i širina (X)=10 cm. (10) Postaviti jonizacionu komoru u tkivni umetak i smjestiti ga u

šupljinu #5. (11) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vremenom samo za prednje

polje. (12) Zapisati vrijednost izmjerene doze. Ozračivanje ponoviti

najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata.

46

(13) Rotirati gentri do 180°. (14) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vremenom samo za stražnje


najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. (16) Rotirati gentri do 90°. (17) Postaviti veličinu polja: Dužina (Y)=15 cm i širina (X)=8 cm. (18) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vremenom samo za ovo


najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. (20) Rotirati gentri do 270°. (21) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vremenom samo za ovo


najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. (23) Ponoviti korake od 7 do 22 (izuzev 10) sa jonizacionom komorom

smještenom u šupljinu #6. (24) Ponoviti korake od 7 do 22 (izuzev 10) sa jonizacionom komorom

smještenom u šupljinu #10. Popuniti tabelu sa izračunatim i izmjerenim podacima i uporediti rezultate.

47

Slučaj 5: Automatsko širenje aperture i prilagođavanje blokova

Svrha ovog testa je verifikacija funkcije automatskog širenja apreture RTPS sistema i konturalnih blokova. Cilindar dijametra 8 cm i dužine 8 cm sa centrom u tački 2 bi trebao biti proširen za 1cm u svim smjerovima koristeći dostupnu tehniku širenja. Potrebno je koristiti MLC ili konturalni blok koji bi odgovarao proširenom volumenu. Tačka mjerenje se definiše središte šupljine 7.


sluč

aj

broj

sno

pova

post

avka

refe

rent

na

tačk

e

tačke u kojim

se mjeri


širina

ugao

gen

trija

ugao

ko

limat

ora

modifikatori snopa

5 1 SAD 2 2 7

definisano blokom ili MLC-om

0

45 blokovi ili

MLC



2 Gy u referentnu tačku #2. (3) Zabilježiti izračunatu dozu u tački #7. (4) Ručno izračunati MU/vrijeme i uporediti rezultate sa MU/vrijeme


prema gentriju. (6) Poravnati fatnom tako da se laseri sijeku u centru šupljine #5. (7) Postaviti gentri pod uglom od 0°. (8) Pomjeriti sto 4 cm bočno i 3 cm dole (izocentar šupljina 2). (9) Postaviti kolimator pod uglom od 0°. (10) Umetnuti željene blokove ili MLC (šta je dostupno) i postaviti

veličinu polja. (11) Postaviti jonizacionu komoru u tkivni umetak i smjestiti ga u


polje. (13) Zabilježiti vrijednost izmjerene doze. Ozračivanje ponoviti

najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. (14) Postaviti jonizacionu komoru u umetak ekvivalentan plućima i

smjestiti ga u šupljinu #7. (15) Ponoviti korake 10-11. Popuniti tabelu sa izmjerenim i

izračunatim podacima i uporediti ove vrijednosti.

48


Svrha ovog testiranja je verifikacija proračuna za nepravilna polja sa blokovima u centru polja kao i proračuna za nehomogenosti pluća. Koristi se polje 20 cm x 10 cm i ugao gentrija 45°. Potrebno je formirati polje L oblika pomoću blokova dimenzija 6 cm x 12 cm. Ovaj test odgovara MU testu 4 koji je opisan u TRS 430.


sluč

aj

broj

sno

pova

post

avka

refe

rent

ne

tačk

e

tačke u kojim

se mjeri


širina

ugao

gen

trija

ugao

ko

limat

ora

modifikatori snopa

6 1 SAD 3

3

7

10

L-oblik 10cm x 20cm

45

90

blokovi ili MLC

Uputstva za slučaj 6: (1) Izvesti planiranje tretmana sa RTPS prema tabeli 2.8. i to zabilježiti. (2) Pomoću RTPS izračunati MU/vrijeme potrebno da se isporuči doza od

2 Gy u referentnu tačku #3. (3) Zabilježiti izračunatu dozu u tačkama #7 i #10. (4) Ručno izračunati MU/vrijeme i uporediti rezultate sa MU/vrijeme


prema gentriju. (6) Poravnati fatnom tako da se laseri sijeku u centru šupljine #5. (7) Postaviti gentri pod uglom od 45°. (8) Postaviti kolimator pod uglom od 90°. (9) Postaviti veličinu polja: Dužina (Y)=10 cm i širina (X)=20 cm. (10) Umetnuti jonizacionu komoru u tkivni umetak i smjestiti ga u

šupljinu #3. (11) Umetnuti željene blokove ili MLC (šta je dostupno). (12) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vremenom za prednje polje. (13) Zabilježiti vrijednost izmjerene doze. Ozračivanje ponoviti

najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. (14) Postaviti jonizacionu komoru u umetak ekvivalentan plućnom

tkivu i smjestiti ga u šupljinu #7. (15) Ponoviti korake 12 i 13 nakon premještanja komore. (16) Postaviti jonizacionu komoru u umetak ekvivalentan koštanom

tkivu i smjestiti ga u šupljinu #10. (17) Ponoviti korake 12 i 13 nakon premještanja komore.Popuniti

tabelu sa izračunatim i izmjerenim vrijednostim i uporediti ih.

