Summary

GEREÇ VE YÖNTEM
Üç adet diyot, su eşdeğeri fantom ile giriş-çıkış dozları için kalibre edilmiştir. Diyotlar için uygun düzeltme faktörleri belirlenmiş ve in vivo diyot okumalarına uygulanmıştır. Doz ölçümleri, lineer hızlandırıcıda 6MV X-ışını ile izosentrik, asimetrik iki yan ve supraklaviküler alanlarla tedavi edilen üç baş-boyun kanseri hastasında 30 set-up'ta alınmıştır. Ölçülen dozlar beklenen dozlarla karşılaştırılmıştır.

BULGULAR
Ölçümler beklenenden kabul edilebilir düzeyde küçük sapmalar göstermiştir. Giriş ve çıkış dozları için ortalama sapmalar %2.3 ve %1.9, standart sapmalar %0.72 ve %1.4 olarak bulunmuştur. Doz dağılımındaki sapma Uluslararası Radyoterapi Birimleri ve Ölçümleri Komisyonunun (ICRU) tavsiye ettiği %5'lik toleransın içinde olup tedavi dozlarının planlama sistemi dozlarıyla uyumlu olduğu belirlenmiştir.

SONUÇ
Yarı iletken diyotlarla yapılan in vivo dozimetrinin hasta doz kontrolü için güvenilir bir yöntem olduğu belirlenmiştir.

Introduction

Tedavi planlaması ve bunun hastaya uygulanması sırasındaki pek çok basamakta, hastaya verilen dozda küçük ve kabul edilebilir belirsizlikler olabilmektedir. Hastaya verilen dozdaki belirsizlikler hasta dozimetrisi ile belirlenebilmektedir.[4] Tedavi sırasında oluşabilecek hataları en aza indirebilmek için World Health Organization (WHO), International Commision on Radiotherapy Units and Measurements (ICRU), American Association of Physicists in Medicine (AAPM) gibi çeşitli uluslararası kuruluşların tavsiye ettiği bazı dozimetrik kontrol yöntemleri bulunmakta ve bunlar arasında en önemlisi in vivo dozimetri sistemidir. [1] In vivo dozimetride kullanılmak üzere iyon odaları, film dozimetrisi, termolüminesans dozimetri (TLD) ve yarı iletken dedektörler gibi çeşitli ölçüm teknikleri geliştirilmiştir. En sık kullanılan in vivo dozimetri teknikleri TLD ve diyotlardır. [3,5,6] TLD ile anlık doz ölçümü yapılamaz ve doz değerinin belirlenmesi için süre gerekmektedir. Diyotlar ise son yıllarda in vivo dozimetride oldukça yaygın olarak kullanılan araçlar haline gelmişlerdir. Tedavi kalite kontrolündeki lineer doz hızı cevabının yanı sıra, yüksek radyasyon duyarlılığı, kolay uygulanabilirliği, küçük boyutlara sahip oluşu, mekanik sağlamlığı ve en önemlisi anlık ölçüm sağlaması diyot kullanımının en önemli avantajlarıdır. Aynı zamanda dokularda olabilecek inhomojeniteye bağlı doz dağılımındaki belirsizlikler veya değişikliklerdeki hassasiyetin kontrolü için de in vivo dozimetri kullanışlı bir metotdur. Diyotlar; giriş ve çıkış dozu ölçümleri, hedef dozu ve orta hat dozu saptanması, tüm vücut ışınlaması ve monitor birimi (MU) doğrulanması gibi çeşitli uygulamalarda kullanılmaktadırlar.[2,4,7]

Bu çalışmada, Ege Üniversitesi Tıp Fakültesi Radyasyon Onkolojisi Anabilim Dalı'nda tedavi edilen baş-boyun kanseri hastalarında in vivo dozimetri sisteminde diyot dedektörler kullanılarak giriş-çıkış dozu ölçümleri alınmış ve tedavi planlama sistemi dozları ile karşılaştırılarak tedavi doğruluğu kontrol edilmiştir.

Methods

Giriş dozu kalibrasyon faktörü Fgiriş, referans koşullarda geçerli olan build-up başlığıyla birlikte giriş yüzeyinde hastanın cildine yerleştirilmiş diyotun R_{giriş, diyot} sinyaliyle birlikte D_giriş giriş dozunu vermek üzere çarpılması gereken bir faktör olarak tanımlanmıştır. Giriş dozu kalibrasyon faktörü şu şekilde hesaplanır.[8]

F_giriş = D_giriş/ R_{giriş, diyot
Fgiriş = Giriş dozu kalibrasyon faktörü
Dgiriş = Giriş dozu
Rgiriş, diyot = Giriş diyot sinyal okuması}

Klinik bir durumdaki giriş dozu değeri, diyot okumalarından yararlanılarak diyot okuması, düzeltme faktörü ve kalibrasyon faktörünün çarpımıyla hesaplanır.

