новооткривеним продорним зрацима. Могућности употребе биле су многобројне, али на
жалост  мало  шта  се  знало  о  веома  штетном  утицају  директног  излагања  овој  врсти
јонизујућег  зрачења.  Дошло  је  и  до  првих  пријављивања  акутних  повреда  насталих
након  излагања.  Ситуацију  је  додатно  отежавало  и  непостојање  адекватних
инструмената  која  би  мерила  изложеност  и  дозе.  Технолошким  и  научним  развојем
минимизовано је непотребно излагање и оправданост је дефинисана разним стандардима
и  протоколима  међународних  комисија  као  што  су  Међународна  комисија  за
радиолошку заштиту (ICRP), Meђународна комисија за радијацијске јединице и мерења
и друге.

Радиотерапија представља један од метода лечења, која примењује

високоенергетско јонизујуће зрачење у циљу унуштавања малигних ћелија.  За лечење
високоенергетским  снопом  Х-зрака  користе  се    линеарни  акцелератори  (ЛИНАК).
Пацијент  се  излаже  високим  дозама  које  се  распоређују  у  неколико  сеанси.  Како
реакције  на  примену  радијационе  терапије  код  онколошких  пацијената  нису  ретка
нуспојава, потребно је снизити дозе у сваком делу процедуре радиотерапије на најмање
могуће.    У  том  циљу  овај  рад  има  сврху  да  се  позабави    методом  контроле
киловолтажних извора који су монтирани на ЛИНАК . Пошто не постоји дефинисана
метода  испитивања  ових  уређаја,  у  овом  раду  ће  бити  приказана  примена  постојеће
методе за испитивање рендген апарата за снимање на киловолтажне изворе монтиране
на ЛИНАК, а у сврху смањења дозе редовном контролом параметара испитивања.

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Х – Зраци

X-

Зраци

Рендген је 1895 године проучавајући електрично

пражњење кроз разређене гасове, открио зраке који су имали
велику продорну моћ. Сам Рендген им је дао назив Х-зраци.
Они се често називају у част Рендгена, рендгенски зраци.

Рендген је у периоду 1895-1897 године испитао многе

особине  Х-зрака,  као  што  су  јонизациона  моћ,
флуоресценција  коју  изазивају  на  неким  материјалима  као
што је ZnS, апсорпција, зацрњење фотографских плоча, итд.
Рендген  је  показао  да  Х-зраци  не  скрећу  у  електричном  и
магнетном  пољу,  што  је  био  доказ  да  нису  наелектрисане
честице.  Лауе  је  1912.  године  доказао  таласну  природу  Х-
зрака, јер је успео да добије њихову дифракцију на кристалу.
Баркла је 1906. године показао да су Х-зраци трансферзално
поларизовани као и светлост. [1]

1.1

Добијање Х

зрака

Х-зраци се стварају у реднгенским цевима, када брзи електрони трпе убрзање у

тренутку када бивају заустављени од стране аноде. Ови електрони настају загревањем
катоде. Увођењем високог напона између електрода цеви , електрони бивају убрзани
према мети тј. аноди. Слика 2 илуструје процес добијања Х-зрака у рендгенској цеви са
непокретном анодом. На добијање Х-зрака утичу три карактеристике атома мете(аноде):
Електрично поље језгра, везивна енергија орбиталних електрона и склоност атома да
теже стању минимума потенцијалне енергије.

Стационарне аноде се састоје од мале волфрамове плочице дебљине од 2 – 3mm и

око 1 cm у пречнику. Плочица се налази под углом од 15-20 степени ради фокусирања
снопа  Х-зрака  и  налази  се  уграђена  у  цеви  од  бакра  да  би  се  расподелила  топлота
добијена  ударима  убрзаних  електрона  који  не  стварају  Х-зраке.  Високи  атомски  број
волфрама – 74 је погодан за производњу Х-зрака,  a његова висока тачка топљења (3370
°C) га чини отпорним на високе температуре.

Слика

Вилхелм Конранд Рендген

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Слика

Континуални спектар за различите напоне између електрода

Структура карактеристичног спектра зависи од материјала антикатоде. Сваки

елемент има свој карактеристични линијски рендгенски спектар. Линијски рендгенски
спектри  настају  и  као  резултат  тога  што  један  део  електрона  снопа  предаје  енергију
електронима атома антикатоде.  Ексцитирани (побуђени) атоми антикатоде, враћајући
се у нормално стање, емитују зрачење са фреквенцијом :

? =

− ?

ℎ

где је

енергија ексцитованог стања а

стање на које је сишао

Рендгенски  спектри  се  карактеришу  малом  таласном  дужином  (  реда  величине  0,1
nm),односно  великом  фреквенцијом.  Стога  се  рендгенске  линије  морају  јављати  на
рачун преласка атома из једно стање у друго са великом разликом у енергији. Велику
енергију имају унутрашњи електрони у тешким атомима. Посматрамо атом са великим
бројем  наелектрисања  Z  (атомским  бројем),  у  коме  су  сви  унутрашњи  омотачи
затворени. На неки електрон једног од унутрашњег омотача периферни електрони делују
слабије, јер се на рачун њихових симетричних распореда дејства појединих електрона
узајамно  компензују.  Стога  се  унутрашњи  електрони  углавном,  налазе  само  под
утицајем поља језгра са бројем наелектрисања (атомског броја) +Ze и електрона који се
налаже ближе језгру. Према томе њихова енергија биће једнака [3]:

? = −

?ℎ?

(? − ?)

где је n главни квантни број (за електроне које се налазе најближе језгру једнак је
јединици), а

поправка услед квантно-механичких ефеката. Тешки атоми имају велику

вредност  Z,  као  и  велике  разлике  у  енергији  суседних  стања,  због  чега  емитовано
фотонско зрачење има  велике фреквенције тј. мале таласне дужине. Отуда проистиче
претпоставка да се  карактеристични спектри емитују при прелазима најперифернијих
електрона.

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Рендгенски аспорпциони спектри се разликују од емисионих. Они се састоје из

неколико трака са оштрим дуготаласним крајем. На слици 4 на ординати нанесени су
коефицијенти  апсорпције,  а  на  апциси  таласне  дужине.  Као  што  се  види,  постоји
неколико појасева апсорпције. Усвојено је да се ови појасеви обележавају словима K, L,
M,…  Појас  К  је  прост,  док  остали  имају  структуру.  Сваки  појас  одговара  процесу
фотојонизације, тј. избијању зрачењем електрона из једног унутрашњих омотача. Појас
K  настаје  при  избијању  електрона  из  најдубљег  једноквантног  омотача.  Оштар  крај
сваког појаса одговара почетку процеса фотојонизације, тј. оној фреквенцији, при којој
електрон  може  бити  само  избијен  из  датог  омотача,  без  промене  кинетичке  енергије.
Остале  области  појаса  одговарају  избијању  електрона  са  порастом  кинетичке
енергије.[3]

Слика

Рендгенски спектар апсорпције

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

1.3.1

Фотоелектрични ефекат

Фотоелектрични ефекат је процес у којем фотон предаје своју укупну енергију

орбиталном  електрону.Енергија  фотона  се  расподели  на  енергију  везе  којом  је
орбитални  електрон  везан  за  атом  и  на  кинетичку  енергију  ослобођеног  електрона.
Фотоелектични  ефекат  је  могућ  само  на  везаном  електрону  што  је  одређено  законом
одржања  импулса.  На  слици  6  приказан  је  функција  ефикасног  пресека  (  мера
вероватноће дешавања фотоефекта) од енергије. [4]