49


Svrha ovog testiranja je verifikacija proračuna za polja sa klinovima i asimetričnom kolimacijom (ukoliko ne postoje asimetrični kolimatori, može se koristiti blokiranje polvine polja.). Izocentar bi trebao biti centar šupljine #3. Sva polja su podjednako udaljena. Parameteri i tačke mjerenja se definišu u odnosu na centar šupljine #5.


sluč

aj

broj

sno

pova

post

avka

refe

rent

na

tačk

e

tačke u kojim

se mjeri


širina

ugao

gen

trija

ugao

ko

limat

ora

modifikatori snopa

7 3 SAD 5 5

10 x 12 10 x 6 (asim.) 10 x 6 (asim.)

0 90 270

0 prem uglu

klina

ne 30° 30°





prema gentriju. (5) Poravnati fatnom tako da se laseri sijeku u centru šupljine #5. (6) Postaviti gentri pod uglom od 0°. (7) Postaviti kolimator pod uglom od 0°. (8) Pomjeriti sto 3 cm dole (izocentar u šupljini #3). (9) Postaviti veličinu polja: Dužina (Y)=10 cm i širina (X)=12 cm. (10) Postaviti jonizacionu komoru u tkivni umetak i smjestiti ga u



najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. (13) Rotirati gentri za 90°. (14) Rotirati kolimatore tako da se klinovi postave u odgovarajuću

poziciju.

50

(15) Postaviti veličinu polja: Dužina (Y)=10 cm, širina (X1)=12 cm, širina (X2)=6 cm.

(16) Umetnuti klin pod uglom od 30° (slika A.14.). (17) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vrijeme za LL polje. (18) Zapisati vrijednost izmjerene doze. Ozračivanje ponoviti

najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. (19) Rotirati gentri do 270°. (20) Postaviti kolimatore tako da odgovaraju orjentaciji klinova, (21) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vremenom za RL polje. (22) Zapisati vrijednost izmjerene doze. Ozračivanje ponoviti

najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. (23) Popuniti tabelu sa izračunatim i izmjerenim vrijednostima i

uporediti rezultate.

51

Slučaj 8: Nekoplanarni snopovi i rotacija tretmanskog stola i kolimatora

Svrha ovog testa je verifikacija proračuna sa rotacijom tretmanskog stola i kolimatora. Koriste se tri polja sa različitim uglovima gentrija i kolimatora. Izocentar bi trebao biti smješten u centru šupljine #5. Referentna tačka je u centru šupljine #5.


sluč

aj

broj

sno

pova

post

avka

refe

rent

na

tačk

e

tačke u kojim

se mjeri


širina

ugao

gen

trija

ugao

ko

limat

ora

modifikatori snopa

8 3 SAD 5 5

4x16 (LL)

4x16(RL)

4x4

90

270

30

330

30

0

ne





prema gentriju. (5) Poravnati fatnom tako da se laseri sijeku u centru šupljine #5. (6) Postaviti gentri pod uglom od 90°. (7) Postaviti kolimator pod uglom od 330°. (8) Postaviti veličinu polja: Dužina (Y)=4 cm i širina (X)=16 cm. (9) Postaviti jonizacionu komoru u tkivni umetak i smjestiti ga u šupljinu

#5. (10) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vremenom za LL polje. (11) Zabilježiti vrijednost izmjerene doze. Ozračivanje ponoviti

najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. (12) Postaviti gentri pod uglom od 270°. (13) Kolimator rotirati do 30°. (14) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vremenom za RL polje. (15) Zabilježiti vrijednost izmjerene doze. Ozračivanje ponoviti

najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. (16) Postaviti gentri pod uglom od 30°.

52

(17) Kolimator rotirati do 0°. (18) Rotirati tretmanski sto izocentrično do 270°. (19) Postaviti veličinu polja: Dužina (Y)=4 cm i širina (X)=4 cm. (20) Ozračiti fantom sa izračunatim MU/vremenom za

nekomplanarno polje. (21) Zabilježiti vrijednost izmjerene doze. Ozračivanje ponoviti

najmanje tri puta i naći srednju vrijednost dobivenih rezultata. Popuniti tabelu sa izračunatim i izmjerenim vrijednostima i uporediti rezultate.

