Summary

GEREÇ VE YÖNTEM
Kompansatör hazırlanması için vücut eğriliğinin fazla olduğu 13x12 cm büyüklüğünde yan yüz alanı, 25x26 cm büyüklüğünde ön supra alanı seçildi. Seçilen alanlar için insan şeklinde özel hazırlanmış fantom kullanılarak kompansatörler hazırlandı. Seçilen yan yüz, ön supra alanı için kompansatör kullanılmadan Co-60 cihazında, insan benzeri sagital iki simetrik parça halinde olan özel fantomda film dozimetri yöntemiyle doz dağılımları elde edildi ve bu doz dağılımlarının doğruluğu, bir başka doz ölçüm yöntemi olan termoluminesans dozimetre yöntemi ile kontrol edildi. Kompansatör kullanılmadan yapılan deneysel çalışmalar, kompansatör kullanılarak tekrar edildi. Kompansatör kullanılmadan ve kullanılarak elde edilen doz dağılımları karşılaştırıldı; kompansatör kullanımının doz dağılımına olumlu katkısı araştırıldı.

BULGULAR
Bu çalışmanın sonunda elde edilen veriler, yüzey eğriliği fazla olan tedavi alanlarında kompansatör kullanılması ile yan yüz alanlarda, orta hatta ışına dik eksende izodoz dağılımını %5 oranında daha homojen hale getirdiği, supra alanında radyasyon alanına paraleleksende izodoz dağılımını %11, 1 oranında daha homojen hale getirdiğini göstermektedir.

SONUÇ
Tedavi yüzeyinin eğri ya da düzensiz olması halinde hastaya özel hazırlanan kompansatörün, ışınlanan volüm içindeki doz dağılımını daha düzgün bir hale getirdiği, buna bağlı olarak klinik kullanımında tedavi kalitesini arttıracağı görülmüştür.

Introduction

Hasta dozimetrisinde tedavi alanının içindeki doku eksikliği veya bu alanın içine giren özellikle, akciğer, vücut boşlukları, kemik gibi yoğunlukları yumuşak dokudan farklı organlar dikkate alınmalıdır.[1]-[14] Tedavi alanının içinde doku eksikliği ve doku farklılığı bulunduğu durumlarda, ya hastaya ait doz dağılımı standart doz dağılımlarına uygun düzeltmeler yapılarak ya da kompansatör veya bolus kullanılarak, hasta verileri standart fantom şartlarına yaklaştırılır.[7], [9], [10], [13], [14] Bu yöntemlerin kullanılması megavoltaj ışınları için 45º'ye ortovoltaj X ışınları için 30º'ye kadar olan açılar için uygundur.[8], [10]

Doku eksikliğinde sıklıkla kullanılan düzeltme yöntemleri olarak Etkin SSD (Kaynak Cilt Mesafesi) Metodu, Doku Hava Oranı Metodu (TAR metodu), İzodoz Kaydırma Metodu' nun (Shift Metodu) yanında doku eksikliğini gidermek için kompansatör kullanılmaktadır.

Radyoterapide, hasta tedavi alan yüzeyindeki doku düzensizlikleri nedeniyle doz dağılımı homojen olamaz ve hastaya verilmek istenen doz doğru bir şekilde verilemez.[3], [5], [9], [10], [15] Böyle durumlarda, ışınlanan tedavi volümünde homojen bir doz dağılımı elde etmek için ışın kaynağı ile cilt arasında yer alan ve doku eksikliğini giderecek kadar doz absorbe eden, ilave ışın düzenleyici filtre kullanılır.[16] Bu filtreye kompansatör adı verilir.[8], [10], [13], [14]

Kompansatörlerin teorik olarak, doku düzensizliklerinde olduğu gibi, doku yoğunluğu farklılıklarının düzeltilmeleri içinde kullanıldığı literatürlerde belirtilmiş olmakla beraber, pratikte kullanılması kolay değildir.[3]-[5], [17]

Kompansatör filtreler dokuya eşit yoğunluktaki maddelerden yapılacağı gibi alüminyum, kurşun gibi atom numarası yüksek maddelerden yapılır ve doku düzensizliğini tamamlayacak şekilde hazırlanır.[1], [16], [18], [19] Eğri ya da düzensiz vücut yüzeyleri olduğunda doku eksikliğini gidermek için her hastaya ait kompansatör kullanmak en doğru yoldur.

