Dr.Nural ÖZTÜRK T.Rad.Fiz.Uz. TÜRK RADYASYON ONKOLOJİSİ DERNEĞİ Radyofizik Kursu Haziran 2010

Transkript

1 RADYOTERAPİ CİHAZLARI Dr.Nural ÖZTÜRK T.Rad.Fiz.Uz. TÜRK RADYASYON ONKOLOJİSİ DERNEĞİ Radyofizik Kursu Haziran 2010

2 Radyoterapi Üç Kategoriye Ayrılır External Radyoterapi (Uzaktan Yapılan Tedavi) Foton Şeklinde Radyasyon Üreten Cihazlar Tanecik Şeklinde Radyasyon veren cihazlar X-Işını a)yüzeyel Gama Işnı a)co 60 Elektron Hızlandırıcılar a)betatronlar Proton ve Nötron Hızlandırıcı a)proton b)medium c)derin b)cs 137 b)lineer Hızlandırıcılar c)mikrotronlar b)nötron c)siklotrom Brakiterapi (Yakından Yapılan Tedavi) a) Doku Arası Tedavi b) Vucut çukurlarına konarak c) Yüzeysel Tedavi İnternal Tedavi (İç Tedavi)

3 X-IŞINI Ş VE X-IŞINI CİHAZLARI

4 X-IŞININ ELDESİ

5 **İlk radyolojik görüntüleme 1895 yılında William Röntgen tarafından X-Işınlarının keşfi ile gerçekleştirilmiştir. ** X-ışınları 1895 yılında gaz deşarj tüpünde katot ışınlarış ile çalışırken ş W. Röntgen tarafından keşfedildi. W. Röntgen elektron ışınlarının deşarj tüpünün camına çarpması sonucu elektron ışınlarından farklı türde bir ışının oluştuğunu fark etti. Daha önce hiçbir yerde rastlamadığı bu ışınlara X- ışınları (adı bilinmeyen anlamında) ismini verdi. CW Roentgen,

6 Hızlandırılmış elektronlar targete çarptığı zaman;

7 1.Nükleer çarpışma; elektronların küçük bir kısmının tungsten atomunun çekirdeği ile çarpışması ve birdenbire durdurulmaları sonucunda oluşur. ş Elektronun bütün enerjisi x ışınına dönüşür.

8 2. Bremss (Frenleme) Işınları X-ışını Brems radyasyonu; e - e - e - e - e - e - e - e - e - e - + çekirdek gelen elektron hedef atomun çekirdeğine çok yakın gelirse çekirdeğin çekim kuvvetinden etkilenerek durdurulurlar ve elektronun enerjisinin bir kısmı x ışınına dönüşür. ü Bu x ışınlarına Bremstrahlung (frenlenme radyasyonu) denir.

9 3. Karakteristik X-Işını Gelen Elektron K Yörünge Elektronu M L Gelen elektron hedef atomun yörünge elektronlarından birine çarparak onu yörüngesinden fırlatır. Böylece boş kalan yörüngeye daha üst yörüngelerden bir elektron gelerek yerleşir. Bu arada iki yörünge enerjilerinin i i farkı kadar bir enerjiye sahip foton ( karakteristik X-ışını )yayınlanır

10 3. Karakteristik X-Işını hν = E K -E N hν = E K - E M hν = E K -E L M L K Gelen elektron hedef atomun yörünge elektronlarından birine çarparak onu yörüngesinden fırlatır. Böylece boş kalan yörüngeye daha üst yörüngelerden bir elektron gelerek yerleşir. Bu arada iki yörünge enerjilerinin i i farkı kadar bir enerjiye sahip foton ( karakteristik X-ışını )yayınlanır.

