3.3 Inndeling av det kontralaterale bryst - Ous-research.no

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

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.
utstyr.
Jeg vil også takke Statens strålevern og stråleterapiavdelingen i Gjøvik for lån av
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

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

le 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.

Innhold
Forkortelser og ordforklaringer...................................................................... 1
1. Innledning..................................................................................................... 2
2. Teori.............................................................................................................. 4
2.1 Ioniserende stråling .......................................................................................................4
2.1.1 Dose........................................................................................................................6
2.1.2 Spredt stråling .........................................................................................................6
2.2 Virkemåter for ioniserende stråling ...............................................................................7
2.3 Cellens reparasjonsevne og fraksjonering ......................................................................8
2.4 Stråleterapiutstyr ...........................................................................................................9
2.4.1 Lineærakseleratoren ................................................................................................9
2.4.2 Computer Tomografi, CT skanner .........................................................................11
2.4.3 Doseplansystem ....................................................................................................12
2.4.4 Terapisimulatoren .................................................................................................14
2.4.5 Antropomorfe fantomer.........................................................................................14
2.4.6 Thermoluminescensdosimetri (TLD).....................................................................15
3. Material og metode..................................................................................... 17
3.1 5-felts mamma stråleterapiopplegg ..............................................................................17
3.2 Simulator og terapimaskiner........................................................................................20
3.3 Inndeling av det kontralaterale bryst............................................................................21
3.4 Thermoluminescensdosimetri......................................................................................22
3.5 Dosemålinger- og beregninger på hud og fantom.........................................................24
3.5.1 Dosemålinger på PMMA-fantom...........................................................................24
3.5.2 Huddosemålinger ..................................................................................................24
i

3.5.3 Dosemålinger på Alderson Female fantom ............................................................25
4. Måleresultater ............................................................................................ 28
4.1 Forberedende undersøkelser ........................................................................................28
4.1.1 Doserespons til TL-dosimetre................................................................................28
4.1.2 Test av måleoppsett for TL-målinger.....................................................................28
4.2 Dosemålinger og beregninger på hud...........................................................................31
4.2.1 Dosemålinger på pasienter.....................................................................................31
4.2.2 Beregninger av huddoser i TMS ............................................................................32
4.2.3 Forholdet mellom målte og beregnede doser..........................................................33
4.3 Dosemålinger og beregninger for fantomet..................................................................35
4.3.1 Dosemålinger på overflaten av fantomet................................................................35
4.3.2 Doser på overflaten beregnet i TMS ......................................................................35
4.3.3 Interne doser anteriort i fantomets KLB.................................................................37
4.3.4 Interne doser posteriort i fantomets KLB og i målvolum........................................39
4.4 Dosebidrag til KLB fra ulike strålefelt .........................................................................41
4.4.1 Feltbidrag til overflatedoser...................................................................................41
4.4.2 Interne doser .........................................................................................................44
5. Risikoestimering......................................................................................... 46
5.1 Dose-volumhistogram for KLB ...................................................................................46
5.2 Inndeling av det kontralaterale bryst og risikoestimering .............................................48
6. Diskusjon .................................................................................................... 54
6.1 Drøfting av metode......................................................................................................54
6.2 Typiske doser i det kontralaterale bryst .......................................................................56
6.2.1 Huddoser og interne doser.....................................................................................56
6.3 Feltarrangement ..........................................................................................................58
ii

6.4 Algoritmer...................................................................................................................59
6.5 Dosefordeling i kontralateralt bryst .............................................................................60
6.6 Variasjoner i dose mellom pasienter ............................................................................61
6.7 Kontralateralt bryst som risikoorgan ved doseplanlegging? .........................................62
Litteraturliste: ................................................................................................ 63
Appendiks A ................................................................................................... 66
Appendiks B ................................................................................................... 68
Appendiks C ................................................................................................... 71
iii

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

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 30-54 år (1997-2001)
[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

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

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
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.
?
e -
e -
?
4

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).
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
Innkommende foton
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
Ionisert atom
Fotoelektron
comptonelektron
Spredt foton
Figur 2.3 Comptonspredning: et innkommende fonton spres mot et fritt elektron [Attix 1986]. Modifisert.
5

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 1.022 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.
Figur 2.4 Ved pardannelse forsvinner det innkommende fotonet og gis opphav til et elektron og et
positron [Attix 1986]. Modifisert.
2.1.1 Dose
Innkommende foton
(fotonenergi > 1,02 Mev)
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.
2.1.2 Spredt stråling
e+ (positron)
e - (elektron)
E J
D = = [ ] = [ Gy]
M kg
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

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
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.
Innkommende fotoner
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).
spredt foton
7

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].
foton
Indirekte effekt
foton
Direkte effekt
8

Overlevelsefraksjon
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
2.4.1 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].
Kurve A:
Celleoverlevingskurve
for enkeltfraksjoner
Kurve B:
Celleoverlevingskurve
for flere fraksjoner
9

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

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].
2.4.2 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

øntgenstråler 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].
2.4.3 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

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 beam-
modellen [Ahnesjö et al.1999].
13

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.
2.4.5 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

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).
Energi
Lednings-
bånd
Valens-
bånd
Ioniserende stråling
elektronfelle TL foton
a) bestråling
Figur 2.14 Prinsippet med thermoluminescence [Khan 1993]. Modifisert.
b) oppvarming
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

TL-
signal
Temperatur o C
Dosimetrisk topp
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

3. Material og metode
3.1 5-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

Målvolumsinntegningen er basert på NBCGs retningslinjer (Postoperativ strålebehandling ved
cancer mammae, en NBCG rapport, november 2000). Legen tegner inn målvolumet i CT-
bildene. 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

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.
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).
1
3
5
ISO
2
4
19

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

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

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

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. TL-
dosimetrene 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 TL-
dosimetrene med 0,25 Gy. Gjennomsnittet av signalverdien for alle TL-dosimetrene ble delt
på avleste signalverdien for hvert enkelt TL-dosimeter.
23

Individuell kalibreringsfaktor =
Gjennomsnittlig
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.
3.5.1 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. TL-
dosimtri 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.
3.5.2 Huddosemålinger
24

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 3
Felt 1+2
Felt 4+5
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.
3.5.3 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
c
b
a
25

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.
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.
Skive 13
Skive 14
Skive 15
Skive 16
Skive 17
Skive 18
Skive 19
Skive 20
Skive 21
Skive 22
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.
Brystfantom
med 9 hull, 3
hull i hver rad
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

1 2 3
Figur 3.12 7 målepunkter til dosemåling med TL-dosimetri i skive 13 og 15. Disse hullene dekker deler av
supraclav- og tangensialmålvolumet.
Figur 3.13 14 målepunkter til dosemåling med TL-dosimetri i skive 15-18. Disse hullene dekker meste-
parten av brystveggen i KLB.
Figur 3.14 9 målepunkter til dosemåling med TL-dosimetri i selve brystfantomet.
4
5 6 7
Skive 13 Skive 16
1 2 3
Skive 15 Skive 16
Skive 17
8 9 10 11
1 2 3
4 5 6
7 8 9
Skive 18
4 5 6 7
12 13 14
27

4. Måleresultater
4.1 Forberedende undersøkelser
4.1.1 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
70
60
50
40
30
20
10
0
y = 239.92x + 0.3505
R 2 = 0.9998
0 0.05 0.1 0.15 0.2 0.25 0.3
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.
4.1.2 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

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).
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 1 6 0.020 0.035
8 0.010 0.022
felt 2 6 0.044 0.042
8 0.020 0.020
ss
Felt 1
Felt 2
TL-punkt
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, som er
illustrert i figur 4.3. Denne gangen ble dosen målt med TL-dosimetere plassert i PMMA-
29

holdere utenfor feltgrensen. Dosemålinger ble sammenliknet med beregninger utført av både
CC- og PB-algoritmer. Måleresultatene er gitt i figur 4.4.
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
0.2
0.15
0.1
0.05
0
Felt 1
TL-punkt
3 5 7 9
Måleposisjon (cm)
Målt på fantom i
PMMA
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.
CC
PB
Felt 2
30

4.2 Dosemålinger og beregninger på hud
4.2.1 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.
Dose (Gy)
0.4
0.35
0.3
0.25
0.2
0.15
0.1
0.05
0
0 5 10 15 20
Avstand fra feltgrensen (cm)
Figur 4.5 Målte doser langs 3 medio-laterale snitt på hud hos 8 pasienter.
Målinger langs
øverste målesnitt
4 cm caudal
8 cm caudal
KLB i forhold til
målinger
31