Kompansatör yapılırken, alınan vücut konturuna uygun olarak, kompansatör materyalinin yüksekliği kullanılacak materyale bağlıdır.[10], [13] Co-60 ve yüksek enerjilerde, kompansatör; yoğunluğu dokudan 8 kat fazla olan metal alaşım (bakır+çinko) pirinçten yapılmışsa yüksekliği 1/8 olmalıdır. Eğer alüminyum kullanılacak ise bu oran kompanse edilecek yüksekliğin 1/3'ü kadardır.[5], [8], [10] Daha düşük enerjili radyasyonlar için düşük atom numaralı materyaller kullanılır.[8], [10], [16], [20]

Mega-voltaj foton huzmelerinde kompansatörden saçılan ışınların cilde ulaşarak cilt dozunu arttırmasına engel olmak için en az hastadan 20 cm uzağa konmalıdır.[14], [20] Kompansatör yüzeyden belli bir mesafeye yerleştirilecek şekilde tasarımlandığından dolayı, kompansatörün şekli ve boyutları, huzme diverjansına ve kompansatör yapımı için kullanılacak maddenin ve yumuşak dokuların rölatif lineer azalma katsayısına bağlıdır.

Kompansatör, ciltten belli bir mesafeye konulup temas halinde olmadığı zaman, çeşitli derinlikteki saçılmada azalma meydana gelir.

Huzmenin geometrik diverjansı için kompanse edici maddenin küçültülmesi çeşitli şekillerde yapılır. Düzensiz yüzeye karşılık gelen kare sütunlar matrisi kullanılarak, alüminyum ya da pirinç bloklardan kompansatör yapılması mümkündür.[7], [10], [13], [14], [21] Doku kaybını telafi edecek şekilde aynı kalınlıkta bir doku eşdeğeri kompansatör kullanıldığında, altta kalan dokulardaki doz, standart izodoz kartlarında gösterilenden biraz daha az olacaktır. Bunun nedeni de, doku eksikliğine bağlı olarak dokudaki saçılmanın azlığıdır.[22], [23] Derin dozda, belli bir derinlik noktasındaki saçılmadan dolayı oluşan azalma, kompansatörün hastadan uzaklığına, derinliğine ve huzme kalitesine bağlıdır.[20], [21] Saçılmadaki bu azalmayı kompanse etmek için kompansatörün kalınlığı azaltılarak primer ışın geçişini arttırmak mümkündür.

Kompansatör filtre kalınlığı kullanılan materyallerin özelliğine bağlıdır.[2], [8] Bu aynı zamanda kullanılan ışının enerjisine, hedef volüm derinliğine ve yüzeyin topografik eksikliğine bağlıdır. Bu nedenle kompansatörler, ışın enerjisi ve geometriye göre belirlenen dozun verilmek istendiği derinliğe bağlı olarak dizayn edilir.[18] Düşük doz genellikle üst noktalarda oluşurken, yüksek doz belirlenen kompansatör derinliğinin altında oluşur.[13], [24]

Bir kompansatör kalınlığı; Kompanse edilecek materyalin yoğunluğu / Kompansatör materyalinin yoğunluğu formülü ile ifade edilir.[8]

Ancak bu bağıntı, kullanılacak enerjiye ve SSD'ye göre düzeltilir. Co-60 için SSD 80 cm'de Kompansatör Kalınlığı =0.88 h/r (h: kompanse edilecek doku kalınlığı, r: kompansatör materyalin yoğunluğu) olarak tayin edilir.[8]

Klinik uygulamalarda kullanılan çeşitli kompansatör yapım yöntemleri vardır.[1], [5], [8], [13], [19], [22], [25]- [28] Bunlar;

a) Alüminyum ve pirinçten dikdörtgen blokları Ellis tipi filtre biçiminde yerleştirmek suretiyle yapılan kompansatörler.

b) Pantograf aleti kullanarak köpükten negatif mold bloğu kesip uygun kompansatör materyali ile doldurma yöntemi.

c) Hasta konturu yüzey topoğrafisine uygun şekilde, bilinen kalınlıkta doku eşdeğeri materyal kullanılarak kompansatör dizaynı. Burada, kayıp doku değişimini ölçen bir metot uygulanır. Kurşun veya yoğun materyaller kullanılır.

d) Hesap edilen yöne uygun kompansatör filtre yapmak için bilgisayarlı sistem kullanarak kesim yapma yöntemi.