11 Tungsten ve Molibden için mümkün bazı karakteristik X-ışını geçişleri ve yayınlanan X-ışınlarının enerjileri. Tungsten Molibden Geçiş Yayınlanan Foton Enerjisi (kev) Geçiş Yayınlanan Foton Enerjisi (kev) K-N II N III K-M II M III K-M III K-L III K-M II K-L II K-L III K-L II

12 X-ışını Spectrumu Karakteristik X-Işını Piki tput atif Out Rela Bremss Işınları Foton Enerjisi (kev)

13 X-IŞINI CİHAZININ TEMEL KISIMLARI 1. X-ışını tüpü 2. Kontrol konsolü 3. Yüksek voltaj jeneratörü

14 X-ışını tüpünün genel özellikleri * Tüpün camı yüksek ısıya dayanıklıdır. * cm uzunluktave15 lkt cm çapındadır. dd * Vakumlu olması uzun ömür ve etkili x-ışını üretilebilmesi için gereklidir. * Tüpün negatif tarafını katot, pozitif tarafını ise anot oluşturur. * Yaklaşık 5 cm 2 lik bir tüp penceresi vardır. * Çevreye gereksiz x-ışını yayılımını önlemek için tüp kurşun koruyucu (haube) içine yerleştirilmiştir.

15 ** X-ışını tüpü, ü televizyon tüpleri gibi, elektron iletimini i i sağlayan bir vakum tüpüdür. ** X-ışını tüpünün temel görevi; hızlı hareketi sağlanan elektronların l kinetik enerjisinin i i bir kısmını elektromanyetik tik enerji çeşidi olan x-ışınına dönüştürmektir.

16 X-Işını Tüpü ve X-ışınlarının Elde Edilmesi Yüksek Voltaj Kaynağı Tungsten Hedef Vakum Kabı Katot Işınları Bakır Anot X-Işınları Isıtılmış Tungsten Filament Katot

17 X-ışını tüpünün parçaları 1. Koruyucu Metalik Muhafaza 2. Cam Tüp 3. Katod 4. Anod

18 X-IŞINI CİHAZLARI

19 X IŞIN CİHAZLARI üç gruba ayrılır. 1. Konvansiyonel X Işını cihazları 2. Süpervoltaj tedavi cihazları 3. Megavoltaj tedavi cihazları

20 1- Konvansiyonel X Işını cihazları

21 1-1. Yüzeysel tedavi cihazları ( KV) 1-1a) Grenz x ışını veren tedavi cihazları (10-50 KV) : KV, ma gücünde çalışan cihazlar F.S.D. = 30cm. 0.5 mm den daha küçük Al. filtreler kullanılır. 1-1b) 1b) Kontakt tedavi cihazları (45-60 KV): KV, 2 ma gücünde F.S.D. uzaklığı 2-4 cm dir mm Aliminyum (Al.) filtreler kullanılır. Işın kalitesi (HVT) mm. Al. Doz şiddeti çok yüksek (50 KV, 0.5 mm Al. FSD=2 cm 8000 R/dk.)

22 1-1c) Yüzeysel Tedavi cihazları ( KV): * KV, 5-10 ma gücünde ü * FSD cm. * mm Al. filtre kullanılır. * Işınların ş kalitesi (H.V.T) 1-5 mm Al. * 5 mm derinliğe kadar yerleşmiş tümörlerin tedavisinde kullanılır. 1-1d) 1d) Medyum voltaj tedavi cihazları ( KV): * KV ve ma gücünde. * F.S.D. uzaklıkları cm. * Işınların kalitesi (HVT) mm. Al veya mm Cu * mm bakır (Cu) filtreler kullanılır. * 1-2 cm derinliğe kadar yerleşmiş tümörlerin tedavisinde kullanılır. Ortavoltaj tedavi cihazı

23 1-1e) Derin tedavi cihazları KV ; ma gücünde FSD= cm Işın kalitesi (HVT) mm Cu mm Cu, yüksek KV larda Thoraeus filtreler kullanılır. Thoraeus I, II, III (0.2 (0.4, 0.8) Sn+0.25 mm Cu+1.0 mm Al)