Sva mjerenja su vršena na linearnom akceleratoru SL 20 ELEKTA, proizvedenom 1991. godine, a instaliranom 1999.godine na KCUS, pomoću elektrometra PTW UNIDOSE T10009-90344, certifikat broj 0823301 izdat 20.10. 2008. godine i komorice PTW 30013 0.6 cm, serijski broj 03595, broj kalibracijskog certifikata 0803466 izdat 17.10.2008. godine, na fantomu CIRS toraks 002LFC.

53

3. REZULTATI I DISKUSIJA RADA

3.1. ANATOMSKI NEDOZIMETRIJSKI TESTOVI Slučaj 1: Verifikacija digitalnih kontura-geometrijski

Tabela 3.1. Rezultati anatomskog testa Vrsta

konture Izmjerene udaljenosti

A B C D E Glavna kopija -

referenca (cm)

30.0 20.0 4.0 13.0 7.0

Digitalizirana CT slika -mjereno

(cm)

30.0 20.1 4.1 13.0 6.9

Razlika između

referentnih vrijednosti i

mjerenja (mm)

0 1 1 0 1

Slika 3.1. Geometrija anatomskog testa

Pošto je maksimalna razlika u vrijednostima 1mm, geometrijski test je u okviru tolerancije koja iznosi 1-2 mm.

54

3.2. SAŽETAK TESTA KLINIČKOG KOMISIONIRANJA

Testovi, lokacije tačaka u kojima se mjeri i kriteriji slaganja za svaku tačku su dati u Tabeli 4.2. Ova tabela se može koristiti kao dokument sa rezultatima kliničkog testiranja za buduće provjere.

E=6 MV

Tabela 3.2. Sažetak testova kliničkog komisioniranja za 6 MV fotonski snop

Opis Slučaj broj: Tačke mjerenja

Kriterij slaganja

(%)

Razlika kod

korisnika Testiranje za referentno

polje bazirano na CT podacima; test odgovara fotonskom testu i i MU

testu 1 u TRS-430

1

1 2 +0.1 3*) 2 -1.8 5 2 -0.2 9 4 +32 10 3 +2.2

Kosi upadni snop, manjak rasijanja i tangencijalno polje Ovaj test odgovara

fotonskom testu 7, 10 i MU testu 2 u TRS 430.

2 1*) 3 -1.3

Značajno štićenje uglova polja

Ovaj test odgovara fotonskom testu 1, 3 i MU testu 4 u TRS 430

3 3*) 3 -1.5

Četiri polja; Test odgovara kliničkom testu 1u TRS-430

4

5*)

F1:0° 2 -0.5 F2:90° 3 +0.5 F3:270° 3 +0.5 F4:180° 3 +0.4

Σ +0.3

6

F1:0° 4 +3.9 F2:90° 3 -1.1

F3:270° 3 -6.7 F4:180° 4 +28

Σ -7.2

10 F1:0° 3 +1.6

F2:90° 4 -4.9 F3:270° 4 -6.7

55

F4:180° 3 +4.0 Σ +2.0

Automatsko širenje aperture i

prilagođavanje blokova Ovaj test je kombinacija fotonskog testa 8 i 13, MU testa 6 i kliničkog

testa 4 kao što je opisano u TRS 430.

5

2*) 3 +0.6

7 4 -1.1

Kosi upadni snop sa nepravilnim poljem i blokovima u centru

polja Ovaj test odgovara MU testu 4 koji je opisan u

TRS 430.

6

3*) 3 +1.0

7 5 -0.2

10 5 -2.5

Tri polja, dva klina u paru, asimetrična

kolimacija Ovaj test odgovara MU testu 3 i cjelokupnom

kliničkom testu 6 opisanim u TRS 430.

7 5*)

F1:0° 2 -0.7 F2:90° 4 +3.3

F3:270° 4 +5.6

Σ +2.2

Nekoplanarni snopovi i rotacija tretmanskog

stola i kolimatora Ovaj test odgovara

testovima snopa 6 i 12, i cjelokupnom testu 6 opisanim u TRS 430.

8 5*)

F1:0° 3 +0.4 F2:90° 3 +2.3 F3:270° 3 +2.8

Σ +1.1

Diskusija za snop energije 6MV

Za tačke u kojima se propisuje doza (označene zvjezdicom) slaganje između izračunate i izmjerene doze je unutar zadate tolerancije (osim u slučaju 7 kada za jedno asimetrično polje imamo razliku 5.6% a tolerancija je 4%; međutim kada se posmatra zbir propisanih doza od sva tri polja onda je odstupanje unutar zadate tolerancije 2.2%, a tolerancija je 3.3%).

Također imamo dobro slaganje kod testova za korištenje klinova, standardnih i konformalnih blokova, za kosi upad i manjak rasijanja i nekoplanarna polja (testovi 2, 3, 5, 6 i 8).