D_giriş = R_{giriş, diyot} F_kal ΠCF_i
F_kal = (D_{iyon odası}/ R_diyot)_{ref şart}
D_giriş = Giriş dozu
R_{giriş, diyot} = Giriş diyot sinyal okuması
F_kal = Kalibrasyon faktörü
ΠCF_i = Düzeltme faktörü
D_{iyon odası} = Referans şartlarda (diyotların kalibre edildiği şartlar) iyon odası dozu

R_diyot = Referans şartlarda (diyotların kalibre edildiği şartlar) diyot okuması

F_giriş'nin belirlenmesi için diyot hüzmenin giriş kenarında (ışın huzmesinin fantom yüzeyine ilk temas ettiği bölge, gantri yönü), düz bir fantomun yüzeyine yerleştirilir ve diyotun yanıtı d_max derinliğinde konumlandırılan kalibre edilmiş bir iyon odasının yanıtı ile karşılaştırılır.

Ölçümlerde 30x30x15 cm³ RW3 su eşdeğeri katı fantom, 0.6cc iyon odası ve Scanditronix EDP diyotlar kullanılmıştır (Şekil 1).

Sekil 1: Scanditronix EDP diyotlar.

Giriş dozu diyot sinyal kalibrasyonu için Şekil 2'de verilen katı fantom ölçüm düzeneği kurulmuştur.

Sekil 2: Giriş dozu ölçümü için diyot kalibrasyon düzeneği.

Aynı koşullar altında katı fantom üzerine diyot, d_max (6MV foton enerjili lineer hızlandırıcı için 1.5 cm) derinliğine de iyon odası yerleştirilmiştir. Diyot ve iyon odası merkezi eksen üzerinde konumlandırılmıştır. Diyotlar, iyon odasının doz pertürbasyonunu engellemek için merkezden 1.5 cm öteye yerleştirilmiştir.

Dozimetrik ölçümler için referans koşullar olan gantri açısı 0°, SSD=100 cm, 10x10 cm² alan boyutları, 15 cm fantom kalınlığı, 0° kolimasyon açısı ile ışınlamalar yapılmıştır. Tüm tedavi alanlarında kurşun korumalar olduğundan kalibrasyon ışınlamaları da blok tepsisi ile yapılmıştır. Hasta planlamaları, yarım demet alanlarla planlandığı için 10x10 cm² alan boyutları da asimetrik olarak açılmıştır.

Giriş dozu ölçümüne benzer şekilde bir yarıiletken detektör hüzmenin çıkış yüzeyi üzerine yerleştirilerek ve bu yüzeyden fantomda d_max'ta konumlanmış bir iyon odasının yanıtıyla karşılaştırılarak bir çıkış dozu kalibrasyon faktörü F_çıkış belirlenmiştir.

Çıkış dozu kalibrasyon faktörü F_çıkış=D_çıkış/ R_{çıkış,diyot}
F_çıkış = Çıkış dozu kalibrasyon faktörü
D_çıkış = Çıkış dozu
R_{çıkış, diyot} = Çıkış diyot sinyal okuması

Çıkış dozu kalibrasyonu için uygulanan referans koşullar ile ilgili olarak hastanın kalınlığı ek bir değişken oluşturmaktadır. Kalibrasyon fantom kalınlığı, klinik koşullarda karşılaşılan ortalama kalınlığa tercihen eşit olmalıdır. Tek bir çıkış kalibrasyon faktörünün bir kontrolü de aynı zamanda iki veya üç tipik kalınlık için önerilmektedir. Çıkış dozu kalibrasyonu için Şekil 3'deki ölçüm düzeneği kurulmuştur.

Sekil 3: Çıkış dozu ölçümü için diyot kalibrasyon düzeneği.

Dozimetrik ölçümler için referans koşullar olan gantri açısı 180°, kaynak-cilt mesafesi (SSD)= 95 cm, 10x10 cm² alan boyutları, 10 cm fantom kalınlığı, 0° kollimasyon açısı ve blok tepsisi ile ışınlamalar yapılmıştır. Hasta planlamaları, asimetrik alanlarla planlandığı için 10x10 cm² alan boyutları da asimetrik olarak açılmıştır. Diyotlar, fantom üzerine; iyon odası, fantom çıkış yüzeyinden kalibre edilecekleri enerji için maksimum doz derinliğine yerleştirilmiştir.