24 PHILIPS MARKA DERİN TEDAVİ CİHAZI SIEMENS STABILIPAN II DERİN TEDAVİ CİHAZI

25 2-SüperVoltaj Tedavi Cihazları

26 2) Süper voltaj Tedavi cihazları KV, 1-10 ma gücünde çalışan cihazlardır. FSD uzaklığı cm x ışını kalitesi (HVT) 4-10 mm Cu KV larda 4-5 mm Cu KV arasında Sn, Fe, Pb filtreler l kullanılır. l 2a) Rezonans transformatörlü cihazlar 1MV ve 2 MV cihazlar yapıldı 2b) Van De Graaff elektrostatik generatörler 2 MV ışın verirler

27 REZONANS TRANSFORMATÖRÜ

28 3-Megavoltaj Tedavi Cihazları

29 Megavoltaj tedavi cihazları Enerjileri 1MV dan büyükük olan x-ışınları Megavoltaj ışınlar olarak sınıflandırılır Enerjileri i 1MV dan büyük olan radyoaktif çekirdek k kaynaklı gama ışınları da bu kategoride yer almaktadır

30 Megavoltaj Tedavi Cihazları Van de Graaff hızlandırıcı Lineer Hızlandırıcı Betatronlar Microtron Co60 gibi gama ışını üniteleridir

31 Van de Graaff jeneratörü Yüklü parçacıkları hızlandırmak için tasarlanmış elektrostatik hızlandırıcıdır Klinik uygulamada daha çok 2 MV a kadar x ışını üretebilen elektronları hızlandırabilmekle beraber 10MV a kadar x-ışını üretebilecek kapasiteye sahiptir Teknik üstünlükleri fazla olan Co 60 ve Lineer hızlandırıcı cihazlarının gelişimi ile birlikte uzun süreli kullanılamamıştır

32 Van De Graaff generatörü

33 Değişik Enerjilerin Sudaki Derin Doz Eğrileri %DD d e c b a a-grenz ray b-contact tedavi c-yüzeyel tedavi d-orthovoltaj tedavi e-co60 Derinlik (cm)

34 γ ışınları ve γ ışını cihazları

35 γ IŞINLARININ ELDESİ

36 γ - Gamma Bozunumu Alfa ve beta bozunumlarının birçoğunda, üü ürün çekirdek k enerji açısından uyarılmış durumda kalır. Ürün çekirdek bu uyarılmış durumlardan kurtulmak amacıyla bir veya iki gamma fotonu yayınlar ve enerji bakımından temel seviyeye ( sıfır enerji seviyesi) iner. Gamma ışınları X-ışınları ve görünür ışık gibi elektromanyetik radyasyonlardır.

37 γ - Gamma Bozunumu β - 2 (%0. 2) E max = MeV 60 27Co 33 β - 1 (%99. 8) E max= MeV γ 1 = 1.17 MeV (%99.8) γ 2 = 1.33 MeV (%100) Ni MeV MeV MeV Co-60 ın bozunum şeması

38 1. Radyoaktif kaynaklarla çalışan ş teleterapi cihazları

39 Radyoterapinin i ilk zamanlarında bir kaç gram Ra-226 kapalı bir kutu içine konarak İngiltere ve İsveç te teleterapi kaynağı olarak kullanılmıştı.

40 Ra-226 teleterapi cihazlarının kaynak çapının büyük oluşu ve penumbranın büyük olması nedeniyle yerlerini Co-60 ve Cs-137 cihazlarına terk etmişlerdir.

41 Co-60 ın yarı ömrünün işletim açısından kısa olması ( 5.26 yıl l) nedeniyle alternatif olarak 1996 yıllarında yarı ömrü 13.4 yıl olan zenginleştirilmiş il iil i Europium-152 üretimi iiçin i çalışmalar rapor edilmeye başlamıştır.