Kompansatör yapım yöntemleri ile ilgili modern teknikler üzerinde çalışmalar halen devam etmektedir.[13] Hastanın konturunu düzeltmek ve huzmeye uygun düz yüzeyi oluşturmak için cilt yüzeyine doğrudan yerleştirilen doku eşdeğeri maddeden yapılan bolus kullanılır.[4], [13]

Yüksek enerjilerde ve elektronlarda cilt yüzeyi üzerinde uygun build-up sağlamak amacı ile de kullanılır.[4] En çok kullanılan bolus materyali %60 pirinç unu, %40 sodyum veya %50 parafin, %50 balmumu karışımıdır. Yüksek enerjili huzmelerde cildi koruma avantajını ortadan kaldırır. Bu enerjilerde bolus genellikle, doku düzeltmesi yerine maksimum dozu cilde çekmek için kullanılır. Doku düzensizliklerinde, cildin koruma etkisini ortadan kaldırmadığı için kompansatör kullanımı daha yaygındır.[8], [18]

Megavoltaj radyasyon tedavisinde wedge filtreler X veya gamma ışını huzmeleri ile doz dağılımlarını optimize etmek için kullanılır. Gerek risk organlarının tümör merkezine yakın olması durumunda, gerekse doku eksikliği gösteren vücut yüzey düzensizliklerinde doz dağılımı üniform olmadığı durumlarda kullanılır. Doku eksikliğinin söz konusu olduğu durumlarda kompansatör kullanılması en doğru ve tedavi kalitesinin arttırılması açısından en uygun yöntemdir. Kompansatör yapımında ve uygulanmasındaki zorluk kompansatörün yaygın olarak kullanılmasını güçleştirmektedir.

Böyle durumlar için wedge filtreler faydalı olsalar da, her hasta için özelliği olan kompansatörlerin yapılması tedavi kalitesinin artırılması açısından daha uygun olduğu literatürde bildirilmiştir.[4],[9], [10], [14], [29]

Bu çalışmanın amacı, henüz ülkemizde kullanılmayan kişiye özel alüminyum kompansatörlerin dizaynını gerçekleştirerek, doz dağılımına katkısını araştırmak ve günlük hasta tedavisinde kullanılmasını sağlamaktır.

Methods

Çalışma için Yapılan Hazırlıklar
İlk olarak kompansatör için gerekli olan lx1 cm alan büyüklüğünde ve farklı uzunluklarda kesilen alüminyum çubuklar hazırlandı. Alüminyum kalın1ıkları (l= 0.88 h/ρ) bağıntısı kullanılarak tayin edildi. Film dozimetresi için uygun doz değerleri hesaplandı. Film 2 cm derinlik ve 10xl0 cm alan açıldığında polistren fantoma yerleştirildi.

Filme 25, 50, 75, 100, 150 ve 200 cGy gelecek şekilde ALCYON-II Co-60 teleterapi cihazında 10x10 cm alan büyüklüğünde ışınlandı ve otomatik banyoda aynı zamanda banyo edildi. Işınlanan filmlerin merkezindeki optik yoğunluk Macbeth TD 931 tipi optik dansitometre ile okundu. Işınlanan doz değerleri ile buna karşılık gelen optik yoğunluk arasında kalibrasyon eğrisi çizildi. Doz ile kararmanın lineer olduğu bölge literatürde de belirtildiği gibi 75-125 cGy arasındaydı.[30]

Kompansatör için hazırlanan alüminyum çubukların homojenliğini kontrol etmek amacıyla katı fantomda film dozimetrisi yapıldı. Hazırlanmış olan aynı uzunluktaki alüminyum çubuklar tedavi cihazının wedge filtre kızağına uygun olarak kesilmiş perspeks tepsinin merkezinden itibaren birbirine bitişik şekilde tek tek dizilerek yapıştırıldı. Bu işlem farklı kalınlıktaki her bir kompansatör için tekrar edildi. Farklı kalınlıktaki her bir kompansatör için film katı su fantomunda 5 cm derinliğe yerleştirildi. 10x10 cm alan büyüklüğünde 85 cGy gelecek şekilde ışınlandı. Otomatik banyoda banyo edildi.