4.2.2 Beregninger av huddoser i TMS
Tilsvarende punkter for doser målt på hud ble markert i relevante CT-snitt og doser ble
beregnet ved å benytte både CC-og PB-algoritmen i TMS. Punktene i de aktuelle CT-snitt ble
markert i samme avstand fra mediale feltgrensen som målt på hud.
Figur 4.6 viser at doser beregnet med CC sammenfaller bedre med målte doser på hud enn
doser beregnet med PB som viser en systematisk høyere dose på cirka 0,1 Gy. Man ser
nøyaktig den samme tendensen for de 2 andre målesnittene (fig. 4.7 og 4.8).
Dose (Gy)
0.6
0.5
0.4
0.3
0.2
0.1
0
0 4 8 12 16
Avstand fra feltgrensen (cm)
Øverste
målesnitt
KLB i forhold
til målinger
Figur 4.6 Huddoser i det øverste snittet av det kontralaterale brystet beregnet ved hjelp av CC- eller PB-
algoritmen. De målte dosene (fra figur 4.5) er lagt inn for sammenlikning.
Dose (Gy)
0.2
0.15
0.1
0.05
0
0 4 8 12 16
Avstand fra feltgrensen (cm)
CC
PB
Midterste
målesnitt
KLB i forhold
til målinger
Figur 4.7 Huddoser i det midterste snittet av det kontralaterale brystet beregnet ved hjelp av CC- eller
PB-algoritmen. De målte dosene (fra figur 4.5) er lagt inn for sammenlikning.
CC
PB
32

Dose (Gy)
0.085
0.06
0.035
0.01
0 4 8 12 16
Avstand fra feltgrensen (cm)
Nederste
målesnitt
KLB i forhold
til målinger
Figur 4.8 Huddoser i det nederste snittet av det kontralaterale brystet beregnet ved hjelp av CC-eller PBalgoritmen.
De målte dosene (fra figur 4.5) er lagt inn for sammenlikning.
4.2.3 Forholdet mellom målte og beregnede doser
I det følgende er det tatt forholdet mellom målte og beregnede doser for hvert målepunkt for
hver enkelt pasient. Dette er videre vist i form av histogrammene i figurene 4.9 og 4.10. Disse
figurene viser hvor stort avvik er det mellom beregnete og målte doser med de to ulike
algoritmene brukt i forsøkene. Man kan også se spredningen ut fra disse fordelingene. Figur
4.9 viser at forholdet mellom målte og beregnete doser med PB-algoritmen ligger typisk
mellom 0,05 og 1,5, mens forholdet er mellom 0,1 og 2,7 for CC-algoritmen. Middelverdien
av forholdet mellom målte doser og beregnete doser med PB-algoritmen er 0,53, med et
standardavvik på 0,18, mens middelverdien for CC algoritmen er 0,96, med et standardavvik
på 0,40.
CC
PB
33

Målt dose/beregnet dose
40
35
30
25
20
15
10
5
0
0 0.1 0.4 0.6 0.8 1 1.2 1.4 1.6
Intervall
Figur 4.9 Forholdet mellom målte doser og beregnede doser med PB-algoritmen.
Målt dose/beregnet dose
20
18
16
14
12
10
8
6
4
2
0
0 0.1 0.4 0.6 0.8 1 1.2 1.4 1.6 1.8 2 2.2 2.4 2.6 2.8
Intervall
Figur 4.10 Forholdet mellom målte doser og beregnete doser med CC-algoritmen.
PB
CC
34

4.3 Dosemålinger og beregninger for fantomet
4.3.1 Dosemålinger på overflaten av fantomet
På samme måte som for pasientene ble dosen på overflaten av fantomets kontralaterale bryst
målt med TL dosimetri. Målingene viser en liknende karakteristikk som for pasientene, det vil
si at dosen faller både med avstanden medio-lateral og i cranio-caudal retning (se fig. 4.11).
Dose (Gy)
0.4
0.35
0.3
0.25
0.2
0.15
0.1
0.05
0
0 2 4 6 8 10
Avstand fra feltgrensen (cm)
Øverste målesnitt
Midterste målesnitt
Nederste målesnitt
Figur 4.11 Målte doser langs 3 målesnitt på overflaten av fantomets kontralaterale bryst. Se figur 3.10 (i
material og metoder) for posisjonen til hvert enkelt dosepunkt.
4.3.2 Doser på overflaten beregnet i TMS
Alle punktene målt på overflaten av fantomets kontralaterale bryst ble markert i tilsvarende
CT-snitt og beregnet i TMS ved bruk av CC- og PB-algoritmen på samme måte som doser
målt på hud og beregnet i TMS. Fra figurene 4.12, 4.13 og 4.14 ser man at doser beregnet ved
bruk av CC- algoritmen sammenfaller bedre med doser målt langs de 3 snittene enn doser
beregnet ved bruk av PB. På enkelte punkter, spesielt de punktene nærmest feltgrensen, ser
man at doser målt på fantomet faller bedre sammen med resultater fra doser beregnet ved bruk
av PB, mens de målepunkter lengst vekk fra feltgrensen stemmer bedre med beregninger ved
bruk av CC-algoritmen.
35

Dose (Gy)
0.4
0.3
0.2
0.1
0
0 2 4 6 8 10
Avstand fra feltgrensen (cm)
Målinger
Figur 4.12 Huddoser i det øverste snittet på overflaten av fantomets kontralaterale brystet beregnet ved
hjelp av CC- eller PB-algoritmen. De målte dosene (fra figur 4.11) er lagt inn for sammenlikning.
Dose (Gy)
0.25
0.2
0.15
0.1
0.05
0
0 2 4 6 8 10
Avstand fra feltfrensen (cm)
CC
PB
Målinger
Figur 4.13 Huddoser i det midterste snittet på overflaten av fantomets kontralaterale brystet beregnet ved
hjelp av CC eller PB algoritmen. De målte dosene (fra figur 4.11) er lagt inn for sammenlikning.
CC
PB
36

Dose (Gy)
0.15
0.125
0.1
0.075
0.05
0.025
0
0 2 4 6 8 10
Avstand fra feltfrensen (cm)
Målinger
Figur 4.14 Huddoser i det nederste snittet på overflaten av fantomets kontralaterale brystet beregnet ved
hjelp av CC- eller PB-algoritmen. De målte dosene (fra figur 4.11) er lagt inn for sammenlikning.
4.3.3 Interne doser anteriort i fantomets KLB
Doser internt i fantomets kontralaterale bryst ble målt med TL dosimetri og beregnet med CC-
og PB-algoritmene. Den anteriore delen av det kontralaterale bryst er vist i figur 3.14, der 9
TL-dosimetere kan plasseres. To forskjellige feltoppsett ble benyttet: ett der alle 5 feltene ble
eksponert, og ett der kun tangensialfeltene ble eksponert. Figur 4.15 viser at dosebidraget til
KLB er 2-3 ganger større ved bestråling med alle 5 feltene enn ved kun tangentialbestråling.
CC
PB
37

Dose (Gy)
0.05
0.04
0.03
0.02
0.01
0
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9
Punkt #
Målinger alle felt
Målinger
tangensialfelt
Figur 4.15 Interne doser anterior i fantomets kontralaterale brystet når den er bestrålt ved alle 5 feltene
og kun tangensialbestråling. Se figur 3.14 (i material og metoder) for posisjonen til hvert enkelt
dosepunkt.
De tilsvarende dosene målt på fantomet er beregnet i TMS ved bruk av CC- og PB-
algoritmene. I figurene 4.16 og 4.17 ser man at målingene er mye nærmere resultatene fra
CC-algoritmen enn PB-algoritmen. Resultater fra beregnete doser ved bruk av PB algoritmen
viser en overestimering på cirka 0,01- 0,03 Gy i forhold til doser målt på fantom i nøyaktig
samme målepunkter.
Dose (Gy)
0.07
0.06
0.05
0.04
0.03
0.02
0.01
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Punkt #
Målinger alle felt
Figur 4.16 Interne doser anterior i fantomets kontralaterale bryst, når det er bestrålt ved alle 5 feltene,
beregnet i TMS ved hjelp av CC- eller PB-algoritmen. Se figur 3.14 (i material og metoder) for posisjonen
til hvert enkelt dosepunkt.
CC
PB
38

Dose (Gy)
0.06
0.05
0.04
0.03
0.02
0.01
0
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9
Punkt #
Målinger
tangensialfelt
Figur 4.17 Interne doser anterior i fantomets kontralaterale bryst, når det kun er bestrålt
tangensialfeltene, beregnet i TMS ved hjelp av CC-eller PB-algoritmen. Se figur 3.14 (i material og
metoder) for posisjonen til hvert enkelt dosepunkt.
4.3.4 Interne doser posteriort i fantomets KLB og i målvolum
Doser posteriort i fantomets primært bryst og målvolum ble målt med TL-dosimetri og
beregnet med CC- og PB-algoritmene i ulike skiver. Måleresultatene vist i figur 4.18 svarer til
målesituasjonen vist i figurene 3.12 hvor TL-dosimetere er plassert i 7 hull i skivene 13 og 16,
som henholdsvis svarer til supraclavregionen og brystregionen av målevolumet. Figur 4.18
viser at doser beregnet med både CC- og PB-algoritmen innenfor felt grensen er likt og begge
to algoritmene overestimerer litt i forhold til doser som er målt ved hjelp av TL-dosimetri.
CC
PB
39

