Dose til det kontralaterale bryst og risikoestimering ved stråleterapi av bryst og regionale lymfeknuter

Transkript

1 Dose til det kontralaterale bryst og risikoestimering ved stråleterapi av bryst og regionale lymfeknuter Masteroppgave Safora Johansen Institutt for samfunnsmedisinske fag Det medisinske fakultet Universitetet i Bergen Studieretning RAB fag

2

3 Forord Denne hovedoppgaven ble utført Det norske radiumhospital, avdeling for medisinsk fysikk og teknikk, som også er min arbeidsplass. Jeg vil først og fremst takke min veileder Eirik Malinen for god opplæring i områder som jeg ikke hadde vært involvert i før, samt for inspirasjon, tålmodighet og utmerket veiledning. Han viste meg hvilken holdning en som driver med forskning skal ha. Jeg vil også takke sjeffysiker Vidar Jetne og sjefstråleterapeut Siri Lise Vendshol ved min avdeling for muligheten til å begynne på denne studien og for lån og bruk av utstyr. Det er vanskelig å sette ord på hvor takknemlig jeg er for den støtten og troen Dag Rune Olsen alltid har gitt og vist meg. Jeg takker alle stråleterapeuter og fysikere på avdelingen, som hjalp meg på ulike måter til å gjennomføre denne oppgaven. Spesielt gjelder dette personalet på doseplan, dosimetri-labben, CT-labbene, strålebehandling 3,5,6,8 og 9, Unn Gude og fysikerne Christine Ramberg, Eva Stabell Bergstrand og Sverre Levernes. Jeg vil også takke Statens strålevern og stråleterapiavdelingen i Gjøvik for lån av utstyr. En stor takk til stipendiat student Randi Vågane som har støttet meg i både nedturer og oppturer. Hun har vært til stor hjelp under arbeidet med denne oppgaven. Sist, men ikke minst, vil jeg takke min familie for støtte og oppmuntring, og spesielt min datter for tålmodighet og forståelse. DNR, april 2005 Safora Johansen

4

5 Sammendrag Dosefordelingen på og i det kontralaterale bryst som følge av et 5-felts CT-planlagt behandlingsopplegg av bryst og lymfeknutemetastaser ble undersøkt i denne oppgaven. 8 kvinner med diagnose cancer mammae ble valgt ut for dosemålinger på hud. I tillegg ble et menneskeliknende fantom benyttet til å undersøke dosefordelingen inne i det kontralaterale bryst. Målingene ble sammenliknet med doseberegninger gjort av Pencil Beam og Collapsed Cone algoritmene i doseplansystemet TMS 6.1a for både pasienter og fantom. Dosemålinger på hud foretatt i cranio-caudal og medio-lateral retning viser at dosen til det kontralaterale bryst avtar med økende avstand fra feltgrensen i begge retninger. Huddosen til det kontralaterale bryst utgjør i snitt 4.1 % av måldosen på 50 Gy. De interne dosemålingene i fantomet viser en midlere dose på 1.3 % av måldosen. Resultat av doseberegninger i TMS viser den samme karakteristikken i dosefordelingen som måleresultatene, men måleresultater faller bedre sammen med beregninger utført ved bruk av Collapsed Cone algoritmen. Pencil Beam algoritmen har i denne oppgaven vist en tendens til å overestimere doser utenfor feltgrensen. Dermed bør bruk av Collapsed Cone algoritmen vurderes hvis beregninger av doser til risikoorganer utenfor feltgrensen er ønskelige. Fra dosemålinger og doseberegninger kommer det frem at det største bidraget til dosen i det kontralaterale bryst kommer fra feltet rettet inn i axilleregionen. Dette funnet indikerer betydningen av feltarrangementet for dosen til det kontralaterale bryst ved den aktuelle strålebehandlingen. Dose-volum-histogrammer beregnet med Collapsed Cone -algoritmen viser at mesteparten av det kontralaterale bryst blir utsatt for veldig lave doser, men at små regioner kan få doser opp mot typisk 1/3 av måldosen. Det ble forsøkt å modellere risikoen for stråleindusert kreft i det kontraleterale bryst som følge av behandlingsopplegget. Det kontralaterale bryst ble delt i 4 kvadranter, og det relative antallet potensielt ondartede celler i hver kvadrant ble estimert fra litteraturfunn. Ut fra dette ble det vist at den øvre ytre kvadranten av brystet har størst forekomst av potensielt ondartede celler. De aktuelle pasientene fikk den høyeste dosen i den øvre indre kvadranten, som forørvig har en relativt lav forekomst av potensielt ondartede celler. Utregningene viser at risikoen er den samme uansett om den heterogene dosefordelingen i det kontralaterale bryst

6 ble tatt hensyn til eller ikke i beregningene. Risikoen for å utvikle en stråleindusert tumor i det kontralaterale bryst vil i alle tilfeller øke med dosen. Med bakgrunn i det økende antall unge kvinner med diagnosen brystkreft i Norge i dag, samt den dosen det kontralaterale bryst blir utsatt for ved den aktuelle behandlingen, har denne oppgaven kommet fram til følgende; Det kontralaterale bryst bør defineres som risikoorgan ved 5-felts stråleterapi av kvinner under 45 år. Doseberegninger bør foretas med Collapsed Cone -algoritmen. Betydningen av feltarrangement bør tas i betraktning ved innstilling av dette behandlingsopplegget, spesielt for axillefeltet.

7 Innhold Forkortelser og ordforklaringer Innledning Teori Ioniserende stråling Dose Spredt stråling Virkemåter for ioniserende stråling Cellens reparasjonsevne og fraksjonering Stråleterapiutstyr Lineærakseleratoren Computer Tomografi, CT skanner Doseplansystem Terapisimulatoren Antropomorfe fantomer Thermoluminescensdosimetri (TLD) Material og metode felts mamma stråleterapiopplegg Simulator og terapimaskiner Inndeling av det kontralaterale bryst Thermoluminescensdosimetri Dosemålinger- og beregninger på hud og fantom Dosemålinger på PMMA-fantom Huddosemålinger...24 i

8 3.5.3 Dosemålinger på Alderson Female fantom Måleresultater Forberedende undersøkelser Doserespons til TL-dosimetre Test av måleoppsett for TL-målinger Dosemålinger og beregninger på hud Dosemålinger på pasienter Beregninger av huddoser i TMS Forholdet mellom målte og beregnede doser Dosemålinger og beregninger for fantomet Dosemålinger på overflaten av fantomet Doser på overflaten beregnet i TMS Interne doser anteriort i fantomets KLB Interne doser posteriort i fantomets KLB og i målvolum Dosebidrag til KLB fra ulike strålefelt Feltbidrag til overflatedoser Interne doser Risikoestimering Dose-volumhistogram for KLB Inndeling av det kontralaterale bryst og risikoestimering Diskusjon Drøfting av metode Typiske doser i det kontralaterale bryst Huddoser og interne doser Feltarrangement...58 ii

9 6.4 Algoritmer Dosefordeling i kontralateralt bryst Variasjoner i dose mellom pasienter Kontralateralt bryst som risikoorgan ved doseplanlegging?...62 Litteraturliste: Appendiks A Appendiks B Appendiks C iii