56

Za testove kod kojih imamo prolaz kroz kost ili je mjerna tačka unutar kosti imamo dobro slaganje (test 4; tačka 5 i tačka 10 za polja 0° i 180° i test 5; tačka 10). Za slučaj da se mjerna tačka nalazi izvan granice polja, ali blizu nje (test 4; tačka 10 za polja 90° i 270°), imamo manje odstupanje.

Za tačke koje se nalaze iza pluća (test 4 ; tačka 5 i tačka 6 za polje 90°) imamo dobro slaganje. Za tačke koje se nalaze unutar pluća (test 1; tačka 9 i test 4 tačka 6 za polja 180° i 270°) imamo manja odstupanja ako se tačka nalazi unutar polja (test 4; tačka 6 za polje 270°; 6.7% a tolerancija je 4%), dok je odstupanje znatno veće za tačke koje se nalaze izvan granice polja (32%, za test 1 i 28% za test 4; tačka 6 za polje 180°). Treba napomenuti da su vrijednosti doze izvan granice polja znatno manje od referentne doze (u našem slučaju je to manje od 7%) , ova odstupanja nisu od većeg kliničkog značaja.

57

E=18 MV

Tabela 3.3. Sažetak testova kliničkog komisioniranja za 18 MV fotonski snop

Opis Slučaj broj: Tačke mjerenja

Kriterij slaganja

(%)

Razlika [%]

Testiranje za referentno polje bazirano na CT

podacima; test odgovara fotonskom testu i i MU

testu 1 u TRS-430

1

1 2 -2.1 3*) 2 -2.1 5 2 -2.3 9 4 +205.4 10 3 +2.4

Kosi upadni snop, manjak rasijanja i tangencijalno polje Ovaj test odgovara

fotonskom testu 7, 10 i MU testu 2 u TRS 430.

2 1*) 3 -1.6

Značajno štićenje uglova polja

Ovaj test odgovara fotonskom testu 1, 3 i MU testu 4 u TRS 430

3 3*) 3 -3.6

Četiri polja; Test odgovara kliničkom testu 1u TRS-430

4

5*)

F1:0° 2 -1.8 F2:90° 3 +0.4 F3:270° 3 +0.5 F4:180° 3 -1.3

Σ +0.73

6

F1:0° 4 +36.0 F2:90° 3 -5.6 F3:270° 3 -10.8 F4:180° 4 +221.5

Σ 3.5 -4.9

10

F1:0° 3 +2.4 F2:90° 4 -11.8 F3:270° 4 -15.1 F4:180° 3 +3.4

Σ 3.5 +2.4

58

Automatsko širenje aperture i

prilagođavanje blokova Ovaj test je kombinacija fotonskog testa 8 i 13, MU testa 6 i kliničkog

testa 4 kao što je opisano u TRS 430.

5

2*) 3 -0.3

7 4 -23.7

Kosi upadni snop sa nepravilnim poljem i blokovima u centru

polja Ovaj test odgovara MU testu 4 koji je opisan u

TRS 430.

6

3*) 3 -3.3

7 5 -17.1

10 5 +5.9

Tri polja, dva klina u paru, asimetrična

kolimacija Ovaj test odgovara MU testu 3 i cjelokupnom

kliničkom testu 6 opisanim u TRS 430.

7 5*)

F1:0° 2 -1.4 F2:90° 4 +4.0 F3:270° 4 -0.7

Σ 3.3 0

Nekoplanarni snopovi i rotacija tretmanskog

stola i kolimatora Ovaj test odgovara

testovima snopa 6 i 12, i cjelokupnom testu 6 opisanim u TRS 430.

8 5*)

F1:0° 3 -2.2 F2:90° 3 +0.2 F3:270° 3 +0.9

Σ 3 -0.9

Diskusija za snop energije 18MV

Za tačke u kojima se propisuje doza (označene zvjezdicom) slaganje između izračunate i izmjerene doze nije unutar zadate tolerancije za testove 1,3, i 6).

U testu za referentno stanje (test 1) imamo odstupanje od tolerancije u 3 tačke mjerenja (tačke 1, 3 i 5).

Razlog za navedena odstupanja je promjena u simetriji polja koja se desila nakon komisioniranja (simetrija je veća od 3 %) pa je zbog toga i prekinuto tretiranje pacijenata snopom zračenja 18MV.

Što se tiče ostalih testova, rezultati su slični kao i kod energije fotona od 6 MV.

59

4. ZAKLJUČAK Ako posmatramo rezultate svih testova u cjelini možemo izvesti sljedeće zaključke:

1. Sistem za planiranje Precision plan se može koristiti za planiranje radioterapijskog tretmana pacijenata za energiju fotona od 6 MV.

2. Prilikom proračuna doze na pluća kao kritični organ mora se voditi računa da će rezultati koje daje sistem za planiranje biti manji od stvarnih vrijednosti .