Kalibrasyon faktörünün belirlenmesinden sonra referans şartların dışındaki durumlarda diyot okumasını etkileyecek değişimlerin düzeltilmesi amacıyla bir düzeltme faktörleri kümesi oluşturulmalıdır. Diyot cevabını etkileyen en önemli faktörler; alan büyüklüğü, SSD, kama filtre gibi ışın düzenleyicilerin varlığı ve demet yönelimidir. Bu faktörlerin diyot sinyaline etkileri, dedektörün referans durumda maksimum doz derinliğindeki dozuna, hem diyot kristalinin hemde diyot dışındaki ortamdan (fantom, doku vb.) saçılan dozların da etki etmesi şeklindedir. Düzeltme faktörleri, klinik durumdaki diyot ve iyon odası okumalarının oranlarının referans koşullardaki aynı oranlara normalize edilmesiyle bulunur.[4]

CF_i = CF_{alan büyüklüğü} CF _SSD CF_{kama filtre}
CF = (R_{iyon odası} /R_diyot) _{klinik şart}/(R_{iyon odası} /R_diyot) referans şart
CF_i = i. Düzeltme faktörü
CF_{alan büyüklüğü} = Farklı alan boyutlarından gelen düzeltme faktörü
CF_SSD = SSD değişiminden gelen düzeltme faktörü
CF_{kama filtre}= Farklı kama filtre açıları değişiminden gelen düzeltme faktörü
CF = Düzeltme faktörü
R_{iyon odası} = Diyot sinyali okuması
R_{iyon odası} = İyon odası sinyali okuması

Bağımlılıkların incelenmesinde giriş dozu ve çıkış dozu düzeltme faktörleri farklı parametreler için belirlenmiştir. Diyotlar için alınan düzeltme faktörlerinin belirlenmesinde alan bağımlılığına 7x7 cm² ile 20x20 cm² alan boyutları arasında, SSD bağımlılığına 90 cm ile 100 cm arasında, kama filtre açısı bağımlılığına ise 0° ile 45° açıları arasında bakılmıştır. Giriş dozu kalibrasyonu ölçümlerinde fantom kalınlığı ölçüm sonuçları için bir önem teşkil etmezken çıkış dozu kalibrasyonu ölçümlerinde fantom kalınlığı ölçüm sonuçlarını etkilemektedir. Bu yüzden kullanılan diyotların giriş dozu kalibrasyonu sırasında kalınlık hesaba katılmazken çıkış dozu kalibrasyonunda fantom kalınlığı hesaba katılmıştır. Hasta planlamalarımızın hepsinde blok tepsisi kullandığımız için bütün düzeltme faktörü ölçümleri, blok tepsisi kullanılarak gerçekleştirilmiştir. Tedavi sırasında hasta üzerinde alınan ölçümler, diyotlar maske üzerine yapıştırılarak yapıldığından sıcaklık düzeltmesi yapılmamıştır. Farklı gantri açıları için alınan ölçümler sonucu, çok küçük sapmalar görüldüğünden gantri açı bağımlılığı incelenmemiştir.

SSD ve Kalınlığa Bağımlılığın İncelenmesi
SSD değişiminin diyot okumalarına etkisi incelenirken gantri ve kolimatör açısı 0°'dir. Alan boyutu 10x10 cm2'lik referans değerdedir. Diyotlar kalibrasyon ölçümleri sırasında bulundukları konumlarda yerleştirilmişlerdir. Giriş dozu düzeltme faktörleri lateral alanlara yerleştirilecek diyotlar için SSD=90, 95 ve 100 cm'de, Supra alanına yerleştirilecek diyot için SSD=90, 95 ve 100 cm'de belirlenmiştir. Çıkış dozu kalibrasyon ölçümlerinde; tüm alanlarımız izosentrik olduğu için hastanın kalınlığına bağlı olarak SSD değişmektedir. Bu nedenle çıkış dozu kalibrasyonunda SSD ve kalınlık tek değişken olarak ele alınmıştır. Lateral sahalara yerleştirilecek diyotlar için çıkış dozu düzeltme faktörleri gantri 180°'de. SSD=90 cm iken 20 cm kalınlıkta, SSD=92.5 iken 15 cm kalınlıkta, SSD=95 iken 10 cm fantom kalınlığında belirlenmiştir.