Dose (Gy)
2.2
2.1
2
1.9
1.8
1.7
1.6
0 1 2 3 4 5 6 7
Punkt #
Målinger
Figur 4.18 Doser i forskjellige punkt i målvolumet, målt med TL-dosimetri og beregnet ved hjelp av PB-
og CC-algoritmen. Dosepunkt 3 og 7 inneholder kun 1 måling. Se figur 3.12 (i material og metoder) for
posisjonen til hvert enkelt dosepunkt.
Figur 4.19 viser resultater fra målte og beregnete doser i skivene 15, 16, 17 og 18 som
dekker mesteparten av brystveggen i det kontralaterale brystvolumet. Måleresultatene vist i
figur 4.19 svarer til målesituasjonen vist i figur 3.13 hvor TL-dosimetere er plassert i 14 hull.
Målte interne doser ligger litt lavere enn doser beregnet ved bruk av CC algoritmen, men
doser beregnet med PB algoritmen er overestimert i forhold til målingene.
Forholdet for mellom målte og beregende interndoser (både anteriort og posteriort) er
0,61±0,05 og 0,81±0,10 for henholdsvis pencil beam og collapsed cone algoritmen.
CC
PB
40

Dose (Gy)
0.1
0.09
0.08
0.07
0.06
0.05
0.04
0.03
0.02
0.01
0
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14
Punkt #
Målinger
Figur 4.19 Interne doser posteriort i KLB målt med TL dosimetri og beregnet ved hjelp av PB- og CCalgoritmen.
Dosepunkt 3 inneholder kun 1 måling. Se figur 3. 13 (i material og metoder) for posisjonen til
hvert enkelt dosepunkt.
4.4 Dosebidrag til KLB fra ulike strålefelt
4.4.1 Feltbidrag til overflatedoser
Det er interessant å kartlegge hvor mye dose det kontralaterale brystet får ved 5-felts
strålebehandling av primært bryst, men det er også viktig å finne ut hvor de ulike
dosebidragene til KLB kommer fra. Ettersom dosemålinger ville blitt alt for tidkrevende for
dette forsøket, ble feltbidraget til dosen i fantomets KLB beregnet ved hjelp av TMS. Doser
på fantomets ytterkontur og i skivene ble beregnet ved hjelp av CC-algoritmen.
I dette delkapittelet er det sett på huddoser langs de 3 cranio-caudale snittene benyttet
tidligere, der beregningspunktene er vist i figur 3.10. Først så vi på huddosebidraget til KLB
fra felt 1 (”supraclavfeltet”), som er gitt i figur 4.20. I forhold til figur 4.12-4.14, som viser
den totale overflatedosen til fantomets KLB, fremgår det at bidraget fra supraclavfeltet er
relativt lite. Doser som skyldes dette feltet er typisk rundt 0,005 Gy.
CC
PB
41

Dose (Gy)
0.025
0.02
0.015
0.01
0.005
0
0 2 4 6 8 10 12 14 16
Avstand fra feltgrensen (cm)
Øverste målesnitt
4 cm caudal
8 cm caudal
Figur 4.20 Dosebidraget fra supraclavfeltet til KLB langs 3 snitt på fantomoverflaten, beregnet med CCalgoritmen.
Beregningspunktene er vist i figur 3.10.
På tilsvarende som for supraclavfeltet ble dosebidraget fra de 3 andre strålefeltene til
punktene på fantomets overflate beregnet med TMS. Bidraget fra felt 3 (”axillefeltet”), felt 4
og felt 5 (”tangensialfeltene”) er gitt i henholdsvis figur 4.21, 4.22 og 4.23. Felt 2
(”segmentfeltet”) er ikke tatt med her, ettersom dosebidraget fra dette feltet er minimalt. Det
fremgår at axillefeltet bidrar klart mest til huddosen, mens supraclavfeltet og felt 5 bidrar
minst. For alle feltene gjelder det at dosebidraget faller i medio-lateral retning.
Dose (Gy)
0.3
0.25
0.2
0.15
0.1
0.05
0
0 2 4 6 8 10 12 14 16
Avstand fra feltgrensen (cm)
Øverste målesnitt
4 cm caudal
8 cm caudal
Figur 4.21 Dosebidraget fra felt 3 (”axillefeltet”) til KLB langs 3 snitt på fantomoverflaten, beregnet med
CC-algoritmen. Beregningspunktene er vist i figur 3.10.
42

Dose (Gy)
0.045
0.04
0.035
0.03
0.025
0.02
0.015
0.01
0.005
0
0 2 4 6 8 10 12 14 16
Avstand fra feltgrensen (cm)
Øverste målesnitt
4 cm caudal
8 cm caudal
Figur 4.22 Dosebidraget fra felt 4 (det ene av to ”tangensialfelt”) til KLB langs 3 snitt på
fantomoverflaten, beregnet med CC-algoritmen. Beregningspunktene er vist i figur 3.10.
Dose (Gy)
0.025
0.02
0.015
0.01
0.005
0
0 2 4 6 8 10 12 14 16
Avstand fra feltgrensen (cm)
Øverste målesnitt
4 cm caudal
8 cm caudal
Figur 4.23 Dosebidraget fra felt 5 (det ene av to ”tangensialfelt”) til KLB langs 3 snitt på
fantomoverflaten, beregnet med CC-algoritmen. Beregningspunktene er vist i figur 3.10.
43

4.4.2 Interne doser
Dosebidraget fra hvert enkelt felt til punkter internt i fantomets kontralaterale bryst ble
beregnet i TMS på tilsvarende måte som forklart ovenfor. Doseberegningene ble kun utført
ved hjelp av CC-algoritmen. Interne doser i fantomets KLB ble beregnet både i løsbrystet
(anterior del av KLB) og i fantomets 15. til 18. skive (posterior del av KLB).
Doseberegninger i disse forsøkene er foretatt i punktene vist i figur 3.13 og 3.14. Figur 4.24
og 4.25 viser at de ulike feltene bidrar forskjellig til interndosene i KLB, slik som for
overflatedosene. Figur 4.24 og 4.25 viser at dosebidragene anteriort i brystfantomet følger den
samme trenden som for overflatedosene (se 5.1.1). Dette innebærer at det største dosebidraget
kommer fra axillefeltet (felt 3), og det nest største fra felt 4. Dosebidraget fra supraclavfeltet
og felt 5 er lavere og ganske likt.
Dose (Gy)
0.05
0.045
0.04
0.035
0.03
0.025
0.02
0.015
0.01
0.005
0
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15
Dosepunkt #
supraclavfelt
axillefelt
tangensialfelt (felt 4)
tangensialfelt (felt 5)
Figur 4.24 Dosebidraget fra hvert enkelt felt til fantomets anteriore del av KLB, beregnet med CCalgoritmen.
Beregningspunktene er vist i figur 3.14.
44

Dose (Gy)
0.05
0.045
0.04
0.035
0.03
0.025
0.02
0.015
0.01
0.005
0
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Punkt #
supraclavfelt
axillefelt
tangensialfelt (felt 4)
tangensialfelt (felt 5)
Figur 4.25 Dosebidraget fra hvert enkelt felt til fantomets ventrale del av KLB beregnet med CCalgoritmen.
Beregningspunktene er vist i figur 3.13
45

5. Risikoestimering
5.1 Dose-volumhistogram for KLB
Det kontralaterale bryst ble tegnet inn som risikoorgan i TMS for alle pasienter og for
fantomet. Målet her var å se på dosefordelingen i det kontralaterale bryst når primært bryst
bestråles med et 5-felts-stråleterapiopplegg. Det er valgt å presentere dosefordelingen i KLB i
form av dose-volumhistogrammer (DVHer), som er beregnet med CC-algoritmen i dette
kapittelet. Dette fordi de tidligere forsøkene viste at denne algoritmen i størst grad
reproduserer målingene. Figurene 5.1a, b og c viser DVHer for de aktuelle pasientene.
Figurene inneholder også minimums-, maksimums-, og middeldosen i tillegg til
standardavviket i dosen for KLB. Middeldosen varierer noe fra pasient til pasient, og er i snitt
rundt 4.4 % av måldosen. Standardavviket i dose for hver enkelt pasient (i snitt rundt 5.4 % -
enheter) er høyt i forhold til middeldosen, noe som viser at dosefordelingen er meget
heterogen. Minimumsdosen varierer lite og er typisk 0,6 %, mens maksimumsdosen (i snitt
rundt 30 %) viser større variasjon.
Volum %
45
40
35
30
25
20
15
10
5
0
Pasient 1
Min. 0,6%
Maks. 84,8%
Middel 6,5%
Stand.avvik 9,6%
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90
Dose %
70
60
50
40
30
20
10
0
0 5 10 15 20 25 30 35
Figur 5.1a DVHer for det kontralaterale bryst for pasient 1 og 2.
Volum %
Pasient 2
Min, 0,6%
Maks. 29,6%
Middel 3,4%
Stand.avvik 5,2%
Dose %
46