Слика

Ефикасни пресек фотоефекта

као функција енергије

Са слике се може уочити да се ефикасни пресек смањује са порастом енергије, уз

неколико  оштрих  скокова  на  енергијама  које  одговарају  енергијама  везе  орбиталних
електрона. Уколико фотон поседује енергију која је знатно виша од  енергије везе К-
електрона,  вероватноћа  за  фотоефекат  је  релативно  мала.  Како  се  енергија  фотона
смањује, то и вероватноћа фотоефекта расте да би достигла локални максимум баш за
енергије фотона које су једнаке везивној енергији К-електрона. Процењено је да се око
80 % свих фотоефеката одигра на електронима K- љуске, а ако је енергија фотона нижа
од енергије везе К-електрона, онда је највећа шанса да се процес фотоефекта одигра на
електронима L-љуске. [4]

Ефикасни пресек брзо расте са повећањем редног броја материјала. Ово се може

објаснити чињеницом да са порастом редног броја материјала, расту и везивне енергије
електрона. Како вероватноћа ефекта расте за чвршће везане електроне одатле следи
зависност ефикасног пресека о редног броја материјала.

Електрон избачен из атома, може поседовати кинетички енергију да и сам врши

јонизацију, па је важно и посматрати и правац емитовања таквих фотоелектрона. Угаона
расподела директно зависи од енергије фотона. На слици 7 је приказана угаона
расподела фотоелектрона за различите енергије фотона.

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Слика

Угаона дистрибуција емитованих фотоелектрона за различите енергије фотона

Са  слике  видимо  да  се  са  повећањем  фотонске  енергије,  правац  у  којем  се  емитују
електрони  приближава  правцу  простирања  упадног  фотона,  а  на  нижим  енергијама
електрони  се    са  највећом  вероватноћом  емитују  нормално  на  правац  простирања
упадног фотона.

Електрон који бива ексцитован упадним фотоном, на свом месту оставља

упражњено место које може бити попуњено са електроном виших орбитала. За оне
процесе које су се одриграле на електронима K-љуске, емитована радијација ( за већину
елемената) ће имати фреквенције у области рендгенског зрачења. Зрачење које за узрок
има ову појаву се назива карактеристично рендгенско зрачење. [4]

1.3.2

Расејање зрачења. Комптонов ефекат

Када фотони не нестају у потпуности, већ након интеракције наставе да се крећи али

са  променом  правца,  онда  о  таквим  фотонима  говоримо  као  расејаним.  У  случају  да
приликом  интеракције  није  дошло  до  размене  енергије  говоримо  о  Томсоновом
расејању. Такво расејање се дешава на орбиталном електрону када енергија фотона мања
од енергије везе тог електрона. Ако имамо случај где поред промене угла фотона долази
до промене његове енергије – Комптонов ефекат. То се дешава када је енергија фотона
знатно виша од енергије којом је орбитални електрон везан. Обично се каже да се ова
интеракција  одвија  на  слободном  електрону.  Комптон  је  установио  законитост
зависности енергије фотона од угла његовог расејања.

∆? = 2? sin

(

?
2

)

где је

Комптонова таласна дужина и износи :

2.42 ∗ 10

−12

Из ове формуле можемо запазити да разлика таласних дужина фотона пре и после

интеракције зависи искључиво од угла расејања а не од почетне енергије фотона нити од

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

1.4.4

Расподела вероватноће дешавања у функцији енергије фотона и врсте

материјала

Мера вероватноће дешавања интеракције фотона са материјом може се добити

као сума ефикасних пресека фотоефекта, Комптоновог расејања и стварања парова. Сва
три ефикасна пресека имају другачију зависност од енергије и редног броја материјала.
На слици 9 приказана је промена масеног атенуационог коефицијента са енергијом за
све три интеракције.

Слика

Масени атенуациони

коефицијент за појединачне интеракције и укупни масени атенуациони

коефицијент

Јасно  се  види  да  на  нижим  енергијама  доминира  фотоефекат,  да  би  на  средњим
енергијама допринос Комптоновог ефекта био доминантан. Како ефикасни пресек за оба
процеса  опада  са  порастом  енергије  и  укупни  масени  атенуациони  коефицијент  се
смањује  како  расте  енергија  фотона.  На  високим  енергијама  утицај  фотоефекта  и
Комптоновог ефекта је занемарљив и једини начин којим се фотони уклањају из снопа
јесте стварање парова. [4]

На слици 10 приказана је зависност вероватноће настајања поједних ефеката од

енергије  фотонског  зрачења  и  редног  броја  медијума    кроз  које  зрачење  пролази.  На
ниским енергијама доминантан допринос ће имати фотоелектрични ефекат. Он ће имати
и  највећи  удео  у  атенуацији  фотонског  зрачења  и  на  нешто  вишим  енергијама,  реда
величине  неколико  стотина  keV,  али  само  за  атенуаторе  високог  атомског  броја.
Стварање парова доминира на високим енергијама, од неколико  MeV и више, док на
средњим енергијама највећи удео атенуацији има некохерентно зрачење тј Комптонов
ефекат.  Комптонов  ефекат  ће  бити  доминантан  и  на  гранично  ниским  и  високим
енергијама у случају када се редни број атенуатора налази у подручју ниских вредности
[4]

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Слика

Области доминације појединачних ефеката у зависности од

Радиографска слика је резултат разлике апсорбованих фотона (фотоелектрични

ефекат) и оних који нису. Већина Х-зрака интерагује путем Комптоновог ефекта. Слика
у  радиографији  је  последица  само  приближно  1  %  фотона  емитованих  из  рендгенске
цеви. Главни фактор који утиче на вероватноћу апсорпције је напон kVp-киловолтажни
пик.  Апсорпција  се  повећава  са  смањењем  kVp  ,  али  то  значи  и  повећање  дозе  за
пацијента  са  сетованим  mAs  за  квалитетну  слику.  Такође,  вероватноћа  Комптоновог
ефекта расте са повећањем енергије Х-зрака односно са повећањем kVp. Међутим како
се  kVp  повећава,  више  фотона  пролази  кроз  пацијента  без  интеракције  и  потребна  је
мањи флук  фотона тј мањи производ струје и времена трајања  експозиције (mAs).  За
сликање и диференцију у меким ткивима потребни су мали киловолтажни напони, али
зато нам је потребна већа mAs ( код мамографије). Из овога можемо да закључимо да
нам је за квалитетне радиографске слике потребно добро познавање интеракција фотона
са  материјом  ради  смањења  дозе  на  најмањи  могући  ниво.  На  слици  11  приказан  је
реднгенски снимак плућа за различите вредности примењеног напона.

Слика

Радиографски

снимци плућа при различитим параметрима

Слика (А) је примењен је напон од 50 kVp, а на слици (B) напон од 150 кVp. Мања
енергија насталог Х-зрачења на слици (А) је дала бољи контраст између костију и меког
ткива због значајног удела фотоелектричног ефекта у костима.

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

2.2

псорбована доза

Концепт експозиционе дозе и рендген као јединица су се показали доста практичним,

једноставно мерљивим концептом и добрим стандардом за електромагнетну радијацију
у  ваздуху.  Међутим,  било  је  потребно  увести  и  нове  концепте  како  би  смо  то  могли
применити  како  за  различите  изворе  јонизације  тако  и  за  различите  материјале-
медијуме,  поготово  за  ткива.  Примарна  величина  која  се  користи  у  дозиметрији  је
апсорбована доза. Дефинише се као енергија апсорбована од јединичне масе од било које
врсте јонизујућег зрачења и у било ком материјалу.