10 Forkortelser og ordforklaringer Adjuvant strålebehandling: Antropomorft: Build-up: CT: DNR: DVH: Epidemiologi: ERR: Frontalt: Isosenter: Karsinogen: KLB: Kranio/kaudal: Linak: Medio/lateral: MLC: Monitorgrunnlag: PB og CC algoritmer: PMMA/Perspeks: SS: TL-dosimetri/TLD: TMS: Ventralt: Stråleterapi som gis i tillegg til annen behandling for å øke behandlingens effekt eller redusere ubehag Menneskelignende Midlertidig økning i dose i overgangen mellom luft og vann Computertomografi Det norske radiumhospital Dose-volum-histogram Læren om sykdommers utberedelse i rom og tid Excess Relative Risk; relativ tilleggsrisiko Fra forsiden Skjæringspunktet til tre uavhengige akser i behandlingsenheten - befinner seg 100 cm fra strålekildens fokus Kreftfremkallende Det kontralaterale bryst I retning fra hode mot bena Lineærakselerator; høyenergetisk strålebehandlingsapparat I retning fra midten av pasienten mot kanten Multi Leaf Collimator (mangebladkollimator); motoriserte metallblader som former strålefeltet Effekten som sendes ut av lineærakselerator Pencil Beam og Collapsed Cone algoritmer Polymethylmethacrylate (plastmateriale) Sentralaksen i strålefeltet Thermoluminescensdosimetri Treatment Management System; en type doseplansystem opprinnelig produsert av Helax AB. Mot magesiden, anterior 1

11 1. Innledning Hvert år får rundt 2000 kvinner i Norge diagnosen brystkreft, hvilket innebærer at rundt hver tiende kvinne vil rammes i løpet av livet. Brystkreft er dermed den hyppigste kreftformen blant kvinner (se figur 1.1) og forekommer helt ned i 20-års-alderen [Kreftregisteret]. Nesten 50 % av tilfellene oppstår hos kvinner yngre enn 60 år. Figur 1.1 De hyppigst forekommende kreftformer for aldersgruppen år ( ) [kreftregisteret]. Behandling av brystkreft utføres med kirurgi alene eller i en kombinasjon med kjemoterapi og/eller stråleterapi. På tross av den høye hyppigheten gir behandlingen gode prognoser for å overleve sykdommen, og nærmere 80 % lever 5 år etter diagnosetidspunkt [Kliukiene og Andersen 1998]. Det viser seg imidlertid at kvinner som har overlevd sin første brystkreft har en økt risiko for å utvikle en ny primærtumor i sitt andre (det vil si kontralaterale bryst). Litteraturen viser varierende estimater, men av det totale antall brystkrefttilfeller får kanskje 12 % kreft i det kontralaterale brystet i løpet av en 20-års periode etter første brystkreftdiagnose [Gao et al. 2003]. Brystkreft er, som de fleste kreftformer, en komplisert sykdom som kan assosieres med mange forskjellige årsaker. Av disse fremstår høy alder som mest signifikante risikofaktoren, mens tidlig graviditet og tidlig menopause reduserer risikoen [Sakorafas G. et al. 2002]. Andre faktorer som øker risikoen er høy forekomst av brystkreft i den nære familie, arvelige mutasjoner med kreftdannende potensial, høyt forbruk av tobakk og alkohol, og ioniserende stråling [Sakorafas G. et al. 2002]. Årsakene til en ny tumor i det kontralaterale bryst oppviser et like sammensatt risikobilde, og det har vært diskutert om behandlingen av den første primærtumoren medfører en økt risiko [Gao et al. 2003]. Ioniserende stråling har et 2

12 visst kreftfremkallende potensial, og risikoen for stråleindusert kreft som følge av stråleterapi vært undersøkt i mange studier [Boice 2001, Dörr et al. 2002, Preston et al. 2002]. Det er viktig å poengtere at de fleste tilfellene av kreft i det kontralaterale bryst ikke skyldes en eventuell strålebehandling av den første tumoren [Gao et al. 2003]. Gao et al. påpeker at effekten av strålebehandling med hensyn på å øke sjansen for kontralateral brystkreft er liten, og at denne lille sannsynligheten ikke skal få avgjøre om en pasienten skal få stråleterapi. Ved strålebehandling av brystet utsettes det kontralaterale bryst for en del spredt stråling. Mengden spredt stråling til kontralaterale bryst er avhengig av flere faktorer. En av disse faktorene er konfigurasjonen til strålefeltene ved planlegging. Dette betyr at måten strålingen gis på, bestemmer dosen som påføres friske organer. Strålebehandling av brystkreft som tilleggsbehandling etter fjerning av primærtumor er et vanlig behandlingstilbud på DNR til brystkreftpasienter som oppfyller visse kriterier. Det tilbys blant annet et 5-felts behandlingsopplegg mot primærtumor og lymfeknutemetastaser, og som følge av dette blir det kontralaterale bryst utsatt for en del spredt stråling, spredt både i pasientens kropp og i behandlingsapparatet. Til i dag er det ikke gjort noen studier som har sett grundig på dosefordeling i det kontralaterale brystet som følge av denne typen strålebehandlingsopplegg og det er dette som har blitt undersøkt i denne oppgaven. For å kunne si noe om risikoen som brystkreftpasienter utsettes for ved strålebehandling, er det viktig å kartlegge dosen som det friske brystet mottar. Datasamlingen i denne oppgaven er utført på flere måter. Det ble foretatt huddosemålinger på det kontralaterale brystet til 8 pasienter ved hjelp av TL dosimetri. Deretter ble det gjort dosemålinger på Alderson Female Fantom, nøyaktig på samme måte som for målinger på pasienter. I tillegg ble fantomet anvendt til å måle interne doser i det kontralaterale bryst og brystvegg. Det ble også gjennomført doseberegninger i doseplansystemet TMS. De samme målepunktene som på huden ble markert i relevante CT-snitt, og doser i disse punktene ble beregnet i doseplansystemet ved hjelp av to beregningsalgoritmer. Alle data er videre analysert og sammenlignet med hverandre. Det er videre foretatt beregninger av den relative risiko for stråleindusert kreft i det kontralaterale bryst som følge av strålebehandlingen som pasientene mottok. 3