Volum %
Volum %
Volum %
70
60
50
40
30
20
10
0
0 5 10 15 20 25 30 35
50
40
30
20
10
Dose %
0
0 5 10 15 20 25 30 35 40 45
80
70
60
50
40
30
20
10
Pasient 3
Min. 0,6%
Maks. 32%
Middel 4,4%
Stand.avvik 7%
Pasient 5
Min. 0,8%
Maks. 39,4%
Middel 5,6%
Stand.avvik 7,2%
Dose %
Pasient 7
Min. 0,6%
Maks. 36,2%
Middel 3,0%
Stand.davvik 4,8%
0
0 5 10 15 20 25 30 35 40
Dose %
Figur 5.1b DVHer for det kontralaterale bryst for pasient 3 til 8.
Volum %
Volum %
Volum %
35
30
25
20
15
10
5
0
0 5 10 15 20 25 30 35
80
70
60
50
40
30
20
10
Dose %
0
0 5 10 15 20 25 30 35
60
50
40
30
20
10
Pasient 4
Min. 1%
Maks. 32%
Middel 8,4%
Stand.avvik 8,6%
Pasient 6
Min. 0,4%
Maks. 30,4%
Middel 2,8%
Stand.avvik 4,2%
Dose %
Pasient 8
Min. 1,4%
Maks. 17,2%
Middel 2,6%
Stand.avvik 1,9%
0
0 5 10 15 20 25 30 35
Dose %
47

Volum %
70
60
50
40
30
20
10
0
0 10 20 30 40 50 60
Dose %
Figur 5.1c DVH for det kontralaterale bryst for fantomet.
5.2 Inndeling av det kontralaterale bryst og risikoestimering
Som vist i kapittel 5.1 er dosefordelingen i det kontralaterale bryst meget heterogen.
Spørsmålet man kan stille seg hva slags risiko en slik dosefordeling innebærer, spesielt hvis
brystet ikke er homogent med hensyn på potensielt karsinogene celler. I dette delkapittelet
presenteres en analyse som tar hensyn til at de potensielt karsinogene cellene ikke er jevnt
fordelt i KLB.
Fantom
Min. 0,7%
Maks. 27,0%
Middel 2,5%
Stand.avvik 3,5%
Inndeling av KLB er basert på klinisk praksis ved undersøkelser av beliggenheten til
svulster i brystet, slik om gjennomført av SEER [Berg et al. 1995]. Brystet var i dette arbeidet
delt opp i 5 regioner; den øvre indre, øvre ytre, nedre indre og nedre ytre delen i tillegg til
området sentralt rundt mammillen. I denne oppgaven er det valgt å se bort fra
mammilleområdet, slik at KLB deles inn i 4 ”kvadranter”. For hver enkelt kvadrant er det
beregnet en gjennomsnittsdose med CC-algoritmen. Tabell 5.1 viser en oversikt over volum
og gjennomsnittdoser i hver kvadrant av KLB for hver enkelt pasient og for fantomet.
48

Pasient Øvre indre Øvre ytre Nedre indre Nedre ytre Hele KLB
1 29,7 / 15,4 35,7 / 3,6 17,9 / 3,2 16,7 / 1,1 532 / 6,5
2 24,8 / 8,7 23,5 / 2,0 25,1 / 2,1 26,7 / 1,1 689 / 3,3
3 26,2 / 12,7 27,6 / 2,5 21,7 / 1,7 24,5 / 1,1 472 / 4,3
4 32,5 /15,9 24,7 / 9,4 22,2 / 2,6 20,6 / 1,7 799 / 8,6
5 22.1/16,7 26,4 / 4 23,7 / 2,5 27.8 / 1,3 1063 / 5,5
6 25,0 / 6,9 32,1 / 1,5 17,9 / 1,8 25,0 / 1,2 895 / 2,7
7 24,6 / 8,1 23,5 / 1,5 25.1/ 1,6 26,9 / 1,0 1330 / 2,9
8 25,7 / 7,7 20,6 / 1,8 24,1 / 2,6 29,6 / 1,3 420 / 2,6
Fantom 22,0 / 6,5 24,6 / 2 26,9 / 2 26,5 / 1,3 527 / 2,5
Snitt 25,3 / 11.4 27,1 / 3,3 22,7 / 2,2 24,9 / 1,2 747,4 / 4,3
Tabell 5.1 Volum (%) / middeldose (%) for hver kvadrant i KLB for 8 pasienter og fantomet. Dosene er
beregnet med CC algoritmen. Volumet for hele KLB er gitt i ccm.
Figur 5.3 viser en grafisk oversikt over hvor stor dose de 4 kvadrantene mottar. Man ser at
dosen er størst i den øvre indre regionen hos alle pasienter og fantomet. Deretter er det øvre
ytre området som er utsatt for mest dose. Forskjellen i dose mellom de 2 nedre kvadrantene i
KLB er ikke så stor.
49

Øvre indre
Øvre ytre
Nedre indre
Nedre ytre
Pasient 1
Pasient 4
Pasient 2
Pasient 5
Figur 5.3 Den relative dosefordelingen i de 4 kvadrantene hos alle pasientene og fantomet.
Pasient 3
Pasient 6
Pasient 8
Pasient 7 fantomet
I risikoestimater av strålingsindusert kreft er det sjelden at effekten av en heterogen
dosefordeling er diskutert. Dette mastergradsarbeidet viser at dosefordelingen i det
kontralaterale bryst er meget heterogen. Et relevant spørsmål er dermed hva risikoen blir hvis
fordelingen av potensielt ondartede celler (med hensyn på stråleindusert kreft) heller ikke er
50

homogen. Hvis et mål på denne fordelingen eksisterer, kan effekten av både en heterogen
fordeling av dose og ondartede celler tas hensyn til i en modifisert risikomodell. Dette skal
diskuteres nedenfor.
I det nevnte SEER-studiet [Berg et al. 1995] ble det relative fordelingen av svulster i
det kvinnelige bryst, inndelt i 4 kvadranter (i tillegg til området rundt mammillen), presentert.
Denne fordelingen kan tolkes som å angi det relative antallet potensielt ondartede celler i hver
kvadrant av brystet. Det antas videre at ”spontane” tumorer og strålingsinduserte tumorer
skyldes den samme cellulære endringen, som mest sannsynlig er endringer i DNA i den
aktuelle cellen. SEER-undersøkelsen viser at den relative forekomsten av tumorer, som i dette
arbeidet tolkes som den relative forekomsten av potensielt ondartede celler (størrelsen f i det
følgende), er ulik i de forskjellige delene av brystet (se figur 5.4).
Øvre indre
f1=20 %
Nedre indre
f3=10 %
Øvre ytre
f2=60 %
Nedre ytre
f4=10 %
Figur 5.4 Forekomst av spontane svulster i bryst avhengig av området i brystet. Forekomsten tolkes i
dette arbeidet som fordelingen av potensialet ondartede celler i brystet. Data er hentet fra [Berg et al.
1995].
Eksperimentelle og epidemiologiske data viser at ioniserende stråling øker sjansen for å få
kreft. Det er vist at det er en sammenheng mellom dose og forekomst av brystkreft [Preston et
al. 2002]. Derfor er det rimelig å anta at det er en viss risiko for å utvikle en sekundærtumor i
det kontralaterale bryst etter bestråling av primært bryst.
Det fins ulike måter å beregne denne risikoen på. I denne oppgaven har man tatt
utgangspunktet til ERR-(Excess Relative Risk) modellen fra Preston et al. [Preston et al.
2002]. Risikoestimeringen baserer seg på en enkel ERR modell med lineær dose-respons
funksjon, der stigningsgraden avtar ved økende alder ved eksponeringstidspunkt. Dette
sammenfatningsstudiet gjelder tilnærmet homogent bestrålte bryst, og sammenfatter data
samlet fra 8 populasjoner som har blitt utsatt for stråling på ulik måte. ERR-modellen tar ikke
hensyn til individuelle faktorer i hver enkel populasjon, men gir en helhetlig og felles
kvantifisering av risiko for å utvikle brystkreft etter bestråling.
51

Den lineære risikomodellen til Preston et al. [Preston et al. 2002] er som følger:
R( D)
= R 0 ( 1+
ERR D × D)
hvor R(D) står for Risiko som følge av dose D, R0 er en ”bakgrunnsrisiko” (risiko til en
ubestrålt befolkning) og ERRD er Ekstra Relativ Risiko per dose. Bakgrunnsrisikoen R0 er
altså det antall kvinner som får brystkreft per år av andre årsaker enn stråling.
I studien gjort av Preston et al. [Preston et al. 2002] settes ERRD-verdien i en enkel og
felles modell (”simpel pooled model”) lik 0,86 Gy –1 . Kvinnens alder ved bestråling er ikke
definert for denne modellen, men faktoren anbefales redusert med 13 % for hvert tiende år
den aktuelle kvinnens alder ved bestråling fraviker fra alderen ved bestrålingstidspunktet. I
denne oppgaven er det ikke tatt hensyn til alder hos deltagere ved risikoestimering.
Estimatene bør dermed kun sees som et relativt mål på risiko.
Ved konvensjonell ekstern strålebehandling av bryst er doseringen fraksjonert, det vil
si at totaldosen er gitt over en viss tid. Totaldosen til målvolumet antas her å være 50 Gy.
Innen strålevern og risikovurdering er det vanlig å anta at risikofaktoren reduseres med en
faktor 2 som følge av strålingen ikke ble gitt akutt [Hall 2000]. Denne faktoren kalles DREF,
”dose rate effectiveness factor”. Den modifiserte risikofaktoren per dose blir dermed:
ERR
*
D
I det videre settes
ERR D 0,
86Gy
= ≈
DREF 2
*
ERR D =ERRD.
−1
= 0,
43Gy
−1
Hvis gjennomsnittsdosen D i KLB antas å representere en dose som fås som følge av
en homogen brystbestråling, vil den relative risikofaktoren bli:
ERR homogen = ERR D D
ERRhomogen for det kontralaterale bryst, på bakgrunn av middeldosen til det kontralaterale
bryst (tabell 5.1), er beregnet for hver enkelt pasient og vist i tabell 5.2 og figur 5.4.
Tabell 5.2 viser at dosen i de kvadrantene er svært ulik, og det er dermed et spørsmål
hvordan en heterogen fordeling av dose og potensielt ondartede celler i det kontralaterale
bryst vil påvirke risikoen. I det videre ser vi på brystet som 4 uavhengige områder, der
52