? =

∆?

Јединица за апсорбовану дозу је греј [Gy] и односи се са старом јединицом рендген

као 1 Gy = 100 R. Апсорбована доза се често помиње само као доза, третира се као
тачкаста функција, узимајући вредност у свакој тачки озраченог објекта.

Могућно је и дефинисати јачину апсорбоване дозе јонизујућег зрачења као количник

дозе и времена експозиције.

?̇ =

Уведена је из запажања да биолошки ефекти јонизујућег зрачења не зависе само од

величине дозе него и од времена озрачивања. Ово је јако важно за процену изложености
професионално изложених лица и њихову категоризацију.

2.3

Еквивалентна доза

Дуго је било познато да вредност апсорбоване дозе потребна да се постигне 50 %

ћелијског  уништења  је  често  била  различита  за  различите  врсте  извора  јонизујућег
зрачења.  Поводом  тога,  Међународна  комисија  за  радијациону  заштиту,  Национални
савет  за  радијациону  заштиту  и  мерење  и  Међународна  комисија  за  радијацијске
јединице  и  мерења  увеле  су  концепт  еквивалентне  дозе  ради  сврхе  заштите  од
јонизујућег зрачења. Дозни еквивалент

је дефинисан као производ апсорбоване дозе

и бездимензионог фактора квалитета

који зависи од линеарног енергетског

трансфера ( средња енергија коју честица зрачења остави по јединици пута) [5]

? = ??

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Табела са усвојеним бројним вредностима фактора квалитета за различите врсте

зрачења:

Врста зрачења

Фактор квалитета Q

Рендгенско, гама, бета

Термални неутрони

Неутрони и протони

Алфа честице

Тешка језгра

Јединица за еквивалентну дозу је сиверт [Sv].

За процену еквивалентне дозе коју прими професионално изложено особље, може да

се искористи резултати мерења јачине амбијеталног дозног еквивалента на месту где
борави рофесионално лице. :

Извор јонизујућег зрачења : рендген уређај за снимање, EI Niš Superix 1000

На месту руковаоца измерена је јачина амбијеталног дозног еквивалента од : 4.5

µSv/h

[?̇

]

У просеку број експозиција је 10 [n] дневно а током 250 дана годишње.[y]

Време експонирања је узето максимално могуће : 0.5 s [t]

? = ? ∗ ?̇ ∗ ? ∗ ? ∗

3600

Према формули процена ефективне дозе за радно место руковаоца износи : 1.6(3)

µSv/god што према Правилнику о границама излагања јонизујућим зрачењима и
мерењима ради процене нивоа излагања јонизујућим зрачењима ( Сл. Гласник 86/11 и
50/18) сврстава лица запослена на овом радном месту у категорију Б професионално
изложених лица.

Нису сви органи подједнако осетљиви на дејство јонизујућег зрачења:

I група ( најризичнији) : гонаде, хематопоезни апарат, тело као целина

II група: штитна жлезда, јетра, бубрези, очно сочиво

III група (најотпорнији) : кожа, шаке, кости

Стога, уводи се величина ЕКВИВАЛЕНТНА ДОЗА ЗА ОРГАН ИЛИ ТКИВО: У

посматраном органу или ткиву T, еквивалентна доза

T,R

настала од зрачења R даје се

релацијом:

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

2.5

Оперативне величине везане за заштиту од зрачења

- ЛИЧНИ ЕКВИВАЛЕНТ ДОЗЕ Hp(d); d представаља дубину у милиметрима испод
површине тела :

- Hp(10) eквивалентна доза у меком ткиву на дубини од 10 mm испод неке тачке

на телу. Ефективна доза спољашњег излагања при униформном излагању целог тела (
без коришћења заштите) изједначава се са личним еквивалентном дозе Hp(10). Ради
одређивања ефективне дозе спољашњег зрачења у условима неуниформног озрачивања,
обавезно је коришћење најмање два лична дозиметра: један који се носи испод заштитне
кецеље и други који се носи изнад заштитне кецеље.

-Hp(0,07) лична површинска еквивалента доза – еквивалентна доза у меком ткиву

на дубини од 0,07 mm испод одређене тачке на телу. У одређеним условима истоветна
је са кожном дозом.

- АМБИЈЕТАЛНИ ДОЗНИ ЕКВИВАЛЕНТ H

(d) - H

(10) еквивалента доза у тачки поља

зрачења у ИЦРУ сфери (сфера са пречником од 30 cm, и са густином од 1 cm/g

ткивно-

еквивалентног материјала који се састоји од 76.2% O, 11.1% C, 10.1% H и 2.6% N) на
дубини од 10 mm.

- КЕРМА – K; Kinetic Energy Realesed per unit Mass : Количина енергије која се ослободи
по јединици масе.

? =

Керма представља количник збира свих почетних кинетичких енергија

јонизујућих честица ослобођених секундарно јонизујућим наелектрисаним честицама

у материјалу масе dm. Јединица за керму је греј [Gy]

Ова величина се користи најчешће у случају када се посматра рендгенско

зрачење, односно када се користе подаци за прорачун изложености професионално
изложених лица и пацијената у рендген дијагностици. Керма има исту вредност као и
апсорбована доза у ваздуху и користи се да опише поље зрачења у присуству или
одсуству пацијента. У области радиографије керма у меком ткиву је приближно једнака
керми у ваздуху ( у зависности од енергије фотона), тако да се у заштити зрачења могу
изједначити.

ЈАЧИНА КЕРМЕ :

?̇

?̇ =

- представља промену керме у неком временском интервалу. Јединица за јачину

односно брзину керме је греј по секунди [Gy/s]

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Биолошки ефекти рендгенског
зрачења

Биолошки ефекти рендгенског зрачења

Човек је од свог настанка изложен природној радиоактивности. Са почетком

нуклеарног доба ,човек је поред природне изложен и вештачкој радиоактивности, у које
се  убрајају:  медицинске  процедураме,  конзумерски  производи,  при  контакту  са
индустријским  изворима  радијације,  у  истраживачким  делатностима  итд.
Професионална  лица  изложена  јонизујућим  зралењима  могу  да  добију  дозу  у
свакодневном  обављању  пословних  задатака  нпр  рендген  техничари  који  раде  у
контролисаној зони (нпр ангио сала), физичари које раде у нуклеарној медицини итд.
Знајући  да  је  изложеност  разним  изворима  јонизујућег  зрачења  свакодневна  појава,
потребно је познавати биолошке ефекте зрачења на човека, како би свели штетне утицаје
на минимум.

При интеракцији јонизујућег зрачења са људским организмом долази до јонизације

и ексцитације у ткиву, што ремети нормалне метаболичке процесе у ћелији. Узимајући
у обзир ове чињенице људско тело је изложено биолошкој штети, а та штета ће зависити
од  различитих  фактора  од  којих  су  главни,  природа  и  енергија  датог  зрачења,  доза,
експозиционо  време  и  тип  изложеног  ткива/органа,  старост  изложене  особе,
радиосензитивност органа итд. Излагање јонизујућој радијацији може бити спољашње
или унутрашње од чега ће зависити да ли ће и колико ће брзо биолошки ефекти развити
у клиничке симптоме. Највећи број података о штетном утицају на људски организам
долази  из  посматрања  преживеле  популације  након  експлозије  атомске  бомбе  у
Хирошими и Нагсакију, домородачком становништву на Маршалским острвима које су
били  изложени  зрачењу  насталом  након  проби  нуклеарних  бомби,  рударима  у
уранијумским  рудницима  и  људима  који  су  били  у  непосредној  околини  нуклеарних
инцидената.