Bu filmler, film dozimetrisi tekniği ile, WP-102 otomatik dansitometre ile X ve Y konumlarında doz profilleri elde edildi. Kompansatör dizaynında kullanılacak alüminyum kalınlıklarının doz verimine etkisini araştırmak için, 10xl0 cm alan büyüklüğünde ve 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11 ve 12 cm kalınlığındaki dokuyu kompanse edecek şekilde homojen kalınlıkta kompansatörler hazırlandı.

Başta açık alan olmak üzere her kalınlıktaki kompansatör için Co-60 cihazında SSD: 80 cm'de ve kompansatör kalınlığına uygun SSD'ler de 0.6 cc iyon odası katı su fantomunda 5 cm derinlikte doz verimleri ölçüldü. Yüzde derin doz değerleri kullanılarak maksimum doz derinliğindeki doz verimleri cGy/dak olarak bulundu.

Eksik olan dokuyu doğru tayin etmek için simülatöre monte edilebilecek şekilde hazırlanan konturmetre Şekil 1'de görülmektedir.

Sekil 1: Özel hazırlanmış konturmetre sistemi.

Çalışmada kullanılacak fantom simülatöre getirildi. Hava yatağı üzerine yerleştirildi. Fantom üzerinde 13x12 cm boyutlarında yan yüz alanı, 26x25 cm boyutlarında boyun ve mediasteni içine alan ön supra alanı belirlendi. Fantom üzerinde belirlenen alanlarda bulunan vücut boşluklarını tespit etmek için özel hazırlanmış konturmetre simülatöre monte edildi. 80 cm mesafede yerleştirilmiş delikli plaka alanın içindeki en yüksek bölgeye temas ettirildi. Alan içinde kalan boşluklar plakanın üzerindeki deliklerin içinde bulunan demir çubuklar yardımı ile tespit edildi. Bu değerler kareli kâğıt üzerine aktarıldı. Alcyon cihazında wedge filtrenin takıldığı (SWD= 45 cm) kızağa uygun plaka kestirildi. Grafik kâğıdına aktarılan bilgiler kullanılarak gerekli kalınlıktaki alüminyum bloklar bu plakanın üzerine yapıştırılarak çalışmada kullanılacak kompansatörler hazırlandı. Hazırlanan kompansatörler Şekil 2'de görülmektedir.

Sekil 2: Değişik uzunlukta kesilmiş alüminyum çubuklar.

Doz Dağılımlarının Film Dozimetrisi ile Elde Edilmesi
İki sagittal parça halinde %50 balmumu ve %50 parafinden hazırlanmış özel fantoma yerleştirilmek üzere Kodak X-Omat verifikasyon filmi, karanlık odada her iki tedavi alanı için hazırlandı, kenarları ışık geçirmez bant ile kapatıldı. Yan yüz alanı için; fantom sırt üstü pozisyonda tedavi masasında sabitlendi. Film ışın demetine dik olacak şekilde yerleştirildi. Fantom, kompansatör kullanılmadan SSD: 80 cm, Gantry 90º'de, 7 cm olan orta hat derinliğine 100 cGy gelecek şekilde, Co-60 cihazıyla Şekil 3'te görüldüğü gibi ışınlandı.

Sekil 3: Balmumu-parafin karışımı özel fantom.

Film fantomun arasından alındı, otomatik banyo makinesinde banyo edildi. Wellhöfer dansitometre ile alan doz geçirgenliği okutuldu, kalibrasyon eğrisi kullanılarak absorbe doza çevrildi. Alan doz dağılımı grafikleri bilgisayar yardımı ile elde edildi. Aynı işlemler kompansatör kullanılarak tekrar edildi. Kompansatör ile ışınlama yaparken, alan merkezindeki doku boşluğunun 3 cm olması nedeniyle SSD: 83 cm alındı. 7 cm olan orta hat kalınlığı 7 cm olduğu halde 3 cm'lik doku kompanse edildiği için 7+3=10 cm'ye 100 cGy doz gelecek şekilde ışınlandı. Elde edilen doz dağılımları Şekil 4a ve 4b'de görülmektedir.