isikoen i hver enkelt kvadrant må summeres for å få totalrisikoen for brystet. Fra tidligere vet
vi at ERRD er ekstra relativ risiko per dose for hele brystet – f×ERRD er dermed
risikofraksjonen per dose for en gitt kvadrant i brystet. Den totale risikoen fås dermed ved å
multiplisere risikofraksjonen med dosen i hver enkelt kvadrant, og summere alle bidragene:
ERR
4
heterogen = ERR D∑
i=
1
= ERR
D
( f D1
+ f D2
+ f D3
+ f D4
)
1
f D
i
i
2
3
ERRheterogen på bakgrunn av data for de 4 kvadrantene er regnet ut og resultatet er vist i tabell
5.2 og figur 5.5.
Pasient Middeldose
(Gy)
ERRhomogen ERRheterogen
1 3.25 1.4 1.2
2 1.65 0.71 0.67
3 2.15 0.93 0.86
4 4.3 1.85 2.03
5 2.75 1.18 1.27
6 1.35 0.58 0.53
7 1.45 0.62 0.58
8 1.3 0.56 0.55
fantom 1.25 0.54 0.55
Tabell 5.2 Middeldose til det kontralaterale bryst som følge av strålebehandling med 50 Gy, og ekstra
relativ risiko (ERR) for stråleindusert kreft i KLB beregnet ved to forskjellige modeller. ERRhomogen er
risiko beregnet ved å anta at brystet er homogent bestrålt, mens ERRheterogen fås ved å evaulere dose og
risiko i hver enkelt kvadrant av brystet.
Man ser fra tabell 5.2 at ERR-verdiene varierer fra pasient til pasient. Pasient 1, 4 og 5 skiller
seg ut med relativt høye brystdoser, og har følgelig høyest risiko. Videre ser man at risikoen
beregnet ved de to metodene er ganske like for de fleste pasientene.
4
53

6. Diskusjon
6.1 Drøfting av metode
Ettersom TL-dosimetri har blitt brukt i hele oppgaven, var det viktig å evaluere responsen til
dette dosimetrisystemet for det aktuelle doseområdet. Figur 4.1 viser at TL-signalet øker
lineært med dosen, hvilket betyr at kalibreringsprosedyren beskrevet i material og metoder
(kap. 3.5) er korrekt. Kalibreringsfaktoren kan imidlertid variere fra måling til måling, siden
denne bestemmes av bestrålingsoppsettet og TL-signalet til 6 kalibrerings-dosimetere. Dette
innebærer at kalibreringsprosedyren er beheftet med usikkerheter, hvilket gir opphav til en
usikkerhet i den målte dosen på pasient eller i fantom.
Dosen målt i KLB skyldes for det meste spredt stråling, og vil gi opphav til lave doser.
Alle huddosemålinger ble valgt gjennomført ved bruk av TL-dosimetere plassert i PMMA.
Vårt forsøk beskrevet i kapittel 4.1.2 viser at en høyere andel av strålefeltet blir absorbert i
buildup-koppen enn i PMMA-holderen ved bestråling forfra. Ved bestråling bakfra registreres
en marginalt større dose i TL-dosimetere plassert i buildup-kopp enn i PMMA-holder. Dette
kan skyldes små mengder ”backscatter” som dannes når strålingen treffer kobberlokket i
buildup-koppen og spres tilbake mot dosimeteret. Uansett viste disse sammenlikningene at
PMMA-holderen er best egnet til vårt formål. Bruk av PMMA-holderen i forsøkene utført i
denne oppgaven hadde også en praktisk fordel med hensyn til dens størrelse, slik at relativt
tett med huddosemålinger kunne foretas.
Det er alltid anatomiske variasjoner fra pasient til pasient. Dette gir først og fremst
utslag på feltinnstillingene i, og dermed også på huddosemålinger foretatt over det
kontralaterale bryst. Variasjon av formen og størrelsen på det kontralaterale bryst gir blant
annet opphav til variasjoner i avstanden mellom strålekilden og TL-dosimetrene plassert på
hud. Dette kan igjen medføre en del variasjoner i dose fra en pasient til en annen. For å kunne
si noe om trendene i dosefordelingen på det kontralaterale bryst, ble det valgt å beregne
gjennomsnittdoser i hvert enkelt målepunkt på huden. Anatomiske variasjoner fører også til
ulike feltinnstillinger i TMS for hver enkelt pasient. Det brukes blant annet ulike
gantryvinkler, feltstørrelser og monitorgrunnlag for hvert enkelt felt. Dette har igjen en viss
effekt på dosebidrag fra ulike feltkomponenter til det kontralaterale bryst. Formen på det
påbygde brystfantomet representerer ikke fullstendig et naturlig bryst slik som hos våre
pasienter. For eksampel henger ikke brystpåbygget utover i lateral retning, slik som hos eldre
54

kvinner. Dette gjør at den ligger litt høyere frontalt sammenliknet med et ”naturlig” bryst,
hvilket kan ha noe å si i forhold til for eksempel dens avstand til strålekilden. Dette kan
påvirke eventuelle konklusjoner trukket på bakgrunn av målingene på fantomet.
Visse CT-snitt ble valgt i TMS hvor doser ble beregnet i bestemte punkter. Disse
beregningssnittene ble identifisert i TMS i forhold til isosenter. Det ble deretter forsøkt å finne
de samme ”snittene” på pasientene for å måle dosen i de samme punktene i forhold til
feltgrensen. Doser i TMS blir beregnet i et punkt, mens dosemålinger på hud vil midle dosen
over dosimeterets utstrekning. I vårt tilfelle var dosimeteret 1×1×6 mm 3 , der den lengste
aksen gikk i cranio-caudal retning. Størst midling vil dermed fås langs denne retningen.
Innstilling av strålefelt ved behandlingsenheten rettledes av lasermarkørene tegnet på
pasientens hud under behandlingssimuleringen. Det blir brukt en tynn tusj til disse
markeringene, som blir frisket opp i løpet av behandling mange ganger. Markeringer kan nok
forskyves 1-2 mm i løpet av 25 behandlinger og dermed får man en liten forskyvning av
strålefeltet på pasienten. Dette kan ha en effekt på variasjonene og forskjellene som
observeres mellom TMS og målinger.
Interne doser i KLB er kun målt og beregnet på fantomet, og er dermed utført i
forbindelse med kun en type feltinnstilling. Det er allerede omtalt at feltinnstillingen tilpasses
hvert individ og varierer litt fra pasient til pasient. Det ble videre valgt å se på dosebidraget
fra ulike felt hos bare fantomet. Å ta for seg alle pasientene ville i dette tilfelle bli en for
omfattende oppgave. Volumet til fantomets KLB og posisjoneringen av dette virker
sammenliknbart med pasientene (se bl.a. tabell 5.1). Beregningene av feltbidrag i fantomet
antas dermed å være relativt representative for en populasjon av slike pasienter
Ved bruk av risikomodellen til utregning av ekstra relativ risiko (ERR) som følge av
bestrålingen, er det ikke tatt hensyn til pasientens alder ved eksponeringstiden. Generelt er
alder ved eksponeringstiden (”age at exposure”) og antall år personen lever etter
bestrålingstiden (”attained age”) to viktige faktorer ved risikoestimering. Modellen brukt i
denne oppgaven er en felles og enkel modell, som kan modifiseres slik at effekten avtar med
13 % for hvert tiende år alderen ved bestrålingstidspunkt øker (en korreksjon for ”age at
exposure”) [Preston et al., 2002]. Denne faktoren er det ikke tatt hensyn til ved utregningen
av ERR, og risikofaktorene funnet ved denne analysen kan dermed ikke sees på absolutt.
Det kontralaterale brystet er tegnet inn av undertegnede, men inntegningen er også
godkjent av en lege. Brystveggen er tegnet inn i via sammenlikninger med den primære
bystveggen, som opprinnelig var tegnet inn av den ansvarlig legen.
55