13 2. Teori 2.1 Ioniserende stråling Stråling er generelt en transportmetode for energi. Strålingen kan for eksempel være høyenergetiske fotoner, som er energipakker som beveger seg med lyshastigheten. Et foton inneholder en mengde energi som er lik h?, hvor h er Plancks konstant og? er frekvens. Ioniserende stråling karakteriseres av dens evne til å ionisere eller eksitere materien den vekselvirker med. Strålingen må ha en energi som er tilstrekkelig høy til at et elektron skal kunne frigis fra et atom eller et molekyl. Denne prosessen heter ionisasjon (fig. 2.1). Elektromagnetisk- eller partikkelstråling oppfyller dette kriteriet, siden de har tilstrekkelig energi til å ionisere atomer de treffer [Attix 1986]. Ved eksitasjon forflyttes et elektron til en høyre energitilstand uten å løsrives (fig. 2.1) [Hall 2000]. Ionisasjon Eksitasjon?? e - e -? Figur 2.1 Et innkommende foton (?) overfører sin energi til atomets elektron. Dette medfører enten frigjøring av atomets elektron (ionisasjon) eller forflytting av elektronet til en høyere energitilstand (eksitasjon). Stråling kan klassifiseres som direkte eller indirekte ioniserende. Energetiske ladde partikler er direkte ioniserende. Det vil si at de kan kontinuerlig ionisere absorbatoren de passerer gjennom og kan direkte forårsake kjemiske og biologiske endringer. Elektromagnetisk stråling (røntgen stråling) er indirekte ioniserende. De forårsaker kjemiske og biologiske skader ved å produsere ladde partikler med høy energi [Hall 2000]. Med andre ord foregår det stadige vekselvirkninger mellom stråling og atomer og molekyler når et stoff bestråles. En gjennomgang av disse vekselvirkninger for fotoner kommer nedenfor. 4

14 a) Fotoelektrisk effekt Dette er en viktig vekselvirkning mellom lavenergetiske fotoner opptil ca.100 kev og mediet og er dominerende for høye atom nummer. Vekselvirkningen finner sted mellom et innkommende foton og et fast bundet elektron i et atom. Her må fotonenergien være større enn bindingsenergien til elektronet. Fotonet blir helt absorbert ved denne vekselvirkningen, og gir all sin energi til atomet den kolliderer med [Attix 1986]. Elektronet blir løsrevet fra atomet som dermed ioniseres (fig. 2.2). Fotoelektron Innkommende foton Ionisert atom Figur 2.2 Fotoelektrisk effekt: et innkommende foton med høy energi løsriver et elektron fra atomet og atomet blir dermed ionisert [Attix 1986]. Modifisert. b) Comptonspredning Dette er en vekselvirkning mellom et innkommende foton og et fritt elektron (ett elektron med bindingsenergi som er mye mindre enn fotonets energi). Comptonelektronet frigjøres og fotonet spres i en ny retning og med en lavere energi (spredt foton) (fig. 2.3). Det viser seg at denne vekselvirkningen er den viktigste for fotoner som benyttes i stråleterapi, det vil si i energiområdet 1-20 MeV. Comptonspredning er imidlertid mindre dominerende ved høye atomnummer [Attix 1986]. Innkommende foton comptonelektron Spredt foton Figur 2.3 Comptonspredning: et innkommende fonton spres mot et fritt elektron [Attix 1986]. Modifisert. 5

15 c) Pardannelse Pardannelse er en absorpsjonsprosess, der fotonet gir opphav til et elektron og et positron (fig.2.4). Den foregår vanligvis i nærheten av en atomkjerne, og det kreves en minimum fotonenergi på MeV. Denne energien tilsvarer hvileenergien til elektronet og positron som skapes [Attix 1986]. I praksis er denne prosessen kun viktig for energier større enn 10 MeV. Innkommende foton (fotonenergi > 1,02 Mev) e+ (positron) e - (elektron) Figur 2.4 Ved pardannelse forsvinner det innkommende fotonet og gis opphav til et elektron og et positron [Attix 1986]. Modifisert Dose For å se på effekten av ioniserende stråling ved ulike vekselvirkningsprosesser med materien, må vi ha et hensiktmessig mål på absorbert mengde stråling. Absorbert dose (D) er definert som forventningsverdien av absorbert energi per masseenhet [Attix 1986]. hvor E er energi og M er masse. E J D = = [ ] = [ Gy] M kg Spredt stråling Spredte fotoner og frigjorte elektroner har en bevegelsesenergi (kinetisk energi) som gjør at de avsetter sin energi et annet sted i eller utenfor det opprinnelige strålefeltet. Når strålingsenergien avsettes utenfor strålefeltet, kalles det for spredt stråling. Spredt stråling kan dannes både i pasientens kropp og i stråleterapimaskinen som resultat av vekselvirkninger mellom stråling og materie. Hvor stor del av primærstrålingen omdannes til spredt stråling er avhengig av feltstørresle, pasienttykkelse, energi, feltoppsett 6

16 og materialet den vekselvirker med. Primærstråling er den strålingen som dannes av primære fotoner generert i fokus. Når stråling passerer et medium, vil den etter hvert tape sin intensitet på grunn av vekselvirkninger (fig. 2.5). Figuren viser at det dannes spredte fotoner og frigjorte elektroner. Det avsettes og absorberes energi i den bestrålte materien, som resultat av både primære og spredte fotoner. spredt foton Innkommende fotoner spredt foton Figur 2.5 Fotonstråling attenueres når den passerer ett materiale som resultat av ulike vekselvirkningsprosesser [Isaksson 2002]. 2.2 Virkemåter for ioniserende stråling Når stråling absorberes i en celle, vil den gi opphav til direkte og indirekte effekter i DNA molekylet [Hall 2000]. Ioniserende stråling vil gi celleskader først og fremst ved å skade cellens DNA; hovedkomponenten i arvemassen. DNA-skader kan føre til at cellen ikke klarer å gjennomføre en vellykket celledeling, og dør dersom den ikke får reparert skaden [Hall 2000]. Ioniserende stråling vil også kunne øke antallet mutasjoner i cellene. Mutasjoner kommer av feil i cellens DNA som ikke har blitt reparert. Dette kan for eksempel føre til kreft. Ved direkte effekt, overføres energien direkte til DNA-molekylet og det blir ionisert eller eksitert. Ved indirekte effekt vekselvirker strålingen med andre atomer eller molekyler i mediet (stor sett i vann) og produserer frie radikaler som fører til ionisasjon eller eksitasjon av DNA-molekylet [Hall 2000]. Et fritt radikal er et atom som inneholder et oddetall elektroner i sitt ytre skall. De er vanligvis energirike og er i en ustabil energitilstand. Derfor vil de kvitte seg med energioverskuddet og gå tilbake til stabil energitilstand. [Attix, 1986]. Begge effektene fører til skade av DNA- molekylet i form av trådbrudd, enten enkelt- eller dobbelttrådbrudd (fig. 2.6). 7