42 Co-60- Teleterapi cihazları

43 * Co-60 teleterapi cihazları 1952 yılından beri radyoterapide süper voltaj tedavi cihazı olarak kullanılmaktadır. * Işın kaynağı olarak Co-60 radyoizotopu kullanılır. * Bu izotop Co-59 elementinin i termal nötronlarla l bombardımanı sonucu meydana gelir. * 27Co59 + 0n1 27Co60

44 Co 60 bozunma şeması

45 Bozunma sonucu oluşan gamma ışınları tedavide kullanılır. Gamma ışınlarının ş kalitesi 11 mm kurşun ş (Pb) dir. Ortalama enerjisi 1.25 MeV dir. Beta (β) ışınları kaynak kapsülü ve kolimatör tarafından absorbe b edilir.

46 Co-60 kaynakları ** 1 cm kalınlığında 1-2 cm çapında daire şeklinde diskler veya ** 2 cm uzunluğunda 1 cm çapında tüfek kurşunu veya ** Bir kaç hap şeklinde kaynakların gruplanmasıyla oluşan 1-2 cm çapında küre şeklindedir.

47 Co-60 Kaynağının Yapısı

48 * Kaynak aktivitesi ki i icurie veya RHM cinsinden i değerlendirilir. ğ di ili * Tedavi cihazının kafasına yerleştirilen kaynak, cihazın çalışması esnasında uzaktan kumandayla kolimatörün ağzına getirilir. Bunun için genellikle disk sistemi veya çekmece sistemi it ikll kullanılır. l * Bütün radyoizotop cihazlarında elektrik kesildiğinde kaynak Bütün radyoizotop cihazlarında elektrik kesildiğinde kaynak otomatik olarak kapalı duruma geçecek şekilde dizayn edilmiştir.

49 Alcyon II Cihazının Kafa Dizaynı

50 Theratron Cihazının Kafa Dizaynı

51 CIRUS TEDAVİ CİHAZI

52 * Co-60 cihazlarında kaynak çapları büyük olduğu ğ için penumbra büyük olur. * Penumbra ( yarı bölge ): Radyasyon ışını kenarındaki doz oranının ışın merkezine olan uzaklığın bir fonksiyonu olarak hızla değiştiği bir alandır.

53 Penumbrayı gösteren diyagram

54 Cesium-137 Teleterapi Cihazları

55 * Cs-137 teleterapi cihazlarınınyapısı Co-60 cihazlarına benzer. * Cs-137 kaynaklarınınspesifik aktivitesi düşüktür. ş * SSD leri cm dir. * KV luk x ışınış cihazlarına eşdeğerdir. ş ğ * Gamma ışını enerjisi MeV dir. * Yarı ömrü 30 yıldır. Kaynak yapıları büyük olduğu için imalatları durdurulmuştur.

56 Partikül hızlandırıcılar

57 Tanecik (Partiküler) Şeklinde Radyasyon Üreten Cihazlar: 1. Elektron hızlandırıcıları Betatronlar: Betatronun hızlandırma tüpünde üüd istenilenil enerjiye veya maksimum enerjiye yükseltilen elektronlar denge yörüngesinden dışarıyaş doğruğ saptırılır. Elektron huzmesi hızlandırıcı tüpü terkettikten sonra nikel, altın, ve kurşundan yapılmış saçıcı filtrelerden geçirilir. Bu elektronlar saha boyutlarını ayarlayan konüslerle hastaya verilir. Yüzeyel medium ve derin tedavi yapmaya elverişli olan betatronların 5 MeV ile 43 MeV arasında değişik enerji kademeleri vardır.

58 Btt Betatronlar elektron lkt hızlandırıcı cihazlardır. Betatronlar 1950 yıllarında kullanılmaya başlandı x ışınlarınındo doz verimleri düşük FSD leri kısa Geniş alan ışınlamalarına uygun olmadıkları için 1970 li yıllarda yapımları durduruldu.