Sekil 4: (a) Yan yüz alan (kompansatör yok), (b) yan yüz alan (kompansatör var).

Ön supra alan için; fantom sırt üstü pozisyonda masaya sabitlendi. Film ışın demetine Paralel olarak yerleştirildi. Fantom SSD: 80, Gantry 0º'de, maksimum doz derinliği olan 0, 5 cm 100 cGy gelecek şekilde Co-60 cihazıyla ışınlandı. Film fantomdan alınarak banyo edildi ve dansitometre ile okunarak alanın derin doz dağılımları (izodoz) elde edildi. Aynı işlemler kompansatör kullanılarak tekrar edildi. Kompansatör kullanırken, alan merkezindeki doku eksikliği l cm olduğu için SSD: 82 cm alınmış, doz derinliği 0, 5 cm yerine 0, 5+2 cm =2 cm'ye 100 cGy gelecek şekilde ışınlanmıştır. Elde edilen doz dağılımları Şekil 5a ve 5b'de görülmektedir.

Sekil 5: (a) Ön supra alanı (kompansatör yok), (b) ön supra alanı (kompansatör var).

Referans Noktaların TLD ile Ölçülmesi
Film dozimetrisi ile elde edilen doz dağılımlarının doğruluğunu kontrol etmek için referans noktalarda TLD dozimetrisi yapıldı. TLD ölçümlerinde üçlü gurup halinde 10 noktanın dozunu ölçebilecek toplam 30 adet TLD materyali kullanıldı. Bunların içinden üçlü bir grup kalibrasyonda kullanılmak üzere ayrıldı. Kalibrasyon için, üçlü bir gurup TLD'de standart katı su fantomunda 5 cm derinliğe yerleştirildi ve TLD'lere l00 cGy gelecek şekilde ışınlandı. Işınlanan TLD'ler Fimel TLD okuyucusunda okundu. 100 cGy= 1000 mGy'e karşılık gelen okuma değerinden l mGy değeri bulunarak kalibrasyon faktörü olarak bilgisayara girildi.

TLD dozimetrisi için fantom üzerinde referans noktaları belirlendi ve TLD'ler bu noktalara yerleştirildi. Referans noktalarına yerleştirilen TLD'ler, film dozimetrisinin yapıldığı şartlarda orta hatta bulunan TLD materyallerine l00 cGy gelecek şekilde kompansatör kullanılmadan ve kompansatör kullanılarak ışınlandı. Şekil 6'da görülen referans noktalarına yerleştirilen TLD materyalleri maksimum doz noktasına 200 cGy gelecek şekilde ışınlandı.

Sekil 6: Yan yüz ve ön supra alanı için referans noktaları.

Işınlanan TLD materyalleri Fimel TLD okuyucusunda kalibrasyon değeri girilerek doğrudan cGy cinsinden okundu. Film dozimetrisi sonuçları ile karşılaştırılabilmesi için okunan TLD değerleri dmax derinliğinde l00cGy verilmesiyle diğer referans noktaların ne kadar doz alacaklarını bulmak için, okunan değerler ikiye bölündü.

Deneyler ikişer kez tekrar edilerek ortalamaları alındı. Her iki ışınlama alanlarında aynı TLD'ler kullanıldı. TLD'ler 220ºC'de 12 dakika fırınlanarak tekrar kullanılır durumuna getirildi. Çalışmada kullanılan TLD guruplarının doza verdiği cevaplar %2 standart sapmanın içindeydi. Film dozimetrisi ile TLD dozimetrisi sonuçları Tablo 1 ve Tablo 2'de görülmektedir. Tablo 1: Yan yüz tedavi alanına ait TLD dozimetri sonucu ile film dozimetrisi değerleri

Tablo 2: Ön supra tedavi alanına ait TLD dozimetri sonucu ile film dozimetrisi değerleri

Results

Bu çalışmada, ön supra alan ışınlaması için, kompansatör kullanılmadan film dozimetrisi yöntemi sonucuna göre referans noktalarındaki doz homojenitesi d=4, 5 cm için yüzde (dağılım 82, 8-100), fark %17, 2 olarak bulundu.

Ön supra alan için ışınlama, kompansatör kullanılarak yapıldığında, film dozimetrisi yöntemi sonucuna göre referans noktalarındaki doz homojenitesi d=4, 5 cm için yüzde (dağılım 93, 9-100), fark %6, 1 olarak bulundu.