17 foton Indirekte effekt foton Direkte effekt Figur 2.6 Direkte og indirekte effekt. Ved direkte effekt overføres strålingens energi direkte til DNA, som ioniseres eller eksiteres. Indirekte effekt innebærer at DNA-molekylet skades av frie radikaler som produseres ved at strålingen for eksempel vekselvirker med vannmolekyler [Hall 2000]. Modifisert. 2.3 Cellens reparasjonsevne og fraksjonering Stråling kan både skade og drepe celler og har følgelig en dualistisk effekt. Den kan indusere kreft, men kan også benyttes til å kurere kreft. Kreftceller er celler som vokser ukontrollert [Albert et al. 2002]. Det er ønskelig å få kontroll over kreftcellene, og noen ganger er den eneste løsningen å bestråle dem. Stråleindusert celledød kan brukes til å kurere kreft. Friske celler har større evne til å reparere stråleskader (DNA-brudd) enn tumorceller. Dette brukes i stråleterapi for å inaktivere flest mulig kreftceller og færrest mulig normalceller. Ved hjelp av celleoverlevingskurven, kan forholdet mellom stråledose og celleoverlevelse beskrives. Forholdet illustreres ved hjelp av et halvlogaritmisk diagram som viser at overlevingsfraksjonen avtar eksponentielt med dosen (figur 2.7) [Hall 2000]. Celleoverlevingskurven kan også vise at celler reparerer seg mellom fraksjoner, det vil si at strålingen gis i små porsjoner slik at cellen får en liten del av den totale dosen hver gang. En stor del av DNA- skadene repareres i løpet av noen få timer etter bestråling. [Hall 2000]. Ettersom normalceller repareres mer effektivt enn tumorceller, er det viktig å dele opp den totale dosen i små fraksjoner og la det gå litt tid mellom fraksjoner i stedet for å gi den som en enkelt fraksjon [Hall 2000]. 8

18 Overlevelsefraksjon Kurve A: Celleoverlevingskurve for enkeltfraksjoner Kurve B: Celleoverlevingskurve for flere fraksjoner Figur 2.7 Ved hjelp av celleoverlevingskurven, kan forholdet mellom stråledose og celleoverlevelse beskrives. Det er større sjanse for at friske celler overlever, når stråledose gis i form av fraksjoner (kurve B) og ikke som en enkelt fraksjon (kurve A) [Hall 2000]. Modifisert. 2.4 Stråleterapiutstyr Lineærakseleratoren Lineærakseleratorer anvendes til ekstern strålebehandling av kreft. Prinsippet med en linak er at det frigjøres elektroner fra en oppvarmet katode og ved hjelp av mikrobølger, akselereres de med økende hastighet langs et akselerasjonsrør. Siden akselerasjonsrøret ofte ligger horisontalt i behandlingsmaskinen, må de ferdig akselererte elektronene avbøyes av en magnet (en bending magnet ), før de kan rettes mot pasienten (fig. 2.8). Man kan velge mellom å bestråle med elektroner direkte eller å la elektroner treffe en metallplate (wolfram) for å generere bremsestråling (fotoner) [Isaksson 2002]. Det vil si at elektroner blir kraftig bremset ned av atomkjerner i target (den spesielt formede anoden som er et metallstykke der strålingen dannes) og vil bli avbøyd på grunn av tiltrekningskraften fra kjernen. Elektroner vil da miste en del av sin bevegelsesenergi og denne energien kan sendes ut som ett foton [Statens institutt for strålehygiene 1986]. Den fotonenergien som anvendes ligger vanligvis mellom 4 og 20 MeV [Isaksson 2002]. 9

19 Figur 2.8 Linearakselerator med horisontalt akselerasjonsrør og behandlingsbord. Bordet og gantry kan beveges og dreies. Det er også vist hvor maskinens isosenter ligger [Tverå 2002]. Behandlingsenheten består av maskin og behandlingsbord. Maskinen har et gantry som inneholder hodet og akselerasjonsrøret (fig. 2.8). Maskinen kan dreies 360 grader om en horisontal akse. I hodet på en akselerator passerer alle fotoner som kommer fra fokus gjennom blant annet primærkollimator, utjevningsfilteret og blendersystemet. Det foregår en del vekselvirkning mellom primære fotoner og disse delene av maskinen. Vekselvirkningen er størst når fotoner går gjennom utjevningsfilteret like før de treffer mediet. Dermed dannes en del sekundære fotoner og elektroner, som ofte kalles maskinspredt stråling (eller head scatter ). Denne type spredt stråling øker ved økende feltstørrelse siden kollimatoren åpner seg mer og dermed øker materialflater og vekselvirkningsmuligheter [Bentel 1996]. Den nederste delen av hodet med blendersystemet kan dreies om en akse som står vinkelrett på to andre akser. Disse tre aksene skjærer hverandre i et punkt som vi kaller maskinens isosenter. Sentralstrålen, som er den tenkte linjen gjennom fokus og sentrum i strålefeltet, skal falle sammen med dreieaksen for blendersystemet og dermed gå gjennom isosenter (fig. 2.8). 10

20 Figur 2.9 Siemens-Primus lineærakselerator [Siemens 2004]. Behandlingsbordet er bygget sammen med maskinen etter isosenterprinsipp. Når pasienten er lagt slik at senteret i behandlingsfeltet ligger i isosenter, kan gantry, hode og gulvskive beveges uten at inngangspunktet rører seg i forhold til maskinen [Tverå 2002]. Strålefeltet kan formes av lamellblendere ( multi-leaf collimator; MLC ) som er plassert i gantry. Blendersystemet er bygd opp av mange skiver (lameller) som styres av hver sin motor (fig. 2.10) [Tverå 2002]. Figur 2.10 En multi-leaf kollimator, som kan forme strålefeltet [Varian 2004] Computer Tomografi, CT skanner En CT-skanner (fig. 2.11) er i prinsippet et roterende røntgendetektorsystem som brukes til å ta snittbilder av kroppen. Røntgenrør og detektorer er plassert på innsiden av et ringformet gantry. Når røntgenstrålingen går gjennom pasienten, attenueres den før den treffer detektorene. Røntgenrøret roterer rundt pasienten mens den skanner. Absorpsjon av 11

21 røntgenstråler i detektoren gir opphav til elektriske signaler, eller analoge signaler som må konverteres til digital informasjon for viderebehandling i computer. Computeren gjennomfører en bilderekonstruksjon og disse bildene kan vises på en skjerm, printes ut og eventuelt arkiveres [Cherry 1998]. Informasjon fra CT-bilder gir klinikere en bedre visualisering av strukturer og dermed nøyaktigere definisjon av målvolum og risikoorganer. Figur 2.11 Prinsippet til en CT-skanner [Carlton og Adler 2001] Doseplansystem Moderne stråleterapi utnytter avanserte, computerbaserte systemer for å kunne planlegge å tilpasse strålebehandlingen til den individuelle pasient. Disse kalles doseplansystemer. Doseplansystemer bruker CT-bilder til teoretiske beregninger av dosefordelinger og gir et svar på hvor mye stråling som skal leveres fra stråleterapimaskinen for å oppnå den ønskede tumordosen til den enkelte pasient, samtidig som de også gir estimater på hvor store dosene blir til risikoorganer og omkringliggende friskvev. Doseplansystemet anvender to ulike algoritmer for å beregne dosen. 12