3. Sistem za planiranje Precision plan se ne može koristiti za planiranje radioterapijskog tretmana pacijenata za energiju fotona od 18 MV.

4. Ponovno planiranje za energiju fotona od 18 MV bi bilo moguće samo kada bi se simetrija fotonskog snopa korigovala te nakon toga izvršilo modeliranje snopa i ponovno testiranje korištenjem fantoma CIRS 002LFC.

U zaključku možemo reći da nam komisioniranje kompjuterskih sistema za planiranje fotonskim snopovima visoke energije korištenjem fantoma za toraks CIRS 002LFC i protokola opisanog u radu omogućava testiranje performansi sistema i daje kriterije za procjenu mogućnosti njegove kliničke upotrebe.

60

5. DODACI

5.1. MJERENJE KALIBRACIONIH KOREKTIVNIH FAKTORA

Mjerenje kT,P faktora

0777.19.9452.1013

)202.273()8,212.273(

)2.273()2.273(

8,2120

2.10139.945

0

0,

0

0

=++

=++

=

°=°=

==

kPakPa

KK

pp

ttk

CtCt

kPapkPap

TP

Izmjereni pritisak i tempertura se uvrštavaju direktno u dozimetarski sistem, tako da izmjerena doza je automatski korigovana za faktor kp,t.

Određivanje faktora korekcije za efekat polarizacije

E=6 MV; 200 MU; 10x10 cm2

Tabela 5.1. Rezultati mjerenja efekta polarizacije za 6 MV fotonski snop

U(V) 400 V -400 V

br. mjerenja M+(cGy) M-(cGy)

1. 166.3 166.4

2. 166.4 166.7

3. 166.6 166.7

srednja vrijednost 166.43 166.66

MMM

k pol 2−+ +

=

U kalibracionom certifikatu je određeno da se za referentnu vrijednost M uzimaju vrijednosti doze dobivene pri naponu od +400 V.

000510.143.1662

66.16643.166=

+=

cGycGycGy

k pol

61

E=18 MV; 200 MU; 10x10 cm2

Tabela 5.2. Rezultati mjerenja efekta polarizacije za 18 MV fotonski snop

U(V) 400 V -400 V

br. mjerenja M+(cGy) M-(cGy)

1. 199.1 199.4

2. 199.1 199.5


MMM

k pol 2−+ +

=

U kalibracionom certifikatu je određeno da se za referentnu vrijednost M uzimaju vrijednosti doze dobivene pri naponu od +400V.

00087.11.1992

45.1991.199=

+=

cGycGycGy

k pol

Određivanje faktora rekombinacije

E=6 MV; 200 MU; 10x10 cm2

Tabela 5.3. Rezultati mjerenja efekta rekombinacije za 6 MV fotonski snop

U(V) -100 V -400 V

br. mjerenja M2(cGy) M1(cGy)

1. 165.2 166.4

2. 165.5 166.7

3. 165.47 166.7


62

0021.147.16566.166341.0

47.16566.166363.0022.1

341.0363.0

022.1

22

1

0

2

2

12

2

110

=⎟⎠⎞

⎜⎝⎛+⎟

⎠⎞

⎜⎝⎛−=

=−=

=

⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛+⎟⎟

⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛+=

s

s

k

aaa

MMa

MMaak

E=18 MV

Tabela 5.4. Rezultati mjerenja efekta rekombinacije za 18 MV fotonski snop

U(V) -100 V -400V

br. mjerenja M2(cGy) M1(cGy)

1. 197.7 199.4

2. 198.1 199.5


0025.19.19745.199341.0

9.19745.199363.0022.1

341.0363.0

022.1

22

1

0

2

2

12

2

110

=⎟⎠⎞

⎜⎝⎛+⎟

⎠⎞

⎜⎝⎛−=

=−=

=

⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛+⎟⎟

⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛+=

s

s

k

aaa

MM

aMM

aak

Određivanje faktora kvaliteta snopa

E=6 MV

0595.02661.1 10,2010,20 −= PDDTPR

Tabelarna vrijednost za PDD20,10:

63

712.11

1010:100

10

20 =

×=

DD

cmcmpoljecmSSD

68004.00595.0712.112661.110,20 =−=TPR

Tabela 5.5. Vrijednosti indeksa kvalitete za različite jonizacione komore [18]

Iz Tabele 5.5. se direktno dobiva:

990.0)68004.0( 10,20 == tabQ TPRk

E=18 MV

0595.02661.1 10,2010,20 −= PDDTPR

Tabelarna vrijednost za PDD20,10:

515.11

1010:100

10

20 =

×=

DD

cmcmpoljecmSSD

77620.00595.0515.112661.110,20 =−=TPR

Iz tabele 5.5. se linearnom interpolacijom dobiva:

9694.0)968.0975.0(204968.0)779.0(

968.0)78.0(

975.0)76.0(

10,20

210,20

110,20

=−+==

==

==

tabQ

Q

Q

TPRk

TPRk

TPRk

64

Tabela 5.6.Korekcioni faktori

E(MV) 6 18

kP,T 1.077 1.077

kpol 1.000510 1.00087

krec 1.0021 1.0025

kQ 0.990 0.9694

K=kpolkreckQ 0.9927 0.9728

65

5.2. REZULTATI TESTOVA KLINIČKOG KOMISIONIRANJA

Dozimetrijski testovi

Slučaj 1: Testiranje za referentne vrijednosti koje su bazirane na CT podacima

Tabela 5.7. Izračunate i izmjerene vrijednosti doza za slučaj 1, energiju 6MV, šupljine 1,3,5,9,10

Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za D

ref(c

Gy)

Izm

jere

na d

oza

Dm

j(Gy)

Kor

igov

ana

doza

Dko

r(cG

y)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja (%

)

1 E=6MV

1 237.50 239.05 238.68 +0.1 2 3 200 197.50 196.37 -1.8 2 5 168.80 168.8 168.48 -0.2 2 9 11 14.65 14.52 +32 4 10 121.80 121.8 124.53 +2.2 3

Slika 5.1. Dozna distribucija za slučaj 1, energiju 6 MV

66

Tabela 5.8. Izračunate i izmjerene vrijednosti doza za slučaj 1, energiju 18 MV, šupljine 1,3,5,9,10

Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za

Dre

f(cG

y)

Izm

jere

na

doza

Dm

j(Gy)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja (%

)

1 E=18MV

1 224.00 225.05 219.32 -2.1 2 3 200.00 200.85 195.74 -2.1 2 5 177.50 178.00 173.4 -2.3 2 9 9.00 18.96 18.48 +205.4 4 10 138.50 145.50 141.79 +2.4 3


67

Slučaj 2: Kosi upadni snop, manjak rasijanja i tangencijalno polje Tabela 5.9. Izračunate i izmjerene vrijednosti doza za slučaj 2, energiju 6 MV,

šupljinu 1

Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za

Dre

f(cG

y)

Izm

jere

na

doza

D

mj(c

Gy)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja (%

)

2 E=6MV 1 200.00 197.80 196.36 -1.3 3


68

Tabela 5.10. Izračunate i izmjerene vrijednosti doza za slučaj 2, energiju 18 MV, šupljinu 1

Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za D

ref

(cG

y)

Izm

jere

na

doza

D

mj(G

y)

Kor

igco

vana

do

za

Dko

r(cG

y)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja (%

)

2 E=18MV 1 200.00 202.35 196.85 -1.6 3


69

Slučaj 3: Značajno štićenje uglova polja Tabela 5.11. Izračunate i izmjerene vrijednosti doza za slučaj 3, energiju 6 MV,

šupljinu 3

Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za

Dre

f(cG

y)

Izm

jere

na

doza

D

mj(c

Gy)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja (%

)

3 E=6MV

3 200.00 198.70 197.03 -1.5 3


70


Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za (c

Gy)

Izm

jere

na

doza

(cG

y)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja (%

)

3 E=18MV 3 200 198.35

193.29 -3.4 3


71


Tabela 5.13. Izračunate i izmjerene vrijednosti doza za slučaj 4, energiju 6 MV, šupljine 5, 6,10

Slučaj Tačka u kojoj se mjeri

Izraču

nata

do

za D

ref

(cG

y)

Izm

jere

na

doza

D

mj(c

Gy)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja

(%)

4

E=6MV

5

F1:0° 50.00 50.36 49.76 -0.5 2

F2:90° 50.00 50.72 50.27 +0.5 3

F3:270° 50.00 50.40 50.27 +0.5 3

F4:180° 50.00 50.49 50.20 +0.4 3

Σ 200.00 200.5 +0.3 2.75

6

F1:0° 3.20 3.365 3.32 +3.9 4

F2:90° 34.30 34.215 33.91 -1.1 3

F3:270° 73.0 68.275 68.10 -6.7 3

F4:180° 3.4 4.385 4.36 +28 4

Σ 113.5 105.33 -7.2 3.5

10

F1:0° 36.0 37.02 36.57 +1.6 3

F2:90° 4.0 3.84 3.81 -4.9 4

F3:270° 4.0 3.74 3.73 -6.7 4

F4:180° 69.0 72.17 71.75 +4 3

Σ 113.00 115.86 +2 3.5

72

Slika 5.7. Dozna distribucija za slučaj 4, energiju 6 MV, za sva polja

Slika 5.8. Dozna distribucija za slučaj 4, energiju 6 MV, za polje AP (F1:0°)

73

Slika 5.9. Dozna distribucija za slučaj 4, energiju 6 MV, za polje LR (F1:90°)