Ön supra alan için film dozimetrisi yöntemi ile kompansatör kullanılmadan ve kompansatör kullanılarak yapılan ışınlama sonucunda referans noktalarındaki doz homojenitesi %11, 1'lik bir düzeltmenin olduğu görülmektedir.

Ön supra alan için ışınlama TLD dozimetri yöntemi ile kompansatör kullanılmadan yapıldığında referans noktalarındaki doz homojenitesi d=9, 5 cm için yüzde (dağılım 86, 88-100), fark %13, 12 olarak bulundu. Işınlama kompansatör kullanılarak yapıldığında ise fark yüzde (dağılım 97, 18-100); fark %2, 81 olarak bulundu. TLD dozimetri yöntemi ile kompansatör kullanılmadan ve kompansatör kullanılarak yapılan ışınlama sonucunda doz homojenizasyonunda %10, 31'lik bir düzeltmenin olduğu bulundu.

Ön supra alan için film dozimetrisi ve TLD dozimetrisi sonuçlarından doz homojenitesinde düzeltmenin veya faydanın ortalama %10, 7 olduğu söylenebilir. Yan yüz tedavi alanı için, ışınlama, kompansatör kullanılmadan film dozimetrisi yöntemi sonucuna bakıldığında homojenizasyonun yüzde (dağılım 82-100), farkı %18 olarak bulundu.

Yan yüz tedavi alanı için ışınlama, kompansatör kullanılarak yapıldığında, film dozimetrisi yöntemi sonucuna bakıldığında doz homojenizasyonunun yüzde (dağılım 90-100), farkı %10 olarak bulundu.

Yan yüz tedavi alanı için ışınlama, TLD dozimetri yöntemi ile kompansatör kullanılmadan yapıldığında doz homojenitesi yüzde (dağılım 80-100) fark %20 olarak bulundu. Yan yüz tedavi alanı için ışınlama, kompansatör kullanılarak yapıldığında, TLD dozimetrisi yöntemi sonucuna bakıldığında doz homojenizasyonunun yüzde (dağılım 85-100) fark %15 olarak bulundu.

TLD dozimetri yöntemi ile kompansatör kullanılmadan ve kompansatör kullanılarak yapılan ışınlama sonucunda doz homojenizasyonunda %5'lik bir düzeltmenin olduğu görüldü.

Discussion

Konformal teknikte amaç tümör dokusuna verilen dozu arttırırken, çevre sağlıklı dokuyu mümkün olduğu kadar korumaktır.[31] Hasta immobilizasyonu, tedavi edilecek bölgenin bilgisayarlı tomografide ince kesitlerle taranması, ICRU-50 kriterlerine uygun olarak volümlerin ve risk altındaki organların her kesitte belirlenmesi, üç boyutlu planlama sistemi ile tedavi alanlarının belirlenmesi ve şekillendirilmesi, doz-volüm histogramları yardımı ile tedavi planında doz homojenitesini, bilgisayar kontrollü tedavi ve tedavi alanlarının verifikasyonu konformal radyoterapinin basamaklarını oluşturmaktadır. İlk konformal tedavi, Ellis ve arkadaşları tarafından dizayn edilen kompansatörlerin kullanılması ile 1961 yılında başlamıştır.

Yaptığımız çalışmada, hazırlanan kompansatörlerin alan düzgünlüğünün (flatness) kabul sınırı olan ±%3'ü aşmadığı görülmüştür. Bu durum kompansatörlerin kullanılması ile alan düzgünlüğünün bozulmadığını ve klinikte kullanılmalarında bir sakıncanın olmadığını göstermektedir.[3], [32] Kompansatör dizaynında kullanılan alüminyum kalınlıklarının doz verimine etkisine bakıldığında, kompansatör kullanılmadığı zaman, 10x10 cm açık alanda doz verimi 152, 9 cGy/ dak'dır. Her bir kalınlık için homojen olarak hazırlanmış kompansatör kullanıldığında doz verimi; minimum 148, 6 cGy/dak ve maksimum 153, 2 cGy/ dak'dır. Bu değerler açık alan doz verimi ile karşılaştırıldığında maksimum %3'lük bir fark olduğu görülmektedir.