Det kontralaterale bryst er valgt å deles inn i 4 kvadranter. Den måten man inndeler
brystet på, kan være ulik avhengig av hvordan man ser for seg brystet. Når man deler inn
brystet i 4 kvadranter, definerer man egentlig kvadrantene i en to-dimensjonell plan. For å ha
full kontroll på definisjonen av kvadrantene, bør de defineres i en minst tre-dimensjonell plan,
noe som er teknisksett umulig i TMS. Dette innebærer at man har liten kontroll på hva slags
volum disse kvadrantene svarer til i denne oppgaven.
6.2 Typiske doser i det kontralaterale bryst
6.2.1 Huddoser og interne doser
Figurene 4.5 - 4.8 (se også appendiks B for individuell huddosefordeling i KLB) viser at
dosen til KLB avtar i både cranio-caudal og medio-lateral retning. Huddosen per fraksjon i
cranio-caudal retning nærmest grensen til felt 5 avtar fra ca. 0,3 Gy (øverste målesnitt) til ca.
0,05 Gy 8 cm lenger caudalt. Langs det øverste snittet i medio-lateral retning varierer dosen
med en liknende karakteristikk. Dosen til det kontralaterale bryst er et resultat av både
pasient- og maskinspredt stråling. Trenden i huddosemålingene viser at jo lengre vekk
målepunktene ligger i forhold til mediale feltgrensen, desto mindre stråling treffer KLB.
Dosen til KLB dermed avtar med økende avstand fra den mediale feltgrensen. I cranio-caudal
retning avtar dosen med økende avstand fra nedre feltgranse til axillefeltet (felt 3), som vist i
figur 6.1.
56

Fe. 3
Fe. 1+2
Fe. 4+5
Figur 6.1 Skisse over feltgrenser og KLB.
Cranio-caudal
Disse resultatene ligner på funn fra litteraturen. Man kan se noe liknende i tidligere
gjennomforte studier som blant annet av Kelly et al. [Kelly et al. 1996], hvor dosen til KLB er
målt når primært bryst (ikke regionale lymfeknuter) er bestrålt med 2 tangensialfelt ved 4
ulike behandlingsteknikker. I denne studien er det vist at dosen til KLB er høyest i
målepunktene ved ytterkanten av feltgrensen, og at doser faller med avstanden fra feltgrensen.
Dette betyr at mengden spredt stråling reduseres med økende avstand fra feltgrensen.
Ved sammenlikning av figur 4.11 og 4.15 ser man at huddosene til KLB er mye
høyere enn internedosene til KLB. Dette kan forklares ved at målepunkter for interne doser
ligger lengre vekk fra feltgrensen enn ved huddosemålinger. I følge en tidligere gjennomført
studie er også huddoser høyere enn interndoser [de la Torre et al., 2004]. Ved
huddosemålinger inkluderer man for eksempel bidrag fra maskinspredte elektroner (med kort
rekkevidde), mens ved interne dosemålinger måler man mest dosen fra spredte fotoner.
I figur 6.2 er overflatedosene på fantomets KLB (i det øverste målesnittet) plottet
sammen med de gjennomsnittlige huddosene til pasientene. Det fremgår at enkelte
gjennomsnittlige måleverdier avviker noe, men de overlappende standardavvikene i
doseestimatene indikerer ingen signifikante forskjeller. Her er viktig å huske at hver enkelt
pasient (se appendiks B) også avviker noe fra hovedtrenden beskrevet i figur 4.5. Ellers kan
avviket i enkelte målepunkter i figur 6.2 delvis skyldes den litt unaturlige formen til
løsbrystet, slik som det er omtalt under metodekritikken.
Medio-lateral
57

Dose (Gy)
0.4
0.35
0.3
0.25
0.2
0.15
0.1
0.05
0
0 5 10 15 20
Avstand fra feltgrensen (cm)
øverste målesnitt, på
pasient
øverst målesnitt, på
fantom
Figur 6.2 Sammenlikning mellom dosemålinger på hud/overflate hos pasienter og fantom (øverste
målesnitt).
Beregningene i TMS med CC-algoritmen viser at det største dosebidraget kommer fra
axillefeltet (felt 3), og deretter fra det ene tangensialfeltet (felt 4, bakfra). Disse beregningene
er foretatt kun på fantomet, og ikke på pasienter. Det viser seg at feltinnstillingsforskjeller fra
fantom og pasient til pasient (se appendix A) ikke er så stor, og dermed kan man tro at interne
doser hos pasienter vil følge den samme trenden.
Det øverste målesnittet på hud er definert ut fra den asymmetriske feltskjøten mellom
felt 1/3 og felt 4/5. Dette innebærer at man kan forvente en viss variasjon i doser målt langs
dette snittet, ettersom dosegradientene her er store. Hvis TL-dosimetere er plassert litt cranielt
for skjøteområdet, vil betydningen av felt 3 øke. I appendiks A fremgår det at variasjonen i
dose er klart størst for det øverste målesnittet, hvilket i stor grad støtter dette argumentet.
Figur 4.24 OG 4.25 viser at felt 3 alltid gir høyest dosebidrag, i hvertfall for interne
beregningspunker.
6.3 Feltarrangement
Tidligere gjennomførte studier av blant annet de la Torre et al. [de la Torre et al. 2004] og
Kelly et al. [Kelly et al. 1996] viser at ulike stråleterapiteknikker utsetter KLB for ulike
mengder doser. I det første studiet sammenliknes fysisk kile med dynamisk kile i forhold til
58

dosebidrag til KLB, og fysisk kile gir opphav til betraktelig mindre dose til KLB enn
dynamisk kile. I det andre studiet har man sammenliknet 4 ulike stråleterapiteknikker med
hverandre og har sett på dosebidraget til KLB. Disse studiene sier at dose til KLB kan variere
avhengig av blant annet hvilket stråleterapiopplegg som brukes og hvordan feltene stilles inn.
Ved strålebehandling av bryst og brystvegg med to tangensialfelt, stiller man feltene
slik at hjertet (kun ved kreft i det venstre bryst) og den ipsilaterale lungen får lavest mulig
dose. Man vinkler feltene unna hjerte og lunge så mye som det lar seg gjøre uten å kutte deler
av volumet som skal behandles. Man kan også tenke seg å være mer oppmerksom på dosen til
KLB, når feltene blir stilt inn i TMS doseplansystem. Ved innstilling av for eksempel
axillefeltet (felt 3) per i dag, tas det i praksis mest hensyn til størrelsen på lungevolumet
inkludert i feltet og praktisk gjennomførbarhet av behandling og lite hensyn til dosen KLB
blir utsatt for. I denne oppgaven har man sett på 5-felts strålebehandling av bryst og regionale
lymfeknuter, og den dosen KLB blir utsatt for som et resultat av behandlingen. Det høye
dosebidraget fra axillefeltet forteller at feltarrangementet kan ha stor betydning for dosen til
KLB. Fra figur 4.24 og 4.25 er det mulig å regne seg frem til at hvis dosebidraget fra felt 3 i
gjennomsnitt hadde tilsvart bidraget fra felt 4 (feltet som ga nest størst dose), ville den
midlere dosen til KLB blitt redusert med rundt en faktor 2.
6.4 Algoritmer
Ved å sammenlikne TL-dosemålinger med doseberegninger foretatt i TMS, viser denne
oppgaven at collapsed cone algoritmen bedre samsvarer med målingene sammenliknet med
pencil beam algoritmen. For eksempel var det midlere forholdet Dmålt/Dberegnet,CC 0.96±0.40 og
0,81±0,10 for henholdsvis og hud- og interndosemålinger, mens Dmålt/Dberegnet,PB var
henholdsvis 0.53±0.18 og 0,61±0,05. Siden alle disse midlere forholdstallene er lavere enn 1,
betyr dette at begge algoritmene beregner for høy dose til KLB (i snitt). Pencil Beam
overestimerer dosen klart mest. Dette innebærer for eksempel at beregninger av doser i KLB
foretatt av PB-algoritmen vil føre til at estimert risiko for strålingsindusert sekundærkreft blir
for høy. Det høye standardavviket i forholdstallene for både CC og PB forteller videre at det
er store variasjoner i det underliggende datamaterialet. Dette kan skyldes både beregnings- og
måleusikkerheter.
Nisbet et al. [Nisbet et al. 2004] har gjennomfort en omfattende studie på blant annet
brystbestråling med tangensialfelt, der beregninger i TMS ble sammenliknet med TL-
59