Табела са неким изворима јонизујућих зрачења

Природни извори

Вештачки извори

Спољашње зрачење:

•

Космичко зрачење

•

Teрестријално зрачење
(радионуклеиди у стенама)

Унутрашње зрачење:

•

Инхалацијом (радон)

•

Ингестијом

•

Дијагностичка и терапијска
медицина

•

Индустрија

•

Нуклеарне електране

•

Нуклеарни акциденти

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Када је ћелија изложена зрачењу, вероватноћа интеракције са молекулом ДНКа

је  веома  мала  јер  су  критичне  компоненте  које  је  чине,  веома  мали  делови  ћелије.
Међутим, сваку ћелију, као што је то и случај са људским телом, чини велики део вода.
Зрачење услед тога има највећу шансу интераговања са молекулима воде. Када дође до
интеракције  са  молекулима  воде,  зрачење  поседује  довољну  енергију  да  раскине
водоничну  везу  којим  је  везан  молекул.  Приликом  интеракције  Х-зрачења  са  водом
долази до формирања два типа слободних радикала :

→ ?

+ ??

−

Може такође ступити у неколико различитих интеракција :

+ ?

? → ?

+ ??

−

+ ?

→ ?

? + ?

−

+ ?

→ (?

−

→ ?

+ ??

−

Видимо да као резултат радиолизе воде, услед дејства јонизујућих зрачења у ћелији
настају акватизовани електрон,

−

радикал и

радикал у приближном односу 45% :

45%: 10%. Ови радикали веома брзо реагују са компонентама ДНК молекула. Наведени
радикали, који нису учествовали у хемијским променама у ћелији се брзо рекомбинују
уз ослобађање топлоте. Присуство кисеоника у околини реакције, може да омогући да
као  производ  настане  и  веома  токсична  супстанца  као  што  је  водоник-пероксид  која
даље може да допринесе деструкцији ћелије што значи да количина присуства кисеоника
може  да  утиче  на  појачавање  последица  зралчења,  што  опет  зависи  од  типа  ткива.  У
радијационој терапији ово представља проблем, јер су туморна ткива слабије снадбевена
кисеоником  па  у  том  делу  у  односу  на  здраве  ћелије  показују  степен
радиорезистентности.

Од способности организма да редукује концентрацију наведених слободних

радикала  у  ћелији  помоћу  антиоксиданаса  зависи  које  нивое  зрачења  ће  моћи  да
толерише. Могућности организма да ствара анитиоксиданте је у највећој мери генетски
предодређена али зависи и од пола, старосне доби, здраственог стања, начина живота и
услова у животној средини. Радиосензитивност у великој мери зависи од ензиматског
садржаја  ћелије,  јер  без  ових  специфичних  протеина  многе  реакције  антиоксидантне
одбране  не  могу  да  се  реализују.  Један  од  важних  ензима  помоћу  којих  се  отклања
супероксид анјон

је супероксид дисмутаза. Осим ензима, антиоксидантној одбарни

доприносе и Ц витамин, β-каротин, као и биолошки активни пептид глутатион. [7]

Слика

Индиректна интеракција са материјом

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Нису све живе ћелије једнако осетљиве на зрачење. Оне ћелије које се активније

размножавају  су  осетљивије  од  оних  који  нису.  Разлог  лежи  у  томе  да  деоба  ћелија
захтева тачну ДНК информацију да би ћерке ћелије преживеле. Директна интеракција
радијације са активном ћелијом би могла да резултује смрћу или мутацији ћелије, где би
иста та интеракција код статичне ћелије имала мање последица. Као резултат, све живе
ћелије се могу категорисати у односу на брзину њихове репродукције, што даље говори
о  њиховом  осетљивошћу  на  радијацију.  На  пример,  лимфоцити  (бела  крвна  зрнца)  и
ћелије  које  константно  производе  крв  се  константно  регенеришу  и  према  томе  су
најосетљивије  тј најрадиосензитивније. Репродуктивне и гастроинтестилне ћелије се не
репродукују па су и мање осетљивије. Ћелије које су најрадиорезистентније су ћелије
које чине мишиће и нерве, јер имају најмању рату репродукције.

Слика

Циклус ћелије у зависности од штете нанете јонизујућим зрачењима

Ћелије као и људско тело имају способност да врше поправке штете. Као резултат

тога, свако зрачење неће неповратно извршити штету ћелији. У много случајева, ћелије
у потпуности поправе сваку насталу штету  и наставе своје нормално функционисање
(Слика 15). У колико је штета била довољно тешка, изложена ћелија ће умрети. У неким
случајевима,  оштећена  ћелија  ће  успети  да  се  подели  али  ће  ћерке  ћелије  услед
недостатка критичких животних компоненти да умру. Друга опција је да озрачена ћелија
не  умре,  већ  мутира.  Мутирана  ћелија  се  даље  репродукује  и  кроз  потомство  чува
мутацију.  Ово  може  да  узрокује  појаву  малигног  тумора.  Аналогно,  осетљивост
појединих органа на зрачење ће у  великој  мери зависити од  типа ћелија која чине то
ткиво тј орган.

Пример једног веома осетљивог ћелијског система је малигни тумор. Кад је тумор

изложен радијацији, спољашњи слој тумора ( богат крвним судовима – кисеоником и са
високом ратом репродукције ) бива брзо уништен и то узрокује „скупљање“ тумора. Ако
је тумор изложен масивној дози може бити комплетно уништен али то може да убије
пацијента, уместо тога постепено се даје доза, што дозвољава здравим ћелијама да се
регенеришу а истовремено постепено смањујући веома сензитивни тумор. [8]

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Временска расподела озрачивања; Мера којом се администрира – апсорбује доза

је најважнији фактор који ће одредити биолошки ефект. Будући да степен опоравка
ћелије у многоме зависи и од степена оштећења ћелија, значи да ће иста доза
расподељена на дужи временски период имати различити учинак у односу на исту дозу
администрирану у кратком временском интервалу.

Топографска расподела дозе; Величина површине озраченог дела тела је важан

параметар – већа површина експонираног дела тела, уколико су остали фактори једнаки,
биће и већа штета по укупни организам. Ово је због тога што је већи број ћелија озрачен,
па је и већа вероватноћа штетног утицаја на ткива и органе. Чак и делимична заштита
дела високорадиосензитивних органа као што су слезина и коштана срж могу значајно
да ублаже штетност. Један очигледан пример је у радиотерапији, у којој би доза била
смртоносна уколико би се доставила целом телу а која се доставља веома лимитираним
областима тумора.

Апсорбована доза; Са порастом дозе расту и штетни ефекти излагања.

Радијациони ризик и Генетска оштећења; под овим се подразумева вероватноћа

да једна особа задобије повреду као последицу озрачивања, односно да апсорбована доза
изазове штетни ефекат.

3.2.2.