22 Figur 2.12 CT-bilder blir benyttet i et doseplansystem til å beregne dosefordeling. Dette CT-bildet er tatt aksialt gjennom brystkassen. Det er lagt inn to skrå felt for å behandle det området som er tegnet med gult. De blå, grønn og oransje strekene viser dosenivået i målvolumet, friske organer og omkringliggende vev [TMS 6.1.a]. Legg merke til inntegningen av det kontralaterale bryst. Pencil beam algoritmen Pencil beam er en modell for å beregne tredimensjonale dosefordelinger til bruk i doseplanlegging. Den beskriver energiavsettelse i et endelig medium fra en endimensjonal punktstråle med å summere all energiavsettelse langs en linje i dypet. Beregningen er basert på tetthetsskalering i mediet strålingen passerer gjennom. Algoritmen er i stand til å ta hensyn til feltmoduleringer (f.eks. kiler) og feltformer, men er avhengig av korreksjonsmodeller for å takle inhomogeniteter og pasientkurvatorer. Den er for eksempel ikke i stand til å beregne effekten av inhomogeniteter på laterale spredningsprosesser. Denne modellen tar heller ikke hensyn til energispekteret i dypet [Ahnesjö et al.1999]. Collapsed cone algoritmen Collapsed cone er en annen modell for doseberegning. Den er en punktkjerne-basert ( point kernel ) modell, som beregner energiavsettelse i et endelig medium fra et tenkt sett med stråler. I modellen vekselvirker strålene i gitte punkter gjennom pasienten, der energiavsetningen fra sekundær stråling rundt vekselvirkningspunktene beskrives av en punktspredekjerne ( point spread kernel ). Algoritmen antas å ta bedre hensyn til laterale variasjoner i energitransport som skyldes tetthetsforskjeller i mediet enn Pencil beammodellen [Ahnesjö et al.1999]. 13

23 2.4.4 Terapisimulatoren Simulatoren skal, som navnet angir, kunne simulere en strålbehandling. Det skal være mulig å foreta de samme vinklinger og kombinasjoner av innstillinger som på behandlingsapparatet. Forskjellen er at et røntgenrør blir brukt som strålekilde og at strålingen som passerer pasienten blir registrert av en bildeforsterker (figur 3.14) [Tverå 2002]. Strålefeltene kan enten direkte defineres på en simulator og tegnet på pasienten eller ut fra doseplanen som er forhåndslaget basert på tidligere foretatte CT-bilder fra pasienten. Simuleringen ved de fleste tilfeller er nødvendig før behandling på linak. Figur 3.14 Stråleterapisimulator Antropomorfe fantomer Aldersonfantom er et antropomorft fantom, det vil si en menneskelikninde plastdukke. Fantomet har en sammensetning (blant annet med hensyn på tetthet) som er meget nær den til et levende menneske. For eksempel har den et skjelett med korrekt tetthet. Dette innebærer at stråleabsorpsjonen i bryst og omkringliggende vev blir lik den i et menneske. Anatomiske strukturer kan identifiseres i CT bilder i det aktuelle doseplansystemet. Dukken er videre inndelt i skiver, der små dosimetre kan plasseres i passende hulrom slik at dosemålinger kan foretas inne i fantomet. 14

24 2.4.6 Thermoluminescensdosimetri (TLD) TLD er basert på forurensede krystaller (for eksempel Litium Fluorid (LiF)) sin evne til å absorbere og lagre energien til ioniserende stråling [Dam og Marinello 1994]. I en krystall, er elektroniske energinivåer forstyrret av gjensidig vekselvirkning mellom atomer, og energinivåene kan dermed klassifiseres som vanlens- bånd og ledningsbånd. I tillegg skapes det feller i energiområder mellom båndene på grunn av forurensninger i krystallen [Khan 1993]. Når TL materialet blir bestrålt, vil noen elektroner i valensbåndet får nok energi til å løftes opp til ledningsbåndet. Det dannes da et positiv hull i valensbåndet. Elektroner og hull beveger seg fritt til de enten fanges opp eller de går tilbake til valensbånd. Elektroner fanget i elektronfelle trenger påført energi for å komme ut av fellen og gå tilbake til valensbåndet. Hvis en slik overgang skjer, for eksempel på grunn av at krystallen varmes opp, sendes det ut lys (figur 2.14). Ledningsbånd Energi elektronfelle TL foton Valensbånd a) bestråling b) oppvarming Ioniserende stråling Figur 2.14 Prinsippet med thermoluminescence [Khan 1993]. Modifisert. Ved oppvarming fra romtemperatur til for eksempel 300 o C av det bestrålte TL materialet vil sjansen for at elektronet fanget i elektronfelle frigjøres bli større, og mengden lys som sendes ut vil dermed øke. TL signalet som en funksjon av temperatur kalles for en glødekurve ( glow curve ) og inneholder topper ( peaks ) som tilsvarer ulike energinivåer [Khan 1993]. Noen av disse toppene er ustabile og forsvinner fort i romtemperatur, mens den stabile toppen ( dosimetric peak ) holder seg relativ stabil og brukes i dosimetri (figur 2.15) [Dam og Marinello 1994]. Lysmengden svarende til den stabile toppen brukes som et mål på dose. 15

25 TLsignal Dosimetrisk topp Temperatur o C Figur 2.15 En såkalt glow curve, eller glødekurve, for en TL krystall. Toppen ved lave temperaturer er ustabil, og forsvinner ved svak oppvarming. Toppen rundt 200 o C er stabil ved romtemperatur, og brukes som et mål på dosen [Dam Og Marinello 1994]. Modifisert. 16

26 3. Material og metode felts mamma stråleterapiopplegg Denne behandlingen gis som en postoperativ strålebehandling. Hensikten er primær å redusere risikoen for lokalt eller regionalt residiv, men også for å øke sjansen for overlevelse [NBCG rapport 2000]. På DNR gis denne type adjuvant strålebehandling til alle kvinner gjennomgått lumpectomi og er under 70 år eller over 70 år med minimum 4 positive axilleglandler [Metodebok for DNR 2003]. Alle deltakere i denne oppgaven ble tatt CT-bilder av med 0,5 cm avstand mellom snittene (snitt-tykkelse). Det ble benyttet en General Electrics Light Speed Ultra Multislice CT (fig. 3.1). Ved CT-avbildning av mamma pasienter følges et standard opplegg. Pasienten ligger i et wingboard (fig. 3.1) med armene opp i ryggleie (fig. 3.7). Øverste CT-snitt er i høyde med 6. cervical columna og nederste snitt er i høyde med midten av abdomen. For å reprodusere pasientleie senere på simulator og på behandlingsapparatet, samt for å finne tilbake til nullsnittet på doseplan, tegnes lasermarkeringer fra CT-skanner på pasientens hud. Deretter blir bildende overført til doseplansystemet (TMS) hvor behandlingsvolumet, samt strålefeltene blir definert. Det lages en plan tilpasset individetsanatomi utfra CT-snittene i doseplansystemet og deretter får pasienten tilsvarende strålebehandling. Figur 3.1 Alle pasientene ble CT-skannet med en General Electrics Light Speed Ultra Multislice CT. 17