dosemålinger i fantom. Dette arbeidet viste at forskjellen mellom målte og beregnde
isosenterdoser til primært bryst var ca. 1 % og 4 % for henholdsvis CC og PB algoritmen.
Studien konkluderer med at ved kalkulering av doser i lungevev og bløtvev (for eksempel
brystvev), er det best å anvende CC algoritmen siden den viser større samsvar med målte
doser enn PB algoritmen. Denne forskjellen mellom CC og PB gjenspeiler seg også i
monitorberegningene gitt i Appendiks A. For tangensialfeltene (felt 4 og 5) gir PB i snitt 3 %
lavere monitorgrunnlag enn CC. Her kan det virke som PB overestimerer dosen til
målvolumet i forhold til CC, og dermed gir en noe for lav monitorverdi.
Ved strålebehandling av primært bryst er det blant annet hjertet og den ipsilaterale
lungen som sees på som kritiske organer. Poenget med strålebehandling er å kunne gi mest
mulig dose til målvolumet og minst mulig til friskt vev og risikoorganer som ligger i
nærheten. Dette er ikke alltid lett å gjennomføre, men doseplanvurderingen bør foretas på
bakgrunn av doser som er beregnet med en stor nøyaktighet og sikkerhet. De fleste resultatene
i denne oppgaven indikerer at doser beregnet ved bruk av CC algoritmen tar oss nærmere
dette målet.
6.5 Dosefordeling i kontralateralt bryst
Dataene fra tabell 5.1 og figur 5.3 viser at ulike deler av det kontralaterale bryst får
forskjellige doser. Den øvre indre kvadranten i snitt får 2.5 ganger høyere dose enn
gjennomsnittsdosen i KLB, mens den nedre ytre kvadranten får rundt 1/3 av dosen. SEERs
undersøkelse [Berg et al. 1995] viser at det er høyest forekomst av spontane tumorer i det
øvre ytre brystpartiet. I denne oppgaven er dette tolket som at antallet potensielt ondartede
celler er høyest i dette området, og resultatene viser at dosen i denne delen nest størst hos alle
deltakende pasienter og i fantomet. Det er dermed et spørsmål hva slags total risiko en slik
heterogen fordeling av dose og potensielt ondartede celler vil resultere i. Den lineære
risikomodellen som beregnet ERRheterogen viste imidlertid at selv om dosefordelingen er meget
heterogen, endrer ikke beregnet total risiko seg i forhold til å bruke gjennomsnittsdosen i
KLB. Derimot forutsier ERRheterogen-modelleringen at sannsynligheten for å utvikle en
sekundærtumor i de forskjellige delene av brystet som følge av strålebehandlingen vil endre
seg i forhold til fordelingen av ”spontane” tumorer gitt i figur 5.4. For eksempel forventes det
at den relative forekomsten av svulster i den øvre indre kvadranten vil øke, mens forekomsten
i den nedre ytre kvadranten vil minke.
60

I følge tabell 5.2 er den ekstra relative risikoen (ERR) størst for pasient 4. Pasient 1 og
5 har også en større ekstra relativ risiko enn de andre. Disse pasientene har også høyere
middeldoser i øvre indre og øvre ytre kvadrant enn de andre i gruppen (se tabell 5.1). Dosen i
disse kvadrantene blir viktigst ved beregning av ERR-verdier. Generelt er det uansett slik at jo
mer dose KLB blir utsatt for som resultat av strålebehandlingen, desto større sjanse antas det
for å utvikle sekundær kreft i KLB.
Selv om den aktuelle strålebehandlingen ikke resulterte i store endringer i
risikoestimater når den heterogene fordelingen i dose og potensielt maligne celler ble tatt
hensyn til, kan det være andre feltopplegg som gir signifikante utslag. Ved kun
tangensialbestråling av bryst forventes det at dosen i de indre kvadrantene er høyest. Dermed
kan den totale risikoen reduseres i forhold til en tenkt 5-felts strålebehandling med samme
gjennomsnittsdose til KLB.
6.6 Variasjoner i dose mellom pasienter
Alle feltene er innstilt individuelt og tilpasset anatomien (se appendiks A). Dette innebærer at
feltgeometrier varierer litt fra pasient til pasient. Dette kan ha effekt på dosebidrag fra for
eksempel axillefeltet til KLB. Det er allerede diskutert at dette feltet gir mest dose til KLB. På
den andre siden ser vi at forskjeller i monitorgrunnlaget for hvert enkelt felt fra pasient til
pasient ikke er så store (se appendiks A). Pasient 4 var et spesialtilfelle av
behandlingsopplegget som muligens burde vært utelukket fra dette studiet, siden
vedkommende ble behandlet med 6 felt. Tabell 5.1 og 5.2 viser også at denne pasienten får
høyest dose i KLB og dermed har høyest risiko.
Dosevolumhistogrammene (se kapittel 5.1) følger den samme trenden hos alle
pasienter og fantomet, og viser at mesteparten av brystet får meget lave doser. Likevel
varierer middeldosene fra 2.5 % til 8.4 %. Dette kan muligens skyldes at ved anvendelse av en
feltgeometri som følger anatomien, får man variert grad av dosebidrag i KLB med hensyn til
størrelsen på utsatt volum. Den relative dosefordelingskarakteristikken blir derimot lik for
hele gruppen.
61

6.7 Kontralateralt bryst som risikoorgan ved doseplanlegging?
Det er stadig yngre kvinner som blir utsatt for brystkreft og brystkreft er den hyppigste
krefttypen som rammer kvinner i følge Kreftregisteret [Kreftregisteret, kreft i Norge]. I vanlig
praksis innen stråleterapi defineres ikke KLB som risikoorgan ved doseplanlegging siden det
som oftest ligger utenfor feltgrensen. I denne oppgaven er det kartlagt hvor mye dose KLB
blir utsatt for ved strålebehandling av kvinner med en 5-felts teknikk. Det er også gjennomført
mange studier som viser til en større sjanse for å utvikle sekundær kreft ved å bli utsatt for
stråling. Dörr et al. [Dörr et al. 2002] viser at et signifikant forhøyet antall av
sekundærtumorer er funnet i volumer som har mottatt mindre enn eller lik 6 Gy. Boice viser
til en klar sammenheng mellom stråling og karsinogenese i bryst i sin studie ”Radiation and
Breast Carcinogenesis” [Boice 2001]. Gao et al. [Gao et al. 2003] har vist at kontralateral
brystkreft ikke er uvanlig etter strålebehandling av primært bryst, selv om flesteparten av
tilfellene ikke skyldes stråling. Derfor er det viktig å kartlegge dosen til normalvev som ligger
i nærheten av interessevolum eller organ. Er det nærliggende normalvev et strålefølsomt vev
som for eksampel brystvev, blir kartlegging av dose enda viktigere. Ved behandling av for
eksempel hjernen eller andre partier i hode og hals regionen, ser man nøye for eksempel på
dosen til linser, selv om de ikke ligger i strålefeltet.
Boice et al. viser i en annen studie [Boice et al. 1992] at kvinnens alder ved
eksponeringstidspunkt er avgjørende for å utvikle sekundær kreft i det andre brystet. Kvinner
under 45 år (pre-menopausale) er mer strålefølsomme enn kvinner over 45 år. Derfor kan det
være nødvendig å definere KLB som risikoorgan for kvinner under 45 år som skal ha
strålebehandling mot bryst og eventuelt regionale lymfeknuter. Definisjon av KLB som
risikoorgan i doseplansystemet er dermed nødvendig for å rettlede feltinnstillingen (for
eksempel av axillefeltet).
62

Litteraturliste:
Alberts B, Johnson A, Lewis J, Raff M, Roberts K, Walter P. 2002 Molecular Biology of the
Cell, 4. edition.
Ahnesjö A, Aspradakis M. 1999 Dose Calculations for External Photon Beams in
Radiotherapy: Physics Medical Biology 44: R99-R155.
Art Phantom, Radioterapy phantoms. Hentet online; se:
http://www.scanrad.no/radioterapy.htm
Attix F.H. 1986 Introduction to radiological physics and radiation dosimetry.
Bentel G. C. 1996 Radiation Therapy Planning, 2. edition.
Berg W. J., Hutter V. P. R. 1995 Breast Cancer: CANCER Supplement 75, No.1.
Boice D. J. Jr., Harvey B.E., Blettner M., Stovall M., Flannery T. J. 1992 Cancer in the
Contralateral Breast after Radiotherapy for Breast Cancer: The New England Journal of
Medical 326, No. 12.
Carlton R. R., Adler A. M. 2001 Principles of Radiographic Imaging, 3. edition.
Chang S. X., Deschesne K. M., Cullip T. J., Parker S. A., Earnhart J. 1999 A Comparison of
Different Intensity Modulation Treatment Techniques for Tangential Breast Irradiation: Int. J.
Radiat. Oncol. Biol. Phys. 45, No. 5: 1305-1314.
Cherry P., Duxbury A. 1998 Practical Radiotherapy Physics and Equipment, 1. edition.
Dam J. V., Marinello G. 1994 Methods for In Vivo Dosimetry in External Radiotherapy, 1.
edition.
63

de La Torre N., Figueroa T. C., Martinez K., Riley R. S., Chapman J. 2004 A Comparative
Study of Surface Dose and Dose Distribution for Intact Breast following Irradiation with
Field-In-Field Technique vs the use of Conventional Wedges: Medical Dosimetry 29, No. 2:
109-114.
Dörr W., Herrmann T. 2002 Second Primary Tumors after Radiotherapy for Malignancies,
Treatment-related parameters: Strahlentherapie und Onkologie, No. 7: 357-362.
Gao X., Fisher G. S.., Emami B. 2003 Risk of Second Primary Cancer in the Contralateral
Breast in women treated for early-stage Breast Cancer: Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 56,
No. 4: 1038-1045.
Hall E. J. 2000 Radiobiology for the Radiologist, 5. edition.
Isaksson M. 2002, Grundläggende Strålningsfysik.
Kelly A. C., Wang X.Y., Chu C. H. J., Hartsell F. W. 1996 Dose to Contralateral Breast: A
Comparison of four Primary Breast Irridiation Thechniques: Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys.
34, No. 3: 727-732.
Khan F. M. 1993 The Physics of Radiation Therapy, 2. edition
Kliukiene J., Andersen A. 1998 Survival of Breast Cancer Patients in Lithuania and Norway,
1988-1992: Eur. J. Cancer 34, No. 3: 373-377.
Kreftregisteret, kreft i Norge, hyppigste kreftformer 1997-2001. Hentet online se:
http://www.kreftregisteret.no/ramme.htm?http://www.kreftregisteret.no/forekomst_og_overle
velse_2001/oversikt.htm
Lomax J. A., Cella L., Weber D., Kurtiz M. J., Miralbell R. 2003 Potential Role of intensity-
Modulated Photons and Protons in the Treatment of the Breast and regional Nodes: Int. J.
Radiat. Oncol. Biol. Phys. 55, No. 3: 785-792.
64