Alan Boyutu Bağımlılığının İncelenmesi
Alan boyutunun diyot okumalarına etkisinin incelenmesinde kullanılan düzenek, kalibrasyon sırasında kullanılan düzenek ile aynıdır. Giriş dozu düzeltme faktörlerinin belirlenmesi sırasında gantri ve kollimatör açısı 0°'dir. Lateral alan diyotlarının giriş dozu düzeltme faktörleri için SSD=100 cm'de 7x7, 10x10, 15x15, 20x20 cm²'de, supra alanının diyotu için giriş dozu düzeltme faktörleri 10x10, 15x15, 20x20 cm² alan boyutlarında ölçümler alınmıştır. Lateral alan diyotları çıkış dozu düzeltme faktörleri gantri açısı 180° ve kolimatör açısı 0°, SSD=95 cm'de 7x7, 10x10, 15x15, 20x20 cm2 alan boyutlarında belirlenmiştir.

Kama Filtre Açısı Bağımlılığının İncelenmesi
Kama filtre açısının diyot okumalarına etkisinin incelenmesinde kullanılan düzenek, kalibrasyon sırasında kullanılan düzenek ile aynıdır. Lateral ve supra alan diyotları giriş dozu düzeltme faktörleri için SSD=100 cm, gantri 0°'de, lateral alan diyotları çıkış dozu düzeltme faktörleri SSD=95 cm, gantri 180°'de 0°, 15°, 30°, 45°'lik açılarda belirlenmiştir.

Hasta Planlaması
Üç baş-boyun hastasının bilgisayarlı tomografi kesitleri PrecisePlan tedavi planlama sisteminine aktarılmıştır. Kesitler üzerinde kritik organlar ve tümör çizilmiş, daha sonra da iki yan, bir supraklaviküler alanlar günlük 2 Gy alacak şekilde planlamaları yapılmıştır. Yapılan planlama sonucunda tedavi alanları için kullanılan kama filtre açıları tablo 1'de gösterilmiştir. Yapılan tedavi planlamalarına uygun ışınlamalar için simülatör cihazında alanlar ve koruma blokları kontrol edilmiş ve tedavi alanı merkezleri işaretlenmiştir. Tedavi alanları ve huzme yönleri Şekil 4'te gösterilmiştir.

Sekil 4: Asimetrik (yarım demet alanlardan oluşan) hasta tedavi alanları.

Tablo 1: Üç hastada, supra, sağ ve sol tedavi alanları için kullanılan kama filtre açısı değerleri

Diyotların kalibrasyon sırasında merkeze göre yerleri göz önünde bulundurulup hasta üzerinde konumlandırılarak ölçümler alınmış ve değerler kaydedilmiştir. Maske üzerine yerleştirilen diyotlar, kalibre edildikleri gibi dmax'daki (1.5 cm derinlikteki) dozu ölçmektedir (Şekil 5, 6).

Sekil 5: Supra alanı giriş dozu ölçüm noktası.

Sekil 6: (a) Sağ-sol yan giriş-çıkış dozu ölçüm noktaları (b) Hastanın sağında diyot giriş dozu ölçüm noktası.

Hastalar üzerinde on gün boyunca ölçümler alınmış olup ölçümler sırasında diyotlar maske üzerine yapıştırılmış ve her ölçüm öncesi diyotlara sinyal kalibrasyonu yapılmıştır.

Results

F_kal =F_SSD x F_{Alan Boyutu} x F_{Kama filtre}
Giriş-çıkış dozları;
[(Beklenen Doz Değeri x 100) / Kalibrasyon değeri] x Düzeltme Faktörü

Her hasta için planlama giriş-çıkış dozları ve tedavi sırasında diyotlarla alınan giriş-çıkış dozları ölçülmüş ve günlük kalibrasyon değerlerine göre normalize edilip çeşitli parametrelere göre faktörlerle çarpılarak hesaplanmıştır. Bu dozlar arasındaki farklar ve standart sapmalar hesaplanmıştır.

Sonuçlar her hasta için Tablo 2'de gösterilmiştir. Giriş dozlarında beklenen ve ölçülen dozlar ortalama %2.3 fark (SD=±0.7), çıkış dozlarında ise ortalama %1.9 fark (SD=±1.4) bulunmuştur. Bu sonuçlar doğrultusunda beklenen ve ölçülen giriş- çıkış dozlarının standart sapmaları ve ortalama farkları incelenmiş ve bunlar arasında büyük bir fark olmadığı görülmüştür.