Kompansatörün kullanılması ile doz verimi %3 değişmiştir. Doz veriminin değişiminde kullanılabilir limit ise ±%3'tür.[5],[30],[32] Bu nedenle tedavilerde kompansatör kullanımının doz verimini değiştirmediğini, kullanılırken ilave olarak bir doz düzeltmesi gerekmemektedir.

Ön supra alan için film dozimetrisi ve TLD yöntemi ile kompansatör kullanılmadan ve kompansatör kullanılarak yapılan ışınlama sonucunda referans noktalarındaki doz homojenitesinde sırasıyla %11, 1 ve %10, 7'lik bir düzeltmenin olduğu görülmektedir.

Yan yüz tedavi alanı için film dozimetrisi ve TLD yöntemi ile kompansatör kullanılmadan ve kompansatör kullanılarak yapılan ışınlama sonucunda doz homojenitesi sırasıyla %8 ve %6, 5'lik bir düzelme olduğu görülmektedir. Film dozimetrisi ve TLD dozimetrisi ile elde edilen sonuçlar birbirine yakındır.

Ellis ve ark.[5] tarafından yapılan çalışmada alüminyum kompansatörlerin, doz homojenitesini %30'a kadar düzelttiğini buldular. Bizim bulduğumuz sonuç bu literatür ile uyumludur.

Çalışmada kullandığımız özel hazırlanmış fantom çok ince ve çok düzgün bir kişiyi temsil ettiği düşünülürse, gerçekte hastaların bir fantom gibi düzgün olmayacakları göz önüne alındığında farklılığın gerçek insan üzerinde daha fazla olabileceğidir.

Hall ve arkadaşları[8] tarafından yapılan çalışmada, bir kompansatörün yan yana dizilmesinden ve alüminyum kompansatörün kalınlıklarının standart olarak hazırlanıp, doku eşdeğerliliği hesaplanırken, ölçülen gerçekteki alüminyum kompansatör kalınlığına uymadığı zaman ona yakın olan alüminyum kompansatör kalınlığının kullanılması neticesinde doz homojenizasyonunda hata payının olacağı belirtilmiştir. Bizim çalışmamızda da, dokuya karşılık gelen alüminyum kompansatörün kalınlığı olmadığı için bu değere en yakın olan alüminyum kompansatör kullanılmıştır.

Kompansatörlerin doku eksikliği fazla olan tedavi alanlarında kullanılması ile doz dağılımı üzerinde önemli faydanın olacağı, ancak, tedavi bölgesinde doku noksanlığı çok az olan bölgelerde kullanılması ile faydanın az olacağı belirtilmiştir.[8], [12], [15]

Bu çalışmanın sonucunda, tedavi yüzeyinin eğri ya da düzensiz olması halinde, hastaya özel hazırlanan kompansatörün, ışınlanan volüm içindeki doz dağılımını daha düzgün bir hale getirdiği, buna bağlı olarak klinik kullanımında tedavi kalitesini arttıracağı görülmüştür.

References

1) Ansbacher W, Robinson DM, Scrimger JW. Missing tissue compensators: evaluation and optimization of a commercial system. Med Phys 1992;19(5):1267-72.

2) Bagne FR, Samsami N, Hoke SW, Bronn DG. A study of effective attenuation coefficient for calculating tissue compensator thickness. Med Phys 1990;17(1):117-21.

3) Basran PS, Ansbacher W, Field GC, Murray BR. Evaluation of optimized compensators on a 3D planning system. Med Phys 1998;25(10):1837-44.

4) Beddar AS, Thomason C, Leung PM. Description and evaluation of a new 3-D computerized treatment planning dose compensator system. Med Dosim 1994;19(4):227-35.

5) Ellis F, Feldman A, Oliver R. Compensation for tissue inhomogeneity in cobalt 60 therapy. Br J Radiol 1964;37:798-80.

6) Evans MD, Schreiner LJ. A simple technique for film dosimetry. Radiother Oncol 1992;23(4):265-7.

7) Fletcher GH. Textbook of radiotherapy. 3rd. ed. Lea and Febiger; 1980. p. 20-4.

8) Hall EJ, Oliver R. The use of standard isodose distributions with high energy radiation beams-the accuracy of a compensator technique in correcting for body contours. Br J Radiol 1961;34:43-52.