Модели односа дозе и ефекта

Постоји много модела које предвиђају однос између радијационе дозе и ефекта

које то има на одређену биолошку мету. Разлике између тих модела огледају се у
различитим фундаметалним претпоставкама. На слици 16 приказана су три модела која
описују реакцију биолошког система на примењену дозу. [16]

Слика

Модели односа дозе и ефекта

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

ЛНТ  модел;  Овај  модел  претпоставља  да  је  било  који  ниво  изложености
радијацији  штетан  и да  ризик  расте  линеарно  са  порастом  дозе.  Овај  модел  се
примењује  у  области  заштите  од  зрачења  коме  је  сврха  да  минимизује  ризике
професионално изложеним лицима

ТМ модел; Овај модел претпоставља да ризик расте линеарно са порастом дозе
али тек након достизања неке граничне вредности дозе-прага. Испод те вредности
не треба очекивати штетне ефекте.

ХМ модел; Овај модел претпоставља двојну природу биолошких ефеката
зрачења, где испод одређеног нивоа радијација стимулише одређене механизме у
ћелији које делују заштитнички а штетни ефекти се испољавају када се тај праг
пређе

3.3

Медицинско излагање

Х-зрачење је кориштено током 1930их и 1940их ради смањивања тимуса- грудних

жезда код деце. Третмани су такође могли да изложе великим дозама штитне жлезде –
једне  од  најподложнијих  ткива  за  развој  рака.  Натпросечно  велики  проценат  је  међу
популацијом над којом је примењен овај метод кад су били деца, развио разне облике
бенигног  и  малигног  тумора.  Такође  током  1940  и  1950их  је  било  уобичајно  лечење
болести tinea capitis код деце, Х-зрачењем. Доза од неколико Gy је била администрована
како би се узроковала привремена епилација, тако да се фоликул длаке могао ефектније
третирати лековима. Ова процедура је такође допринела значајној дози тироидне жлезде.
После  оснивања  државе  Израел,  tinea  capitis  је  достигао  епидемијске  размере  међу
имигрантина  који  су  долазили  тамо  из  Северне  Африке.  Израелски  лекари  су  овом
процедуром  третирали  око  10000  имигрантске  деце,  након  чега  се  приметило
шестоструко  повећање  вероватноће  формирања  малигног  тумора  у  односу  на
популацију  која није била изложена. Испитивање  спроведено међу 2215 пацијената у
Њујорку,  третираних  сличном  процедуром,  показало  је  висок  број  оболелих  од
тироидних аденома, леукемије, и канцера мозга.[9]

Медицинско излагање јесте излагање пацијента или појединца без сиптома болести

током медицинског или стоматолошког дијагностичког поступка или лечења, у корист
њиховог  здрављ,  као  и  излагање  неговатеља  и  лица  која  помажу  пацијентима  и
волонтера у медицинском и биомедицинском истраживању. Медицинско излагање мора
да се спроводи тако да укупна корист од излагања јонизујућем зрачењу у дијагностичке
и  терапијске  сврхе  буде  већа  од  штете  од  излагања  појединца  јонизујућем  зрачењу
узимајући  у  обзир  делотворност,  користи  и  ризике  доступних  алтернативног  техника
које имају исти циљ и при којима нема излагања јонизујућем зрачењу или га има мање.
Медицинско излагање се спроводи на начин да дозе буду што је могуће ниже у складу
са траженим медицинским информацијама узимајући у обзир економске и друштвене
факторе.  Оптимизација  медицинских  излагања  врши  се  уз  примену  дијагностичких
референтних нивоа који се редовно проверавају.[10]

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Линеарни акцелератори - ЛИНАК

Линеарни акцелератори

ЛИНАК

Медицински линеарни акцелератори (ЛИНАК) убрзавају електроне до енергија

у опсегу 4-25 MeV-а користећи микроталасна радиофреквентна поља (РФ) у оспегу
фреквенција 10

-10

MHz, с тим да већина користи поље фреквенције 2856 MHz. [12]

У ЛИНАКу, електрони се убрзавају праволинијски у посебним структурама познатим
као  акцелераторски  таласоводи.  Разне  врсте  ЛИНАК-а  су  доступне  за  медицинску
употребу.  Неки  генеришу  Х-зраке  у  нисковолтажном  опегу    (4  –  6  MeV),  док  остали
обезбеђују  и  Х  зраке  и  електроне  на  разним  мегаволтажним  енергијама.  Типични
модерни ЛИНАК пружа две фотонске енергије (6, 10 и 15 MeV) и неколико електронских
( 6, 9, 12, 16 и 22 MeV). [12]

ГЕНЕРАЦИЈЕ ЛИНАК-а

Током протеклих 40 година медицински линеарни акцелератори су прошли кроз пет
генерација од којих је свака увела неку новину [12] :

•

Нискоенергетски фотони (4–8 MeV).

•

Средњенергетски фотони (10–15 MeV) и електрони; закривљени сноп;
покретљива мета; дуална јонизациона комора.

•

Високоенергетски фотони (18–25 MeV) и електрони; вишеструке енергије
електрона; ахроматски закривљени магнет; асиметрични колиматор.

•

Високоенергетски

фотони

електрони;

компјутерски

контролисана

оперативност; електронски имиџинг; мултислојни колиматор.

•

Високоенергетски фотони и електрони; модулација фотонског снопа; динамична
предаја дозе уз помоћ мултислојног колиматора

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

4.2 Структура ЛИНАК

4.2.1 Компоненте модерног ЛИНАКа

Линеарни акцелератори се састоје од више технолошких подсистема повезаних у

функционалну  целину.  Да  би  се  практично  користили  у  спровођењу  савремених
сложених техника зрачења, морају задовољити посебне конструкционе захтеве (Слика
18). Основа дизајна ЛИНАКа се састоји у томе да статив акцелератора причвршћен за
фиксно  поље,  заједно  са  колиматором  и  терапијским  столом  ротирају  око  заједничке
тачке  које  се  зове  изоцентар.  Циљ  радијационе  терапије  је  да  се  средина  тумора  у
пацијенту (мета) постави у изоцентар, тако да је без обзира на угао статива, колиматора
или  тераписјког  стола,  зрачни  сноп  увек  усмерен  на  мету.  На  слици  18  су  приказане
главне  комоненте  акцелератора:  постоље,  гентри  са  главом  акцелератора,  колиматор,
терапијски сто и ласерски систем позиционирања пацијента [14]

Слика

Основна геометрија медицинског акцелератора са терапијским столом

[15]

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

4.2.3 Инјекциони систем

Инјекциони систем је извор електрона. У суштини, то је једноставан

електростатички акцелератор познат и као електронски топ. Два типа топа се користе
као извори у медицинским линарним акцелераторима: диодни и триодни.

Електрони се термички емитују из загрејане катоде, усмеравају се у сноп помоћу

закривљене фокусирајуће електроде и убрзавају ка перфорираној аноди кроз коју скрећу
да  би  ушли  у  убрзавајући  таласовод.  У  триодном  топу,  међутим,  катода  се  држи  у
статичком негативном потенцијалу (обично –20 kV). Решетка триодног топа обично се
држи  довољно  негативна  у  односу  на  катоду  да  одсече  струју  ка  аноди.  Затим  се
убризгавање електрона у убрзавајући таласовод контролише импулсима напона, који се
примењују  на  решетку  и  морају  бити  синхронизовани  са  импулсима  примењеним  на
микроталасни  генератор.  Уклоњиви  триодни  пиштољ  високоенергетског  линца
приказан је на слици 20 [12].