Tablo 2: 3 hastada, supra giriş ve sağ-sol giriş-çıkış değerleri için yapılan ölçüm ve hesaplama değerleri

Discussion

Blyth ve arkadaşları çalışmalarında beklenen dozlarla karşılaştırdıklarında giriş dozları için %-1.29 (SD=±2.97) değerinde bir farklılık bulmuşlardır. Çıkış dozları ölçümleri sonucunda ise ortalama ölçülen çıkış dozları beklenenden % 2.84 (SD=±3.54) daha düşük bulunmuştur.[9]

Millwater ve arkadaşlarının da yaptığı benzer çalışmada 50 baş-boyun hastası üzerinde giriş-çıkış dozu ölçümleri yapılmıştır. Ölçülen ve hesaplanan giriş dozları arasında önemli bir fark saptanmamıştır (%+0.4, (SD=2.7). Ölçülen ve beklenen giriş dozları arasındaki fark, 284 ölçümün 16'sında %5'den büyük (%6) bulunmuştur. Ölçülen çıkış dozları ise beklenenden %2.4 (SD=%4.8) daha düşük bulunmuştur. Ölçülen ve beklenen çıkış dozları arasındaki fark 207 ölçümün 67'sinde %5'den büyük olarak %32 belirlenmiştir.[10]

Strojnik yaptığı çalışmada farklı SSD'ler, alan boyutları ve gantri açıları için düzeltme faktörleri belirlemişlerdir. Gantri açısı bağımlılığı %1'in içinde bulunduğu için ve farklı sıcaklıklar için bağımlılık incelemek oldukça zor olduğundan bu parametrelerin düzeltme faktörleri ihmal edilmiştir. Giriş dozları için ICRU'nun tavsiye ettiği %5, çıkış dozları için de %8 tolerans değerlerine göre değerlendirme yapmışlardır. 302 hastanın (%9) 27'sinde in vivo doz ölçümleri sonuçları belirlenen tolerans değerini aşmıştır.[11]

Alshaikh ve arkadaşları diyotları kalibre ettikten sonra diyotların oldukça doğru doz okuduklarını saptamışlardır. Toplam olarak verilen 1800 cGy doz için diyot okumalarında maksimum sapma %0.1 olarak bulunmuştur.[12]

Fiorino ve arkadaşları da yaptıkları benzer çalışmada in vivo dozimetre ile giriş dozu ölçümleri almış ve planlama sistemi dozları ile karşılaştırmışlardır. Beş yıllık bir periyotta 1433 hasta üzerinde yapılan çalışmada 6 MV x-ışını kullanmışlardır. İn vivo dozimetri sisteminde p-tipi diyotlarla aldıkları giriş dozu ölçüm sonuçlarını planlama sistemi dozlarıyla karşılaştırmış ve %5 tolerans değerini aşan bulgularda tüm tedavi parametrelerini kontrol edip ölçümleri tekrarlamışlardır.[13]

Hastadaki absorbe dozu etkileyen çeşitli faktörler vardır. Bu faktörlerden bazıları enerji, derinlik, alan büyüklüğü, kaynaktan uzaklık (SSD), kama filtre açısı, blok tepsisi kullanımıdır. Bu durumda hasta içerisindeki dozu hesaplamak için derin doz parametrelerini etkileyebilecek yukarıda bahsedilen faktörlerin iyi bilinmesi gerekmektedir.

Çalışmamızda sözü edilen durumlar göz önünde bulundurularak her hasta için ardarda alınan on fraksiyon boyunca hasta giriş-çıkış dozları diyot dedektörlerle ölçülmüş ve elde edilen bulgular tedavi planlama sistemi dozlarıyla karşılaştırılmıştır.

Önce 6 MV X ışını ile diyotların kalibrasyonu yapılmış ve daha sonra klinikte tedavi süresi hesabını, dolayısıyla verilen dozu etkileyen parametreler olan SSD, alan boyutu ve kama filtre açısı bağımlılıklarına bakılmıştır. Lateral ve supra alanlarındaki diyotlar için sırasıyla SSD bağımlılığı en fazla 1.017, 1.018 ve 1.011; alan boyutu bağımlılığı en fazla 1.020, 1.020 ve 1.013; kama filtre açısı bağımlılığı en fazla 1.052, 1.051 ve 1.023 olarak belirlenmiştir. Her parametre için tekrarlanan ölçümler sonucu grafikler çizilmiş ve hasta tedavisinde kullanılan bu parametreler için grafiklerden okumalar yapılmıştır.