9) Johns HE, Cunningham JR. The physics of radiology. 4th. ed. Charles, C. Thomas, Springfleld; 1983. p. 389-90.

10) Khan FM. The physics of radiation therapy. 2nd ed. Williams and Wilkins; 1992. p. 299-307.

11) Paliwal BR, Podgorsak MB, Harari PM, Haney P, Jursinic PA. Evaluation and quality control of a commercial 3-D dose compensator system. Med Dosim 1994;19(3):179-85.

12) Park HC, Almond PR. Tissue compensation and verification of dose uniformity. Med Dosim 1993;18(4):193-6.

13) Perez CA, Brady LW. Principles and Practice of Radiation Oncology. 3rd ed. Lippincott-Raven; 1998. p. 300-3.

14) Shahabi S. Blackburn's Introduction to Clinical Radiation Therapy Physics. Med. Phys. Publishing Co; 1989. p. 185-92.

15) Mayles WP, Yarnold JR, Webb S. Improved dose homogeneity in the breast using tissue compensators. Radiother Oncol 1991;22(4):248-51.

16) Cardarelli GA, Rao SN, Cail D. Investigation of the relative surface dose from Lipowitz-metal tissue compensators for 24- and 6-MV photon beams. Med Phys 1991;18(2):282-7.

17) Yin FF, Schell MC, Rubin P. A technique of automating compensator design for lung inhomogeneity correction using an electron portal imaging device. Med Phys 1994;21(11):1729-32.

18) Constantinou C, Harrington JC. Tissue compensators made of solid water or lead for megavoltage X-ray radiotherapy. Med Dosim 1989;14(1):41-7.

19) Jani SK, Pennington EC. Tissue compensators with use of vinyl lead sheets for head and neck portals on 4-MV x rays. Med Phys 1990;17(3):481-2.

20) Thomas SJ, Bruce G. Skin dose near compensating filters in radiotherapy. Phys Med Biol 1988;33(6):703-10.

21) Thomas SJ. A computer-calculated difference tissue compensator system. Br J Radiol 1985;58(691):665-8.

22) Mageras GS, Mohan R, Burman C, Barest GD, Kutcher GJ. Compensators for three-dimensional treatment planning. Med Phys 1991;18(2):133-40.

23) Robinson DM, Scrimger JW. An analytic approach to optimized retracted missing tissue compensators. Med Dosim 1990;15(2):51-9.

24) Robinson DM, Scrimger JW. Optimized tissue compensators. Med Phys 1990;17(3):391-6.

25) Chu T, Lee K, Dunscombe P. A technique for the evaluation of a missing tissue compensator system. Med Phys 1993;20(3):713-6.

26) Henderson SD, Purdy JA, Gerber RL, Mestman SJ. Dosimetry considerations for a Lipowitz metal tissue compensator system. Int J Radiat Oncol Biol Phys 1987;13(7):1107-12.

27) Jones D, Christopherson D, Judd D, Esagui L, Hafermann MD, Rieke JW. The incorporation of partial shielding of the spinal cord in a tissue deficit compensator in radiotherapy of the thorax. Med Dosim 1995;20(1):1-5.

28) Weeks KJ, Arora VR, Leopold KA, Light KL, King SC, Ray SK, et al. Clinical use of a concomitant boost technique using a gypsum compensator. Int J Radiat Oncol Biol Phys 1994;30(3):693-8.

29) Baker CM, Filimonov A, Conine F, Coughlin CT. Treatment of the intact breast using tangent split beam fields and half 15 degree wedges as tissue compensators. Radiol Technol 1986;58(2):135-8.

30) Williamson JF, Khan FM, Sharma SC. Film dosimetry of megavoltage photon beams: a practical method of isodensity-to-isodose curve conversion. Med Phys 1981;8(1):94-8.

31) Söderström S, Brahme A. Which is the most suitable number of photon beam portals in coplanar radiation therapy? Int J Radiat Oncol Biol Phys 1995;33(1):151-9.

32) Kutcher GJ, Coia L, Gillin M, Hanson WF, Leibel S, Morton RJ, et al. Comprehensive QA for radiation oncology: report of AAPM Radiation Therapy Committee Task Group 40. Med Phys 1994;21(4):581-618.