Slika 5.10. Dozna distribucija za slučaj 4, energiju 6 MV, za polje PA (F1:180°)

74

Slika 5.11. Dozna distribucija za slučaj 4, energiju 6 MV, za polje RL (F1:270°)

75

Tabela 5.14. Izračunate i izmjerene vrijednosti doza za slučaj 4, energiju 18 MV, šupljine 5, 6,10

Slučaj Tačka u kojoj se mjeri

Izraču

nat

a do

za

Dre

f(cG

y)

Izm

jere

na

doza

D

mj(c

Gy)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja

(%)

4

E=18MV

5

F1:0° 50 50.475 49.10 -1.8 2

F2:90° 50 51.31 49.82 0.4 3

F3:270° 50 50.40 50.27 +0.5 3

F4:180° 50 50.265 49.35 -1.3 3

Σ 200 198.54 0.73 2.75

6

F1:0° 2.4 3.365 3.27 36 4

F2:90° 37.5 36.47 35.14 -5.6 3

F3:270° 68.4 62.61 61.02 -10.8 3

F4:180° 2.4 5.415 5.316 +221.5 4

Σ 110.5 105.08 -4.9 3.5

10

F1:0° 39 41.055 39.94 +2.4 3

F2:90° 3.4 3.09 3.00 -11.8 4

F3:270° 3.5 3.05 2.97 -15.1 4

F4:180° 65 68.48 67.23 +3.4 3

Σ 110.9 115.68 +2.4 3.5

76

Slika 5.12. Dozna distribucija za slučaj 4, energiju 18 MV, za sva polja

Slika 5.13. Dozna distribucija za slučaj 4, energiju 18 MV, za polje AP (F1:0°)

77

Slika 5.14. Dozna distribucija za slučaj 4, energiju 18 MV, za polje LR (F1:90°)

Slika 5.15. Dozna distribucija za slučaj 4, energiju 18 MV, za polje PA (F1:180°)

78

Slika 5.16. Dozna distribucija za slučaj 4, energiju 18 MV, za polje RL (F1:270°)

79

Slučaj 5: Automatsko širenje aperture i prilagođavanje blokova Tabela 5.15. Izračunate i izmjerene vrijednosti doza za slučaj 5, energiju 6 MV,

šupljine 2, 7

Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za

Dre

f(cG

y)

Izm

jere

na

doza

D

mj(c

Gy)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja (%

)

5

E=6MV

2 200 202.3 201.13 +0.6 2

7 181.5 162.55 161.57 -11 4


80

Tabela 5.16. Izračunate i izmjerene vrijednosti doza za slučaj 5, energiju 18 MV, šupljine 2, 7

Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za (G

y)

Izm

jere

na

doza

(Gy)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja (%

)

5

E=18MV

2 200 204.65 199.38 -0.3 2

7 184 144.05 140.34 -23.7 4


81


Tabela 5.17. Izračunate i izmjerene vrijednosti doza za slučaj 6, energiju 6 MV, šupljine 3, 7, 10

Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za

Dre

f(cG

y)

Izm

jere

na

doza

D

mj(c

Gy)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja

(%)

6

E=6MV

3 200.00 203.20 202.05 +1 3

7 113 113.4 112.76 -0.2 4

10 14 13.72 13.64 -2.5 5


82

Tabela 5.18. Izračunate i izmjerene vrijednosti doza za slučaj 6, energiju 18 MV, šupljine 3, 7, 10

Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za

Dre

f(cG

y)

Izm

jere

na

doza

D

mj(c

Gy)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja (%

)

6

E=18MV

3 200 199.75 193.44 -3.3 3

7 134 114.3 110.97 -17.1 4

10 10 10.91 10.59 +5.9 5


83



Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nat

a do

za

Dre

f(cG

y)

Izm

jere

na

doza

D

mj(c

Gy)

Kor

igov

ana

doz

a D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja

(%)

7

E=6MV 5

F1:0°

F2:90°

F3:270°

Σ

67

66

66

200

66.61

68.73

70.21

66.51

68.24

69.70

204.45

-0.7

+3.3

+5.6

+2.2

2

4

4

3.3


84


Sl

učaj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za

Dre

f(cG

y)

Izm

jere

na

doza

D

mj(c

Gy)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja

(%)

7

E=18MV

5

F1:0°

F2:90°

F3:270°

Σ

67

66

66

200

67.72

70.59

67.35

65.88

68.67

65.52

200.07

-1.7

+4

-0.7

0

2

4

4

3.3


85

Slučaj 8: Nekoplanarni snopovi i rotacija tretmanskog stola i kolimatora Tabela 5.21. Izračunate i izmjerene vrijednosti doza za slučaj 8, energiju 6 MV,

šupljinu 5

Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za

Dre

f(cG

y)