27 Målvolumsinntegningen er basert på NBCGs retningslinjer (Postoperativ strålebehandling ved cancer mammae, en NBCG rapport, november 2000). Legen tegner inn målvolumet i CTbildene. Det inneholder fossa supraklav, axilletopp og resterende axille dersom < 10 lymfeknuter er fjernet, øvre parasternal-region og brystvegg/bryst (fig. 3.2). Nærliggende risikoorganer ble også tegnet inn på CT-bildene. I tillegg ble kontralaterale brystvolum definert på alle pasienter som deltok i prosjektet. Deretter ble det laget individuelle doseplaner for hver enkel pasient. 5-felts standard opplegg (fig. 3.3) var felles for 7 av de utvalgte, mens en pasient fikk et 6 feltsopplegg (ett ekstra felt bakfra med 180 o vinkel). Gantryvinkler og feltstørrelser ble tilpasset individets anatomi. Selve behandlingsplanleggingen og den daglige strålebehandlingen av de enkelte pasienter ble utført av personalet på avdelingen. Figur 3.2 Definert målvolum (innenfor det markerte området med rødt) i frontal- og lateral plan. Alle feltene formes ved hjelp av multi-leaf collimator (mlc). Felt 1 (supraklavfeltet) stilles inn med gantryvinkel 0 for å dekke alle lymfeknuter som ligger i supraklavområde (fig. 3.4). Det er veldig ofte nødvendig med et segmentfelt som dekker det øverste delen av supraklavområdet for å få akseptabel dosedekning i dypet (fig. 3.4). Formålet med felt 3 (axillefeltet) er å komme til lymfeknuter i armhulen. Her tilpasses gantryvinkel individuelt i BEV (Beams Eye View) for å gi minst mulig lungedose (se fig. 3.5). Felt 4 og 5 (tangensialfeltene) stilles inn med en gantryvinkel som er tilpasset individuelt i BEV og som gir minst mulig lunge- og hjertedose (fig. 3.6). Det benyttes et fullstendig asymmetrisk blenderteknikk eller halv belenderteknikk. Det vil si å blende inn halve feltet, slik at sentral strålen ligger mellom to strålefelt. På den måten unngår man overlapp og skjøtproblematikk. Det tegnes inn to målvolum ITV1 og ITV2; ITV1 inneholder fossa supraclav/infraclav, axilletopp og ITV2 inkluderer brystvegg / bryst. Bestrålingen gis med fotoner og doseres 46 Gy til regionale lymfeknutestasjoner, og 50 Gy til bryst / brystvegg. 18

28 Dette gjøres ved at ITV1 først får 2 Gy x 23 fraksjoner. Deretter gis 2 Gy x 2 fraksjoner til ITV2. I denne oppgaven ble det valgt pasienter i ulike aldere fra 40 til 54 år. Alle hadde diagnosen cancer mamma, stadium II og var lumpectomert og fikk denne behandlingen som adjuvant strålebehandling. Alle deltagere ble informert både muntlig og skriftlig om studiens formål. De underskrev på at de aksepterte å delta i studien (se appendiks C). Fullstendig feltinnstillingsdata og monitorgrunnlag for de 8 aktuelle pasienter og fantomet finnes i appendix A ISO 2 4 Figur 3.3 Oversikt over 5 felts opplegg over en anatomisk skisse. [modifisert] Figur 3.4 Beams eye view av felt 1 (supraclavfelt; venstre) og felt 2 (segmentfelt; høyre). 19

29 Figur 3.5 Beams eye view av felt 3 (axillefelt). Figur 3.6 Beams eye view av felt 4 (tangensialfelt bakfra). Doseplanleggingen som bestemte doseringen for deltakende pasienter i denne oppgaven ble foretatt med PB-algoritmen. 3.2 Simulator og terapimaskiner Etter at strålefeltene ble definert og planlagt på TMS, ble pasienter tilkalt til simulatorsesjon. Pasientene ble posisjonert på bordet etter markeringene fra CT-laserne. Feltene ble etterlignet og tegnet på pasienter ved hjelp av terapisimulatoren. Strålefeltene, samt isosenter og nye referansemerker blir simulert og tegnet på pasienter. Her er det viktig at pasienter ligger nøyaktig på samme måte som de lå under den første CT-sesjonen (som ga grunnlaget for 20

30 doseplanen). Det brukes også identisk fikseringsutstyr (fig. 3.7) under hele planleggingsprosessen. Figur 3.7 Pasientleie med wingboard ved strålebehandling av mammae. Den utvalgte pasientgruppen fikk sin daglige behandling på strålebehandlingsenhet 3, 5, 8, og 9 ved seksjon for stråleterapi på DNR. Behandlingsapparatene 5, 8 og 9 er av typen Varian Clinac og strålebehandling 3 er en Simens Primus. Linakene 3, 5 og 8 har mulighet for bestråling med ulike foton- og elektronenergier, men alle valgte pasienter ble behandlet med 6 MV fotonenergi og standard fikseringsopplegg ( wingboard ) (fig. 3.7). Alle apparatene er utstyrt med multi-leaf collimator (MLC). 3.3 Inndeling av det kontralaterale bryst Kontralaterale bryst til de respektive pasientene ble delt inn i 4 deler; øvre indre, øvre ytre, nedre indre og nedre ytre (fig. 3.8). Denne inndelingen ble valgt på bakgrunn av brystet ofte deles inn i 4 kvadranter når beliggenheten av en brysttumor skal beskrives [Berg et al.1995]. Inntegning av de 4 kvadrantene ble gjennomført ut fra det allerede definerte KLB i TMS. 21

31 Figur 3.8 Det kontralaterale bryst er delt inn i 4 kvadranter ut i CT-snittene. Her ser man inndeling av KLB i to kvaranter for en pasient. Inndeling av de to andre kvadranter har foregått på samme måte. 3.4 Thermoluminescensdosimetri (TLD) Det ble brukt Termoluminescensdosimetri til både pasient- og fantommålinger. TL-dosimetre som ble anvendt i denne oppgaven var staver ( rods ) av type TLD-100 (LiF-krystaller dopet med Mg og Ti). Til pasientmålinger ble det plassert et TL-dosimeter i midterste hull av en holder laget av polymethylmethacrylate (PMMA). Denne har en tykkelse på cirka 1mm (fig. 3.9). Holdere med TL dosimetre ble tapet til hud i planlagte målepunkter. I et av forsøkene foretatt på et PMMA-fantom, ble TL-dosimeter plassert i såkalte buildup-kopper (fig. 3.9). Buildup-kopp har et lokk laget av kobber med en tykkelse på rundt 2 mm som sørger for at dosemaksimum treffer TL-dosimeteret i det bestemte dypet. Figur 3.9 Thermoluminescensdosimetri av type staver (100-rods) med plastholdere og buildup-kopp. Ved fantomdosemålinger, ble TL-dosimetre plassert i spesialformete propper laget på instrumentverkstedet ved DNR. Disse proppene hadde samme størrelse som hullene i 22