6 MV ile tedavi edilen üç baş-boyun hastası için tedavileri sırasında ardarda 10 gün boyunca alınan diyot okumaları düzeltme faktörleri ile çarpılmış ve planlama sistemi dozları ile karşılaştırılmıştır. Birinci hasta için supra alanında giriş dozunda beklenen ve ölçülen doz farkı %1.0 (SD=%0.9), ikinci hasta için %2.3 (SD=%0.9), üçüncü hasta için %2.4 (SD=%0.6) olarak bulunmuştur.

Birinci hasta için sağ yan giriş dozunda beklenen ve ölçülen doz farkı %3.7 (SD=%1.1), sol yan giriş dozunda ise %1.6 (SD=%0.9); ikinci hasta için sağ yan giriş dozunda %3.4 (SD=%0.4), sol yan giriş dozunda ise %0.8 SD ile %1.9; üçüncü hasta için sağ yan giriş dozunda %1.4 (SD=%0.7), sol yan giriş dozunda ise %0.3 (SD=%0.4) bulunmuştur. Çıkış dozlarında beklenen ve ölçülen doz farkı birinci hasta için sağ yanda %1.0(SD=%1.5), sol yanda %2.3(SD=%1.0); ikinci hasta için sağ yanda %2.0(SD=%1.3), sol yanda %2.8 (SD=%1.6); üçüncü hasta için sağ yanda %2.4 (SD=%1.4), sol yanda ise %1.0 (SD=%1.4) bulunmuştur.

Bu sonuçlar doğrultusunda giriş dozlarında beklenen ve ölçülen dozlar için ortalama %2.3 fark (SD=%0.7), çıkış dozlarında ise %1.9 fark (SD=%1.4) bulunmuştur.

Conclusion

References

1) Noel A, Aletti P, Bey P, Malissard L. Detection of errors in individual patients in radiotherapy by systematic in vivo dosimetry. Radiother Oncol 1995;34(2):144-51.

2) Georg D, De Ost B, Hoornaert MT, Pilette P, Van Dam J, Van Dycke M, et al. Build-up modification of commercial diodes for entrance dose measurements in ‘higher energy' photon beams. Radiother Oncol 1999;51(3):249-56.

3) Loncol T, Greffe JL, Vynckier S, Scalliet P. Entrance and exit dose measurements with semiconductors and thermoluminescent dosemeters: a comparison of methods and in vivo results. Radiother Oncol 1996;41(2):179-87.

4) Huyskens D, Bogaerts R, Verstraete J, Lööf M, Nyström H, Fiorino C, et al. Practical guidelines for the implementation of in-vivo dosimetry with diodes in external radiotherapy photon beams (entrance dose). 1st. ed. ESTRO Booklet 5. 2001. p. 13-28.

5) Adeyemi A, Lord J. An audit of radiotherapy patient doses measured with in vivo semiconductor detectors. Br J Radiol 1997;70(832):399-408.

6) Meigooni AS, Sowards K, Myron G. Evaluation of the veridose in vivo dosimetry system. Med Dosim 2002;27(1):29-36.

7) Meiler RJ, Podgorsak MB. Characterization of the response of commercial diode detectors used for in vivo dosimetry. Med Dosim 1997;22(1):31-7.

8) Hernigou P, Marce D, Julieron A, Marinello G, Dormont D. Bone sterilization by radiation and the HIV virus. [Article in French] Rev Chir Orthop Reparatrice Appar Mot 1993;79(6):445-51. [Abstract]

9) Blyth C, McLeod AS, Thwaites DI. A pilot study of the use of in-vivo diode dosimetry for quality assurance in radiotherapy. Radiography 1997;3(2):131-42.

10) Millwater CJ, MacLeod AS, Thwaites DI. In vivo semiconductor dosimetry as part of routine quality assurance. Br J Radiol 1998;71(846):661-8.

11) Strojnik A. In vivo dosimetry with diodes in radiotherapy patients treated with four field box technique. Medicon 2007;16(23):891-94.

12) Alshaikh S, Moftah B, Kinsara A.A, Eltaher Z, Naseem M. Calibration of semiconductor detector for in-vivo dosimetry. Transactions of the American Nuclear Society 2005;93:812-13.

13) Fiorino C, Corletto D, Mangili P, Broggi S, Bonini A, Cattaneo GM,et al. Quality assurance by systematic in vivo dosimetry: results on a large cohort of patients. Radiother Oncol 2000;56(1):85-95.