Слика

Триодни пиштољ типичног

високоенергетског ЛИНАКа (

Varian Clinac-18)

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

4.2.4

Генератор РФ снаге

Микроталасно зрачење које се користи у акцелераторском таласоводу за убрзавање
електрона до жељене енергије производи РФ систем који се састоји од две главне
компоненте:

•

Извор РФ енергије

•

Пулсни модулатор

Извор је обично магнетрон или клистрон. Оба су уређаји који користе убрзање електрона
у вакуму како би произвели високоенергетско РФ поље. Користе термичку емисију
електрона са загрејане катоде и убрзавају их ка аноди у пулсном електростатичком
пољу.[12]

4.2.5 Акцелераторски таласовод

Улога таласовода је да инјектоване електроне од стране електронског топа убрза до

мегаволтажних кинетричких енергија помоћу радиофреквентних електромагнетних тласа.

Убрзање електрона се одвија у цеви са шупљинама (обично од чистог бакра) са веома

високим вакуумом на два начина, прогресивним или стојећим таласом. Резонантне

шупљине у таласоводу се прогресивно скраћују дуж цеви у складу са убрзањем електрона.

Шупљине служе за дистрибуцију наизменичног електромагнетног поља кога изазива

стојећи (прогресивни) микроталас и који убрзава убачене електроне. Улога шупљина је да

повећају интензитет микроталасом условљеног променљивог електромагнетног поља. На

једном крају таласовода се налази електронски топ, а на другом крају је магнет закретања

електронског снопа.Прозор за довод микроталаса који је генерисан у РФ покретачу и

појачан клистроном, односно у магнетрону, смештен је ближе електронског топа.

Унутрашњост таласовода је под високим вакуумом. [14]Акцелераторски таласовод стојећег

таласа приказан је на слици 21.

Слика

Акцелераторски таласовод стајаћег таласа

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

4.2.8

Колимација снопа

У типичном модерном медицинском ЛИНАК-у колимација фотонских снопова постиже
се са два или три колиматорска уређаја[12]:

● Примарни колиматор;

● Секундарни покретни колиматори

● MLC (опционално).

Поред примарних и секундарних колиматора, клинички електронски снопови се такође
ослањају на апликаторе електронских снопова (чуњева) за колимацију снопа.

•

Примарни колиматор дефинише највећу расположиву величину кружног поља и
конусни је отвор обрађен у заштитни блок од волфрама, а странице конусног
отвора избочене су на ивицама мете на једном крају блока и на равни филтер на
другом крају.

•

Секундарни колиматори који дефинишу сноп састоје се од четири блока, од којих
два чине горње, а два доње чељусти колиматора. Они могу да обезбеде
правоугаона или квадратна поља у изоцентру ЛИНАК-а, са страницама реда
неколико милиметара до 40 центиметара.

4.2.9 Продукција електронских снопова

Већина ЛИНАK-а више енергије, осим што пружају једноструке или двоструке

фотонске енергије, такође пружају снопове електрона са неколико номиналних енергија
снопа у опсегу од 6 до 30 МеV.

Да би се активирао режим електронског снопа, из електронског зрака уклањају се

и  мета  и  спљоштени  филтер  режима  снопа  Х-зрака.  Сноп  електрона  излази  из
вакуумираног  система  за  транспорт  снопа  кроз  танак  прозор  обично  направљен  од
берилијума,  који  својим  малим  атомским  бројем  минимизира  расипање  снопа  и
стварање закочног зрачења. [12]

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

4.2.10 Контрола дозе

IEC 60601-2-1 [14] детаљно прописује стандарде за мониторе зрачења уграђене у
клиничким линеарним акцелераторима.

Најчешћи монитори у ЛИНАКа су преносне јонизационе коморе трајно уграђене у
клинички сноп фотона и електрона за континуирано надгледање излаза зрака током
лечења пацијента.

•

За сигурност пацијента, систем за дозиметрију ЛИНАК-а се обично састоји од
две одвојене затворене јонизационе коморе са потпуно независним напајањем и
електрометрима за очитавање. Ако примарна комора закаже током лечења
пацијента, секундарна комора ће прекинути зрачење, обично након испоруке
додатне дозе од само неколико процената изнад прописане дозе.

•

Примарна јонизациона комора мери МЈ(мониторске јединице). Типично,
осетљивост електричног кола коморе се подешава на такав начин да 1 МЈ
одговара дози од 1 cGy која се испоручује у воденом фантому на дубини дозе
максималне на централној оси снопа када је озрачена пољем 10 × 10 центиметара
на удаљености од извора до површине од 100 центиметара.

•

Једном када је достигнут унапред задати број МЈ, круг примарне јонизационе
коморе искључује ЛИНАЦ и прекида испоруку дозе пацијенту. Пре него што се
започне ново озрачивање, потребно је ресетовати МЈ приказе на нулу, даље
озрачивање није могуће док се не направи нови избор МЈ.

•

ЛИНАК мора бити опремљен системом за надгледање који непрекидно приказује
брзину дозе изоцентра машине и прекида сноп када измерена брзина дозе
премаши двоструко већу вредност одређену техничким описом машине.

•

Када је ЛИНАК способан да производи више од једног снопа (Х-зраке или
електрони), након престанка зрачења спречава се даље озрачивање све док се
поново не изврши избор енергије и врсте снопа у контролој конзоли.

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

5. Контрола квалитета киловолтажног
извора

Како законском регулативом, ни постојећим стандардима нису регулисани

критеријуми који се примењују на њихову дозиметријску контролу, параметре
испитивања и дозвољене границе одступања применићемо из већ постојећих процедура
у завнисности од начина коришћења киловолтажних извора.

5.1 Законска оправданост контроле квалитета киловолтажног
извора

Процес оптимизације излагања обухвата: избор опреме, конзистентно бележење

и чување дијагностичких података или терапијских резултата као и практична искуства,

осигурање квалитета,

укључујући

контролу квалитета

, процењивање и израчунавање

доза пацијента или активности примењених радиофармацеутика, сагласно економским
и социјалним факторима [11, Члан 18]

За сва медицинска излагања појединца у радиотерапијске сврхе обавезно је

индивидуално планирање излагања циљне запремине ткива; узимајући у обзир да дозе
ткива изнад циљне запремине морају бити толико мале колико је објективно могуће
постићи, сагласно планираној примени радиотерапијског излагања. [11, Члан 14]

Такође, све дозе које настају услед медицинског излагања, изузев доза планираних
радиотерапијским поступцима, треба остварити на најнижим могућем нивоу који је
одговарајући за добијање дијагностичке информације, узимајући у обзир економске и
социјалне факторе. [11, Члан 14]

Носилац лиценце за радијациону делатност у медицини дужан је да обезбеди

предузимање свих реалних корака да би се смањила могућност и учесталост примене
случајних или ненамерних доза на пацијента услед радиолошке праксе, узимајући у
обзир економске и социјалне факторе. [11, Члан 27]

Рендгенско зрачење у дијагностичкој и интервентној радиологији мора бити

филтрирано и сви филтри означени на начин да је могуће одредити укупну филтрацију
корисног снопа [11, Члан 35]

Рендгенски апарати за снимање морају бити опремљени светлосним

индикатором. Разлика између озраченог и осветљеног поља не сме бити већа од 2 %,
осим код апарата за снимање деце где не сме бити већа од 1% [11, Члан 36]

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Пријемна и периодична испитивања рендген апарата, акцелератора и других

уређаја који производе јонизујуће зрачење у медицини и стоматологији обухватају
следеће:

Проверу података о рендген-апарату или акцелератору;

Визуални преглед просторија у којима је смештен рендген-апарат или
акцелератор у смислу безбедности њиховог коришћења.