32 fantomets skiver, og er av materialet PEEK (polyetereterketon); et plastmateriale som tåler store doser over lengre tid uten å endres [Vink Plast AS 2004]. For å nullstille TL-dosimetre måtte de utglødes. TL-dosimetre ble plassert i en metallform med lokk på og deretter plassert i en PTW-TLD ovn. Der ble de utglødet først på 400 o C i 1 time, 100 o C i 2 timer og deretter ned til 45 o C i fem minutter. For dosemålinger ble bestrålte TL-dosimetre først forutglødet, hvilket vil si at de ble varmet ved 100 o C i 10 minutter. De ble deretter avkjølt til 45 o C i 5 minutt. Hensikten med å forvarme bestrålte dosimetre er å fjerne de ustabile toppene slik at vi kan forholde oss til stabile dosimetriske topper ved avlesingsprosessen. TLdosimetrene ble plassert i en sirkulær avlesningsdisk og satt inn i avlesningsmaskinen (Harshaw TLD 5500 Automatic TLD reader). All avlesning av TLD-signaler i denne oppgaven ble gjort ved valg av programmet Les dosimetre med standard parameteroppsett. Bestrålte TL-dosimetrene ble oppbevart i kjøleskapet hvis de ikke ble avlest med en gang. For kalibrering ble 6 dosimetere gitt en dose på 0,25 Gy bestrålt på 60 Co?-stråler. Doseraten til 60 Co-kilden var tidligere bestemt ved hjelp av et ionekammer. TL-dosimetre ble behandlet på vanlig måte (forklart under) og doser lest ut. Disse dataene ble senere brukt som kalibreringsfaktor i videre beregning av målte doser i Microsoft Excel. Kalibreringsfaktoren til TL-dosimetrene ble bestemt i forbindelse med hver pasient- eller fantommåling. Dosimetri ble utført ved bruk av 6 TL-dosimetre plassert inn i en boks laget av perspeks med lokk på. Boksen ble plassert midt i et strålefelt på 10 X 10 cm 2 med en kilde-hud-avstand på 80 cm. Gantry var i 0 grader. Det ble lagt en del tykke PMMA-plater under boksen for å oppnå tilstrekkelig med tilbakespredt stråling. Boksen med TL-dosimetre ble bestrålt med ulike tider (avhengig av dagens kildeaktivitet) som tilsvarte en stråledose på 0,25 Gy. Kalibreringsfaktoren fås ved å dele 0,25 Gy på gjennomsnittlig signalverdi av de 6 coboltbestrålte TL-dosimetrene: Kalibreringsfaktor = 0.25 Gy TL signal ved 0.25Gy Kalibreringsfaktoren ganges videre med signalverdien til ett gitt TL-dosimeter for å finne dosen. I begynnelsen av mastergradsarbeidet ble det i tillegg utarbeidet en individuell kalibreringsfaktor. Den individuelle kalibreringsfaktoren ble funnet ved å bestråle alle TLdosimetrene med 0,25 Gy. Gjennomsnittet av signalverdien for alle TL-dosimetrene ble delt på avleste signalverdien for hvert enkelt TL-dosimeter. 23

33 Individuell kalibreringsfaktor = Gjennomsni ttlig TL signal Individuelt TL signal Utregning av individuell kalibreringsfaktor førte til en del komplisering av datasamlingen uten å gi en stor utslag på målekvaliteten. Det ble dermed bestemt å la være å ta hensyn til dette og i stedet tillatte litt større spredning. En eventuell effekt av å droppe individuell kalibreringsfaktor er at det blir litt større variasjoner i dosemålingene. 3.5 Dosemålinger- og beregninger på hud og fantom Det ble brukt systemet TMS (Treatment Management System, Versjon 6.1.a) til beregning av dose i denne oppgaven. Dette systemet anvender to ulike algoritmer for å kalkulere dose; Pencil Beam og Collapsed Cone. Begge beregningsalgoritmene er anvendt i denne studien. Nøyaktig samme målepunkt som ble definert på huden ble markert i relevante CT-snitt (fig. 3.10) og beregnet i doseplansystemet. Resultatet av disse beregningene blir sammenliknet med måleresultater. Det er viktig å nevne at det som er målt på pasienter i denne oppgaven er stråling utenfor strålefelt. Ved pasientdosemålinger, refereres til kun huddose til kontralaterale bryst, mens ved fantomdosemålinger refereres til både intern- og huddose Dosemålinger på PMMA-fantom Det ble også benyttet perspeksplater i en tykkelse på 25 cm for å teste TL-dosimetri prosedyren. Perspeks tilsvarer vannekvivalenten og er solide. Fantomet ble bestrålt en gang med 2 motgående felt, gantryvinkel på 0 o og 180 o og andre gangen med 2 skrå felt. TLdosimtri ble utført ved plassering av dosimeter utenfor feltgrenser. Denne testen skulle vise samsvar mellom huddosemåling målt utenfor feltgrensen tilsvarende doseberegninger foretatt på TMS. Det skulle også sjekkes hvilken betydning bruk av buildup-kopper og PMMA har ved TL-dosemåling utenfor feltgrensen Huddosemålinger 24

34 TL-dosimetri ble gjennomført 3 ganger i løpet av den totale behandlingstiden (total 25 behandlinger) for hver pasient. Det ble foretatt målinger 2, 3, 4, 6, 8, 10, 13 og 16 cm fra feltgrensen i medio-lateral (fra midten av pasient mot kanten) retning i samme høyde som sentralstrålen (den tenkte linjen gjennom fokus og sentrum i strålefeltet (ss)). Deretter ble det plassert dosimetre i tilsvarende posisjoner 4 og 8cm caudalt for denne laterale linjen (fig. 3.10). Felt 1+2 Felt 3 a b Felt 4+5 c Figur 3.10 Det ble foretatt målinger langs 3 målesnitt (a, b og c). Målesnitt b og c lå 4 og 8 cm caudalt for målesnitt a. Det ble foretatt målinger 2, 3, 4, 6, 8, 10, 13 og 16 cm fra feltgrensen i medio-lateral retning Dosemålinger på Alderson Female fantom Det ble benyttet et Alderson Female ART 300 fantom. Dette fantomet manglet bryst med en kvinnelig form, og vi fikk dermed lånet et antropomorft brystfantom fra Statens Strålevern. Det ble festet til det kvinnelige fantomet ved hjelp av paraffinsvoks (fig. 3.11). Det ble valgt å kun benytte en del av brystfantomet, ettersom det fullstendige fantomet ville stikke unaturlig mye ut av brystveggen. I det valgte oppsette har brystet en mer utflytende og flat form, som bedre representerer utvalget av pasienter (dvs. kvinner over 40 år). ART-fantomet består av skiver. Det går 2 lange vertikale plastskruer gjennom hver skive av fantomet og forbinder dem sammen. Skivene holdes også samlet av to metallplater 25

35 som er skrudd til fantomet fra begge to ender. Dette gjør at forflytting av fantomet blir enkelt. Den ene platen ved hodeenden ble fjernet under fantombestråling og dosemåling i denne oppgaven. Grunnen var å unngå dannelse av ekstra spredt stråling som resultat av kollisjon mellom fotoner og platen. Skruene som sitter i metallplatene ble skrudd fast slik at alle skivene var samlet godt inntil hverandre. Skive 13 Skive 14 Skive 15 Skive 16 Skive 17 Skive 18 Skive 19 Skive 20 Skive 21 Skive 22 Brystfantom med 9 hull, 3 hull i hver rad Figur 3.11 Alderson female fantom med et påbygd brystfantom. Fantomet ble CT-skannet akkurat som pasienter. Målvolumet, det kontralaterale bryst og risikoorganer ble definert på doseplanleggingsystemet i aktuelle CT-bilder. Det ble deretter laget en doseplan og feltene ble tegnet på fantomet på simulator. Til slutt ble det foretatt dosemålinger på fantomet under bestråling. Det ble foretatt målinger på hud og internt i fantomet. Ved fantomdosemålinger ble det lagt vekt på å se dosebidraget til kontralaterale brystvolum (både hud doser og interne doser). Fantomet ble dermed bestrålt med alle felt og med kun tangentialfeltene, mens dosemålinger foregikk. Det ble utført dosemåling på hud nøyaktig på samme måte som utført på pasienter. I tillegg ble det foretatt intern dosemåling både innenfor strålefeltene og i det kontralaterale bryst. Skivene 13, 15, 16, 17 og 18 ble anvendt i fantomdosemålinger og er illustrert i følgende bilder, hvor det er illustrert hvilke dosepunkt nummer som ble anvendt. 26