59 33 MeV Betatron cihazı BERLİNİ

60 BETATRON CİHAZININ ÇALIŞMA PRENSİBİ

61 Lineer Hızlandırıcılar

62 Lineer Hızlandırıcılar l ** Yüksek frekanslı elektromanyetik dalgalar kullanarak yüklü parçacıkları hızlandıran.. ** Yüksek enerjili elektron ışınları doğrudan yüzeyel yerleşimli tümörlerin tedavisinde, ya da hedefe çarptırılarak üretilen x ışınları ile derin yerleşimli tümörlerin tedavisinde.. kullanılabilen cihazlardır.

63 Lineer Hızlandırıcılar l 50 kev ~3mm çapında hız. elek. Elektron Tabancası Modülatör Magnetron Yada Klystron Hızlandırıcı Tüp Dalga Kılavuzu Tedavi Bölgesi Tedavi Bölgesi Saptırıcı Magnet Güç Sağlayıcı Medikal Lineer Hızlandırıcıların Blok Diyagramı

64 Lineer hızlandırıcılar 6 MeV den küçük enerjilerde elektronlar düz olarak çıkıp yüksek atom numaralı tungsten den yapılmış targete çarparak x ışını oluştururlar. Dh Daha yüksek k enerjili elektronlar lkt l genelde 270 döndürülerekdü ül targete çarptırılırvexışınları oluşur. Işınlar hastaya verilmeden önce düzeltici filtrelerden geçirilir. Bu filtreler Wolfram veya alüminyumdan yapılmıştır. Cihazın kafasının içinde primer kolimatörler, monitör iyon odaları, ışık huzme sistemi ve ayna sistemi bulunur. Ayarlanabilir kolimatörler standart asimetrik veya multilif kolimatörler olabilir. Standart wedge ve koruma blok tepsisi için özel yerler vardır.

65 Lineer hızlandırıcılar Bu sisteme göre güç kaynağı modülatöre elektriksel güç sağlar. Modülatörde pulse oluşum network ü ve anahtarlama tüpü olarak thyratron bulunur. Thyratrondan oluşup giden pulse lar klystron veya megnetrona ve aynı anda elektron tabancasına gider. Magnetron veya klystronda oluşan pulse halindeki mikrodalga akseleratör tüpüne dalga kılavuz sistemiyle iletilir. Uygun bir anda elektron tabancasından çıkan elektronlar da akseleratör tüpüne iletilir. Elektronların tabancadan çıkış enerjisi yaklaşık 50 kev dir. Elektronlar akseleratör tüpünden çıkışta yaklaşık 3 mm çapında çıkarlar.

66 Lineer Hızlandırıcıların l genel ldizaynı

67 Çalışma İlkesi i ** Güç sağlayıcı modülatöre DC güç sağlayarak Hidrojen Thyratron tüpünü tetikler ** Modülatörden sağlanan yüksek voltajlı DC güç, birkaç mikro saniye aralıklarla darbeler halinde magnetron ya da klystrona ve elektron tb tabancasına eşzamanlı olarak uygulanır ** Radar dalgalarını (mikro dalgalar) elde etmekte kullanılan magnetron veya klystron gibi özel tüplerden, frekansı yaklaşık 3000 MHz olan elektromagnetik dalgalar elde edilir. Havası tamamen boşaltılmış dalga hızlandırıcı tüp içine sevk edilen elektromagnetik dalgaların hızı, tüpün özel yapısı yp nedeniyle ışıkhızındanş daha azdır ** Elektron tabancası ile elde edilen elektronlarda yaklaşık 50 kev 'luk enerji ile hızlandırıcı tüp içine enjekte edilirler.