Испитивање функционалне исправности сигурносних уређаја рендген-
апарата или акцелератора нарочито за укључивање и искључивање рада,
сигналних уређаја и уређаја за даљинско управљање, могућност коришћења у
складу са спецификацијама приозвођача

Испитивања одређених параметара рендген-апарата или акцелератора у циљу
провере да ли је обезбеђен задовољавајући квалитет дијагностичке
информације или терапијског ефекта

уз минимално излагање пацијента

Ови параметри су дати у: Табели 1 ( рендген-апарати за снимање) , Табели 2
(рендген-апарати за  мамографију), Тебели 3( системи за развијање филмова),
Табели  4  (  системи  за  посматрање  филмова),  Табели  5  (рендген-апарати  за
просветљавање),  Табели  6  (  уређаји  за  компјутеризовану  томографију),
Табели  7  (стоматолошки  рендген  апарати)  и  Табели  8(акцелератори  у
радиотерапији) овог прилога [11]

Табела

1 Параметри испитивања, дозвољене границе одступања и периоди проверавања раднген апарата за

снимање

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Мерења су вршена на Институ за онкологију Војводине.Испитивање је вршено

на 4 киловолтажна извора линеарних акцелератора: Electa Versa HD 1, Electa Versa HD
2, Varian True Beam, Varian Vital Beam.

5.3 Геометрија и поставке мерења

Слика

Електа Верса ХД са Киловолтажним извором и детектором

Киловолтажни извор и детектор се наместе тако да направе такву геометрију као

у класичној рендгенској графији. Киловолтажни извор се налази изнад детектора са осом
која пролази кроз центар детектора и центар рендгенске цеви. Та оса се налази под углом
од 90 степени у односу на осу лежећег пацијента. Mерни уређај се поставља на
Киловолтажни детектор, у центар снопа, коришћем светлосних индикатора испитиваних
уређаја. Између мерног уређаја и извора зрачења не треба да постоји никаква додатна
филтрација-препрека.

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

5.4 Мерења

5.4.1 Високи напон

1. ТАЧНОСТ:

Мерење се врши при различитим вредностима напона.

Varian True Beam

Задата вредност [ kV ] Мерена вредност [ kV ]

Одступање [ kV ]

Одступање [ % ]

85.00

86.65

1.65

1.94

81.00

80.55

0.45

0.55

100.00

101.8

1.80

Испуњеност према
Табела 1

ДА

Varian Vital Beam

Задата вредност [ kV ]

Мерена вредност [ kV ] Одступање [ kV ]

Одступање [ % ]

85.00

86.07

1.07

1.26

81.00

80.95

0.05

0.06

100.00

101.6

1.60

Испуњеност према
Табела 1

ДА

Electa Versa HD -1

Задата вредност [ kV ]

Мерена вредност [ kV ] Одступање [ kV ]

Одступање [ % ]

100

95.87

4.13

120

114.20

5.8

4.83

Испуњеност према
Табела 1

ДА

Electa Versa HD -2

Задата вредност [ kV ]

Мерена вредност [ kV ] Одступање [ kV ]

Одступање [ % ]

100

96.78

3.22

120

119.50

0.50

0.41

Испуњеност према
Табела 1

ДА

Одступање[kV]:

zadato

mereno

−



Одступање[%]:

100

(%)





zadato

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

5.4.2

Радијациони излаз

1. ВРЕДНОСТ РАЦИЈАЦИОНОГ ИЗЛАЗА

Минимални захтевани радијациони излаз инзноси 0,025 mGy/mAs према Правилнику

о примени извора јонизујућих зрачења у медицини (Сл. Гл. РС 1/12 од
11.01.2012)Узима се она вредност која је добијена при највећем оптерећењу цеви.

Varian True Beam

Задато [kV]

Задато [mAs]

Мерено [mGy]

Израчунато [mGy/mAs]

0.350

0.07

Испуњеност према
Табела 1

ДА

Varian Vital Beam

Задато [kV]

Задато [mAs]

Мерено [mGy]

Израчунато [mGy/mAs]

100

0.792

0.10

Испуњеност према
Табела 1

ДА

Electa Versa HD -1

Задато [kV]

Задато [mAs]

Мерено [mGy]

Израчунато [mGy/mAs]

120

0.273

0.05

Испуњеност према
Табела 1

ДА

Electa Versa HD -2

Задато [kV]

Задато [mAs]

Мерено [mGy]

Израчунато [mGy/mAs]

120

0.234

0.04

Испуњеност према
Табела 1

ДА

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

2. ПОНОВЉИВОСТ РАДИЈАЦИОНОГ ИЗЛАЗА

Поновљивост радијационог излаза се добија из најмање 5 експозиција извршеним

на истом високом напону, при различитм оптерећењима цеви (mAs). Како је на уређају
не могуће независно подешавање струје кроз рендгенску цев и времена експозиције,
испитаћемо поновљивост радијационог излаза како се одржава у току поновљених
експозиција са идентичним параметрима.

Varian True Beam

Задато [kV]

Задато
[mAs]

Мерено
[mGy]

Израчунато
[mGy/mAs]

Коефицијент
варијације[ % ]

0.3506

0.0701

1.6

0.3601

0.0720

0.3497

0.0699

Испуњеност
према Табела 1

ДА

Varian Vital Beam

Задато [kV]

Задато
[mAs]

Мерено
[mGy]

Израчунато
[mGy/mAs]

Коефицијент
варијације[ % ]

100

0.7930

0.0991

0.1

0.7921

0.0990

0.7924

0.0991

Испуњеност
према Табела 1

ДА

Electa Versa HD -1

Задато [kV]

Задато
[mAs]

Мерено
[mGy]

Израчунато
[mGy/mAs]

Коефицијент
варијације[ % ]

100

0.5

0.01523

0.0305

8.3

0.01798

0.0360

0.01653

0.0331

Испуњеност
према Табела 1

ДА

Electa Versa HD -2

Задато [kV]

Задато
[mAs]

Мерено
[mGy]

Израчунато
[mGy/mAs]

Коефицијент
варијације[ % ]

120

0.234

0.0468

7.5

0.218

0.0436

0.253

0.0506

Испуњеност
према слици 18-
Табела 1

ДА

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

5.4.4

Усаглашеност осветљеног и озраченог поља

Преко детектора слике поставити тест плочу ETR-1 са тест објектом RM1 у центар поља
зрачења.  Пошто  код  Киловолтажних  извора  постоје  дискретне  величине  осветљеног-
колиминисаног  снопа,  није  могуће  подесити  произвољну  величину  поља  према  тест
плочи, већ је потребно урадити супротно. У односу на дату колимацију ( нпр 28  cm x
21.4  cm  )  извршити  поређење  ивица  осветљеног  поља    и  ивица  снимка.  Укупна
одступања у вертикалном и хоринзоталном смеру не сме бити већа од 2 % удаљености
фокус детектор слике.

ver

hor

Varian True Beam

Смер

Одступање од светлосног поља

Збир

(cm)

0,5

Одступање
[%]

0,5

SID=100 cm

Испуњеност према Табела 1

ДА

Osvetljeno polje

Ozračeno polje

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Varian Vital Beam

Смер

Одступање од светлосног поља

Збир

(cm)

0,5

Одступање
[%]

0,5

SID=100 cm

Испуњеност према Табела 1

ДА

Electa Versa HD -1

Смер

Одступање од светлосног поља

Збир

(cm)

0,5

Одступање
[%]

0,5

SID=100 cm

Испуњеност према Табела 1

ДА

Electa Versa HD -2

Смер

Одступање од светлосног поља

Збир

(cm)

0,5

Одступање
[%]

0,5

SID=100 cm

Испуњеност према Табела 1

ДА

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

5.4.6 Гранична резолуција

На слици тест плоче извршити увид у тест објекат за резолуцију високог контраста.