36 Skive 13 Skive 16 Figur målepunkter til dosemåling med TL-dosimetri i skive 13 og 15. Disse hullene dekker deler av supraclav- og tangensialmålvolumet Skive 15 Skive Skive 17 Skive 18 Figur målepunkter til dosemåling med TL-dosimetri i skive Disse hullene dekker mesteparten av brystveggen i KLB Figur målepunkter til dosemåling med TL-dosimetri i selve brystfantomet. 27

37 4. Måleresultater 4.1 Forberedende undersøkelser Doserespons til TL-dosimetre Det er viktig å etablere linearitet mellom dose og TL-signal for små doser, som dosemålinger i denne studien gjelder for. TL-dosimetre ble bestrålt i en avstand på 80 cm fra 60 Co-kilden for et 10x10 cm 2 felt med doser fra 0,05 til 0, 5 Gy. TL-signalet fra hvert dosimeter ble deretter registrert. TL-signalet er plottet mot den absorberte dosen i figur 4.1. I figuren er det foretatt en lineær regresjon av måledataene. Den lineære likningen, som knytter TL-signalet til absorbert dose, er også gitt i figuren sammen med kvaliteten på tilpasningen (R 2 verdien). Tallet som bestemmer stigningsgraden til kurven er lik den inverse av kalibreringsfaktoren. I figur 4.1 vises det at TL-signalet er proporsjonal med absorbert dose for lave doseverdier mellom 0,05 til 0,2 Gy TL signal y = x R 2 = Dose (Gy) Figur 4.1 Signalet fra TL-dosimetere plottet som funksjon av dosen. Hvert punkt er gjennomsnittet av tre TL-dosimetere. Resultatet av en lineærregresjon av måledataene er gitt Test av måleoppsett for TL-målinger Formålet med dette forsøket var å sammenlikne dosemålinger med TL-dosimetere plassert i buildup-kopp og i PMMA-holder. Dosemålingene ble foretatt på overflaten av et PMMA - fantom med et enkelt opplegg med to motgående felt (figur 4.2). 28

38 Dosen ble målt 6 og 8 cm fra ss på overflaten av et Perspeks-fantom med en tykkelse på 18 cm, en feltstørrelse på 10 x 10 cm 2, SSD=91 cm, 6 MV fotonenergi og gantryvinkler på 0 (felt 1) og 180 (felt 2). TL-dosimetere plassert i både PMMA-holdere og i buildup-kopper. Målepunktene ligger utenfor feltgrensen til både felt 1 og 2 (fig. 4.2). ss Felt 1 TL-punkt Felt 2 Figur 4.2 Dosemåling på perspeks fantom utenfor feltgrensen ved to motgående felt. Det fremgår fra tabell 4.1 at dosen utenfor feltgrensene er ganske lav. Utenfor feltgrensen gir buildup-koppen en lavere TL-dose enn PMMA-holderen. Tabell 4.1 viser at doser målt med PMMA-holder er 1,8-2 ganger høyere enn doser målt med buildup-kopp for felt 1, mens doser målt med builup-kopp er nesten lik doser målt med PMMA-holder for felt 2. Avstand fra ss (cm) Buildup-kopp PMMA-holder felt felt Figur 4.1 Doser (i Gy) målt 6 og 8 cm fra feltgrensen i et perspeksfantom (figur 4.2), målt med buildupkopp eller PMMA-holder. Det ble også gjennomført et forsøk med to skrå felt med gantryvinkler på 120º og 300º, somer illustrert i figur 4.3. Denne gangen ble dosen målt med TL-dosimetere plassert i PMMA- 29

39 holdere utenfor feltgrensen. Dosemålinger ble sammenliknet med beregninger utført av både CC- og PB-algoritmer. Måleresultatene er gitt i figur 4.4. Felt 1 TL-punkt Felt 2 Figur 4.3 TL-dosemåling utenfor feltgrensen ved bestråling av fantom med to skrå felt. Fra figur 4.4 ser man at dosepunkter beregnet med PB-algoritmen viser en høyere dose enn doser beregnet ved bruk av CC-algoritmen. Den målte dosen er nesten lik dosen beregnet ved hjelp av CC-algoritmen. Dose i Gy Målt på fantom i PMMA CC PB Måleposisjon (cm) Figur 4.4 Dose målt 4, 6 og 8 cm fra feltgrensen i et perspeksfantom (fig. 4.3) med TL-dosimetri. Dosimetrene var plassert i en PMMA-holder. Tilsvarende doser ble også beregnet i TMS ved bruk av både PB- og CC-algoritmen. 30

40 4.2 Dosemålinger og beregninger på hud Dosemålinger på pasienter Huddoser på det kontralaterale brystet til 8 brystkreftpasienter som fikk et lokoregionalt behandlingsopplegg ble målt med TL-dosimetri. PMMA-holdere med TL-dosimetere ble plassert på pasientens hud i henhold til oppsettet beskrevet i material og metoder. Kun ett dosimeter ble plassert i hver PMMA-holder, og en målesesjon omfatter 24 målepunkter. Ettersom dosene ble målt 3 ganger, resulterer dette i 72 målinger per pasient. På grunn av de store datamengdene, er det valgt å sammenfatte alle pasientmålingene. Dermed presenteres de målte eller beregnede dosene i det følgende som et populasjonsgjennomsnitt. De individuelle huddosemålingene for 8 pasienter er vist i appendiks-b. De gjennomsnittlige doser målt på huden for ulike måleavstander fra den mediale feltgrensen langs 3 snitt i medio-lateral retning hos 8 pasienter ble funnet. Figur 4.5 viser at dosen avtar signifikant med avstanden fra feltgrensen, men den avtar også i cranio-caudal retning. Målingene foretatt 4 cm caudalt for øvre målesnitt er alltid høyere enn målingene 8 cm caudalt, men i forhold til øverste målesnitt er dosene mer like i de to nederste snittene. I denne figuren er det også illustrert hvor omtrent det kontralaterale brystet begynner i forhold til dosemålinger foretatt på hud. 0.4 Dose (Gy) Målinger langs øverste målesnitt 4 cm caudal 8 cm caudal Avstand fra feltgrensen (cm) KLB i forhold til målinger Figur 4.5 Målte doser langs 3 medio-laterale snitt på hud hos 8 pasienter. 31