Izm

jere

na

doza

D

mj(c

Gy)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja

(%)

8

E=6MV 5

F1:0°

F2:90°

F3:270°

Σ

66

67

67

200

66.68

69.21

68.445

66.26

68.55

67.87

202.68

+0.4

+2.3

+2.8

+1.1

3

3

3

3


86


Sluč

aj

Tačk

a u

kojo

j se

mje

ri

Izraču

nata

do

za

Dre

f(cG

y)

Izm

jere

na

doza

D

mj(c

Gy)

Kor

igov

ana

doza

D

kor(

cGy)

Ods

tupa

nje

(%)

Kri

teri

j sl

agan

ja

(%)

8

E=18MV 5

F1:0°

F2:90°

F3:270°

Σ

66

67

67

200

66.265

69.37

68.75

64.54

67.13

66.61

202.68

-2.2

+0.2

+0.9

-0.9

3

3

3

3


87

5.3. KORIŠTENI UREĐAJI

Slika 5.25. Jonizaciona komora i vodeni fantom korišteni prilikom kalibracije

Slika 5.26. Uređaj pomoću kojeg je vršeno podešavanje položaja komore u fantomu

Slika 5.27. Elektrometar pomoću kojeg su vršena očitavanja

88

Slika 5.28. CIRS Toraks fantom

Slika 5.29. Rotacija stola za 90°, slučaj 8

89

Slika 5.30. Podešavanje položaja fantoma pomoću laserskih pokazivača

Slika 5.31. Provjera veličine polja zračenja

90

Slika 5.32. Zaštitni blokovi korišteni kod mjerenja za slučajeve 3 i 5

91

Slika 5.33. Postavljanje zaštitnih blokova na radioterapijsku jedinicu

Slika 5.34. Rotacija gentrija

92

6. LITERATURA

[1] International Atomic Energy Agency, Commissioning and Quality Assurance of Computerized Planning Systems for Radiation Treatment of Cancer, IAEA TRS-430, IAEA, Vienna (2004) [2] International Atomic Energy Agency, Specification and Acceptance Testing of Radiotherapy Treatment Planning Systems, IAEA-TECDOC-1540,IAEA, Vienna (2007) [3] International Electrotechnical Commission, Medical Electrical Equipment – Requirements for the Safety of Radiotherapy Treatment Planning Systems, REP. IEC 62083, IEC, Geneve, (2000) [4] Podgorsak, E. B., Radiation oncology physics, IAEA, Vienna. (2005) [5] British Journal of Radiology, Central Axis Depth Dose Data for Use in Radiotherapy, Suppl. 25 (1996) [6] Johns, H.E., Cunningham, J.R., The Physics of Radiology, Thomas, Springfield,IL (1984) [7] Khan, F.M., The Physics of Radiation Therapy, Lippincott, Williams and Wilkins, Baltimore, MD (2003) [8] IAEA TRS-398, Absorbed Dose Determination in External Beam Radiotherapy, IAEA, Vienna, (2006) [9] Boag, J.W., Currant, J., Current collection and ionic recombinationa in small cylindrical ionization chambers exposed to pulsed radiation, Brit J Radiol 53 (1980) [10] Weinhous.M.S., Meli, J.A., Determing Pion, The correction factor for recombination losses in an ionization chamber, Med Phys. 11 (1984) [11] Brahme, A. Svensson, H., Radiation beam characteristics of a 22 MeV microtron, Acta Radiol Oncol 18 (1979) [12] Greening, J. R., „Fundamentals of Radiation Dosimetry“, Med. Phys. Handbooks, Adam Hilger Ltd, Bristol (1981) [13] Brahme, A., Andreo,P., Dosimetry and uality specification of high energy photon beams, Acta Radiol Oncol 25 (1986) [14] Followill, D. S., Tailor, R. C., Tello, V. M., Hanson, W.F., An empirical relationship for determining photon beam quality in TG-21 from a ratio of percent depth doses, Med Phys 25 (1998) [15] Andreo, P., Nahum, A.E, Brahme, A., Chamber-dependent wall correction factors in dosimetry, Phys Med Biol 31 (1986) [16] IAEA International Atomic Energy Agency, „Absorbed Dose Determination in Photon and Electron Beams: An International Code of Practice“, Technical Report Series no. 277 (2nd ed in 1997), IAEA, Vienna (1987) [17] IAEA TECDOC-1583, Commissioning of Radiotherapy Treatment Plannins Systems, IAEA, Vienna, januar (2008) [18] Andreo, P., Absorbed dose beam quality factors for dosimetry of high-energy photon beams, Phys Med Biol 37 (1992) [19] Cherry, Duxbury, Practical radiotherapy, WILEY-BLACK-WELL, (2009)

Documents

Mag Rad Fizika.mr.2011.01