Metodebok for DNR 03, Ca. mamma-mamma/thoraxvegg og reg. lymfeknuter.
NBCG rapport 2000, - Postoperativ Strålebehandling ved Cancer Mamma. Erikstein B.,
Anker G., Frengen J., Wist E..
Nisbet A., Beange I., Vollmar H. S., Irvine C., Morgan A., Thwaites D. I. 2004 Dosimetric
Verification of a commercial Collapsed Cone Algorithm in Simlated linical situations:
Radiotherapy and Oncology 73, Issue 1: 79-88.
Preston D. L., Mattsson A., Holmberg E., Shore R., Hildreth N. G. og Boice J. D. Jr. 2002
Radiation Effects on Breast Cancer Risk: A pooled analysis of eight cohorts: Radiation
Research 158: 220-235.
Sakorafas H. G., Krespis E., Pavlakis G. 2002 Risk estimation for breast cancer development;
a clinical perspective 2002: Surgical Oncolology 10: 183-192.
Siemens AG Medical solutions 2004, Computed Tomography, Overview Siemens Somatom
Sensation 16. Hentet online se: http://www.medical.siemens.com
Staten Institutt for Strålehygiene 1986 Stråle fysikk terapi hygiene biologi.
Tverå K. 2002 Terapimaskiner (forelesningsnotater-videreutdanning i stråleterapi).
Varian Medical Systems Inc 2004. Hentet online se: http://www.varian.com/orad/prd056.html
Vink Plast AS 2004. Hentet online se: http://www.vink.no/Default.asp?ID=2528
65

Appendiks A
Feltinnstilling og monitorgrunnlag for 8 pasienter og fantom (fra TMS).
Gantryvinkel
Pasient nr. fe. 1 fe. 2 fe. 3 fe. 4 fe. 5 fe. 6
1 0 0 110 120 300
2 0 0 247 240 60
3 0 0 251 237 57
4 0 0 180 46 255 226
5 0 0 117 122 302
6 0 0 126 139 319
7 0 0 241 232 52
8 0 0 240 234 54
fantom 0 0 240 227 47
Feltstørrelse
Pasient nr. fe. 1 fe. 2 fe. 3 fe. 4 fe. 5 fe. 6
1 131x163 82x84 132x134 136x97 131x97
2 126x175 92x122 121x131 129x98 136x101
3 144x156 71x58 141x117 117x84 118x87
4 171x170 79x101 177x125 86x94 173x181 87x92
5 142x196 130x115 142x198 106x117 108x111
6 146x169 146x134 145x167 125x121 128x116
7 126x160 68x99 122x123 148x108 159x108
8 122x168 69x97 125x185 139x114 141x114
fantom 134x169 43x67 140x159 99x89 99x89
Monitorgrunnlag for CC
Pasient nr. fe. 1 fe. 2 fe. 3 fe. 4 fe. 5 fe. 6
1 40.7 4.2 48.3 41.5 41.1
2 36 5.1 49.8 45.8 46.3
3 36.3 4 49.2 39.9 42
4 32.8 5.6 8.2 44.5 47.6 44.6
5 38 4.7 45.7 45.3 45
6 38.5 5.4 48.8 47 46.4
7 36.9 5.3 51.2 46 47.3
8 35.4 6.5 49.2 41.4 39.6
fantom 40.5 3.2 45.5 41.8 41.9
66

Monitorgrunnlag
for PB
Pasient nr. fe. 1 fe. 2 fe. 3 fe. 4 fe. 5 fe. 6
1 39.1 4.1 46.5 40.1 39.9
2 34.1 4.8 46.9 43.4 43.9
3 34.9 4 47.5 38.1 40.5
4 32 5.9 8.2 42.9 46.2 44.2
5 37.2 4.6 44.5 44.1 43.9
6 38.7 5.4 48.6 46 45.8
7 35.3 5 48.9 44 45.4
8 35 6.5 48.5 40.9 39.2
fantom 39.6 4 44.5 40.8 40.9
67

Appendiks B
Individuelle huddosemålinger for 8 pasienter. Målinger er gjentatt 3 ganger,
gjennomsnittdoser og standardavvik er gitt i figurene.
Dose(Gy)
Dose (Gy)
0.35
0.3
0.25
0.2
0.15
0.1
0.05
0.4
0.35
0.3
0.25
0.2
0.15
0.1
0.05
0
0
Huddosemåling, pasient 1
0 4 8 12 16
Måleposisjon (cm)
Huddosemåling, pasient 2
øverste målesnitt
4cm caud.
8cm caud.
0 4 8 12 16
Måleposisjon (cm)
øverste målesnitt
4cm caud.
8cm caud.
68

Dose (Gy)
Dose(Gy)
Dose (Gy)
0.4
0.35
0.3
0.25
0.2
0.15
0.1
0.05
0
0.4
0.35
0.3
0.25
0.2
0.15
0.1
0.05
0.4
0.3
0.2
0.1
0
0
Huddosemåling, pasient 3
0 4 8 12 16
Måleposisjon (cm)
Huddosemåling, pasient 4
øverste målesnitt
4cm caud.
8cm caud.
øverste målesnitt
4cm caud.
8cm caud.
0 4 8 12 16
Måleosisjon (cm)
Huddosemåling, pasient 5
0 4 8 12 16
Måleposisjon (cm)
øverste målesnitt
4cm caud.
8cm caud.
69

Dose (Gy)
Dose (Gy)
Dose (Gy)
0.9
0.8
0.7
0.6
0.5
0.4
0.3
0.2
0.1
0.5
0.45
0.4
0.35
0.3
0.25
0.2
0.15
0.1
0.05
0
0.4
0.35
0.3
0.25
0.2
0.15
0.1
0.05
0
0
Huddosemålinger, pasient 6
0 5 10 15 20
Måleposisjon (cm)
Huddosemålinger, pasient 7
øverste målesnitt
4cm caud.
8cm caud.
øverste målesnitt
8cm caud.
4cm caud.
0 4 8 12 16
Måleposisjon (cm)
Huddosemåling, pasient 8
0 4 8 12 16
Måleposisjon (cm)
øverste målesnitt
4cm caud.
8cm caud.
70

Appendiks C
Informasjon og skjema for samtykke forelagt aktuelle pasienter.
Kjære pasient!
Vi vil spørre om du kunne tenke deg å delta i et studium i forbindelse med
strålebehandlingen du får ved Det norske radiumhospital. Studiet dreier seg om målinger
av stråledoser på hud under strålebehandlingen. Vi håper resultatene fra disse målingene
skal gi oss nyttig kunnskap om strålebehandlingen av bryst som benyttes ved vår
avdeling. Du ble for øvrig tilfeldig valgt ut blant pasienter som får strålebehandling av
bryst.
Formålet med studiet er å få bekreftet at det at det friske brystet mottar så lave
stråledoser som mulig med den gjeldende strålebehandlingen. Vi ønsker dermed å foreta
stråledosemålinger på brystet ditt tre ganger i løpet av behandlingen. Dosemålinger skjer
ved at små måleinstrumenter plasseres på huden din rett før behandlingen starter. Disse
måleinstrumentene registerer mengden stråling som treffer huden, og har ingen effekt
eller virkning på strålebehandlingen du får. Dette medfører heller ingen bivirkninger eller
ubehag. Personvernet ditt vil selvsagt bli fullstendig ivaretatt.
Vi behøver din tillatelse til å foreta disse målingene på deg mens du får
behandling hos oss. Hvis du bestemmer deg for å være med på dette prosjektet, kan du
skrive under nederst på dette brevet og legge det i den vedlagte konvolutten. Hvis du
trenger mer informasjon kan du kontakte oss på tlf. 22 93 48 04.
Med vennlig hilsen
AVDELING FOR MEDISINSK FYSIKK /
INSTITUTT FOR KREFTFORSKNING
Safora Johansen Eirik Malinen
Avdelingsstråleterapeut Forsker
Jeg samtykker at målinger kan foretas tre ganger på huden min mens jeg får
strålebehandling, og at resultatene kan benyttes i vitenskapelige studier.
Dato……………. Signatur……………………………………………………
71