Слика

Снимак

ETR-1

плоче

Критеријуми за оцењивање:

Одредити последњи тест објекат који је јасно видљив на слици. Први следећи
представља граничну вредност.

Оценити видљивост простора између линија. За прихватање теста објекта као
видљивог, најмање 70 % простора између линија мора бити видљиво.Оба начина
дају једнако добар резултат, али се препоручује, увек примењивати исти
критеријум.

Varian True Beam

Услови
снимања

[kV]

[mAs]

Гранична
резолуција

Испуњеност

19.53

3.1

ДА

Varian Vital Beam

Услови
снимања

[kV]

[mAs]

Гранична
резолуција

Испуњеност

3.1

ДА

Electa Versa HD -1

Услови
снимања

[kV]

[mAs]

Гранична
резолуција

Испуњеност

100

0.5

2.8

ДА

Electa Versa HD -2

Услови
снимања

[kV]

[mAs]

Гранична
резолуција

Испуњеност

100

0.5

2.8

ДА

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

ЗАКЉУЧАК

Киловолтажни извор који се налази монтиран на линеарне акцелераторе,

представља важну компоненту у процедури радиотерапије. Он је задужен за прецизно
позиционирање  пацијента  и  локализацију  тумора.  Као  такав  круцијалан  део  ЛИНАК
система потребно је редовно вршити  надзор  ради обезбеђивања квалитета и смањeња
дозе на најмању могућу вредност.

У овом раду је примењен поступак контроле параметара испитивања, користећи

постојеће  методе  које  се  односе  на  контролу  квалитета  рендген  уређаја  за  снимање
[SRPS  IEC  61223-3-1:2012]  као  и  референтне  вредности  дефинисане  Правилником  о
примени  извора  јонизујућих  зрачења  у  медицини  из  2012  године.  Ово  је  постигнуто
постављањем геометрије уређаја, тако да се киловолтажни извор налази изнад детектора
са осом која пролази кроз центар детектора и центар рендгенске цеви. Та оса се налази
под  углом  од  90  степени  у  односу  на  осу  лежећег  пацијента.  Такође  режим  рада  при
којима  су  вршене  експозиције  је  еквивалентан  оном  код  обичног  радиографијског
уређаја.  Мануално  задавање  параметара  испитивања    није  било  доступно  па  се  стога
користили  предефинисани  параметри  подешени  за  разне  делове  тела  који  се
експонирају. Параметри који су били испитивани јесу: високи напон на цеви (тачност и
поновљивост),  радијациони излаз  (вредност  и  поновљивост),  дебљина  полуслабљења,
усаглашеност осветљеног и озраченог поља, положај централног зрака као и граничну
резолуцију.  Испитивани  параметри  су  били  довољни  како  би  се  описао  начин  рада  и
функционисања киловолтажног извора. Примећено је да се код уређаја Electa Versa HD
1 и Еlecta Versa HD 2, вредности коефицијента варијације поновљивости радијационог
излаза близу гранично допуштеној вредности дефинисане правилником, што нам такође
говори о оправданости оваквог начина контроле квалитета киловолтажног извора.

Сва три модела односа дозе и ефекта, који су наведени у тачки 3.2.2 овог рада,

предвиђају повећање ризика од избијања штетних стохастичких ефеката са повећањем
дозе. Узимајући у обзир ову чињеницу као и  члан 14  Правилника о примени извора
јонизујућих  зрачења  :  „...Такође,  све  дозе  које  настају  услед  медицинског  излагања,
изузев доза планираних радиотерапијским поступцима, треба  остварити на најнижим
могућем нивоу који је одговарајући за добијање дијагностичке информације, узимајући
у  обзир  економске  и  социјалне  факторе“,    предлог  је  да  се  контрола  квалитета
киловолтажних  извора  монтираних  на  линеарне  акцелераторе  уведе  као  обавезна  по
закону а једна од могућих метода може бити она која је представљена у овом раду.

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

БИОГРАФИЈА

Срђан Милисавић рођен је 20.4.1994. године у
Бања  Луци.  Прва  4  разреда  основне  школе  је
завршио  у  Шапцу  у  основној  школи  Лаза  К.
Лазаревић  а  остала  4  у  Ветернику  у  основној
школи  Михајло  Пупин.  После  завршене
основне школе уписује природно-математички
смер у гимназији Исидора Секулић. У средњој
школи  редовно  учествује    у  програмима
„Руских  вечери“    и  одлази  на  такмичења  из
физике  и  математике.  2013  године  уписује

Природно-математички факултет у Новом Саду смер физика а од 2019 године је запослен као
дозиметриста у фирми „X-Ray Košutić-Ekoteh dozimetrija d.o.o.“ са седиштем у Солунској 7/7 у
Београду. У току студија био је члан студентског парламента и учествовао je у програму размене
“Work and Travel” у Сједињеним америчким државама.

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

UNIVERZITET U NOVOM SADU

PRIRODNO-MATEMATIČKI

FAKULTET

KLJUČNA DOKUMENTACIJSKA INFORMACIJA

Redni broj:

RBR

Identifikacioni broj:

IBR

Tip dokumentacije:

Монографска документација

Tip zapisa:

Текстуални штампани материјал

Vrsta rada:

Дипломски рад

Autor:

Срђан Милисавић

Mentor:

Проф. др Наташа Тодоровић

Naslov rada:

Контрола квалитета киловолтажног

извора код линеарних акцелератора

Jezik publikacije:

српски

Jezik izvoda:

српски/енглески

Zemlja publikovanja:

Србија

Uže geografsko područje:

UGP

Војводина

Godina:

2020

Izdavač:

Ауторски репринт

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

UNIVERSITY OF NOVI SAD

FACULTY OF SCIENCE AND MATHEMATICS

KEY WORDS DOCUMENTATION

Accession number:

ANO

Identification number:

INO

Document type:

Monograph publication

Type of record:

Textual printed material

Content code:

Graduation thesis

Author:

Srđan Milisavić

Mentor/comentor:

Prof. dr

Nataša Todorović

Title:

Quality control of kilovoltage (kV)
source on a LINAC

Language of text:

Serbian

Language of abstract:

English

Country of publication:

Serbia

Locality of publication:

Vojvodina

Publication year:

2020

Publisher:

Author's reprint

КОНТРОЛА КВАЛИТЕТА КИЛОВОЛТАЖНОГ ИЗВОРА КОД ЛИНЕАРНИХ АКЦЕЛЕРАТОРА

Publication place:

Faculty of

Science and Mathematics, Trg Dositeja Obradovića 4,

Novi Sad

Physical description:

5 chapters/ 57 pages/ 25 pictures

Scientific field:

Physics

Scientific discipline:

Medical physics

Subject/ Key words:

SKW

LINAK, Linear Accelerator, Dosimerty, Quality control, kilovoltage
source, X-rays

Holding data:

Library of Department of Physics, Trg Dositeja Obradovića 4

Note:

none

Abstract:

This paper describes a method of quality control of kilovoltage source on
linear accelerators. The method that is applied here is method for
classical X-Ray machine for radiography.

Accepted by the Scientific Board:

ASB

October 2020

Defended on:

October 2020

Thesis defend board:

President:

Member:

Prof. dr

Olivera Klisurić

Prof. dr

Nataša Todorović