68 Hızlandırma Mk Mekanizması e μs Mikrodalga (3000 MHz)

69 Elektronlara enerji vermek ve hızlandırmak için hareket eden dalgaların üzerine bindirilmesi gerekir. Bu işlemin gerçekleşmesi için de; elektronun ve dalganın hızı eşit olmalıdır. Hızlandırma sırasında elektronları bir demet hlid halinde toplamak ve targett üzerine bir demet hlid halinde göndermek öd kii için magnetik fokuslayıcı sahalar hızlandırıcı tüp boyunca yerleştirilmiştir. Elektronlar hızlandırıcı tüpün sonuna geldiği zaman max enerjilerini kazanmışlardır. Tüpün sonunda bulunan pencereden elektronlar dışarıya sevk edilir. Şayet x ışınları elde edilmek isteniyorsa elektronlar su ile soğutulan targete çarptırılır, böylece x ışınları elde edilir.

70 Magnetron ** Magnetron, mikrodalga üreten bir cihazdır ** Mikrosaniye mertebesindeki aralıklarda mikrodalga atımları üretir ** Saniyede birkaç yüz atım oluşur ** Her atım içindeki mikrodalganın frekansı 3000 MHz dir ** 6 MV yada düşük enerjili linaklarda magnetronların çıkış gücü üü2mwd dur.

71 Klystron ** Klystron, mikrodalga üretmez. Mikrodalga güçlendiricisi olarak görev yapar ** Düşük ş güçteki gç osilatörler tarafından üretilen mikrodalgalar güçlendirilmek üzere klystrona gönderilir ** Yüksek enerjili linaklarda kullanılan klystronlar 5 MW çıkış gücü ile 25 MV a kadar enerji üretilebilmektedir ** Klystronların doz stabilitesi Magnetronlara göre daha iyidir

72 Elektron tabancası target Hızlandırıcı tüp kesiti

73 electrons target X-rays

74 X-ışını Elektronlar l tungsten gibi yüksek k yoğunluklu ğ hedefe çarptığında Bremsstrahlung x-ışınları oluşur Hedef, gelen elektronların tamamını soğuracak kalınlıkta olmalı ve soğutulabilir olmalıdır Üretilen x-ışınlarının ortalama enerjisi, maksimum enerjinin yaklaşık 1/3 ü kadardır

75 Elektron lk Işını Hızlandırıcı tüpten çıkan elektronlar yaklaşık 3mm çapında ince bir demet halindedir Tedavi alanı boyunca üniform bir doz dağılımı oluşturmak içi elektronlar, elektron saçıcı foil e çarptırılır Elektron saçıcı foil olarak kurşun gibi ince metaller kullanılır Yine de bu çarpma sonucunda düşük oranda x-ışını üretilir. Buna elektronların x-ışını ş kontaminasyonu denir.

76

77 Kolimatör sistemi i Kolimatör kurşun, tungsten ya da kurşun-tungsten alaşımı gibi yüksek yoğunluklu kalın bir tabaka ile çevrilidir. 4Hedef 4Saçıcı foil 4Düzenleyici filtre 4İyon odası 4Sabit ve hareketli jaw lar ve 4Işık ş sisteminden oluşurş

78 Lineer hızlandırıcılarda çıkan ışınların odak noktası çok küçüktür (2-3 mm) Bu nedenle radyasyon huzmesinin sınırları keskindir. Yani penumbra oldukça düşüktür. Işınların alan büyüklüğü boyunca homojen bir yapıya sahip olmaları için düzeliticı filtrelerden geçirilirler. Elektron ışınlarında saçıcı filtreler (scattering filter) x ışınlarında ise düzeltici filtreler (fiattening filter) kullanılır. Cihazın kafası içinde ayrıca primer kolimatörler, monitör iyon odaları, ışık huzmesi sistemi ve ayna sistemi. Elektron Demeti X-Işını Hedefi Primer Kolimatör Saçısı foil Düzenleyici filtre İyon Odası İkincil Kolimatör Elektron Aplikatörü Hasta Hasta Foton enerji modu Elektron enerjisi modu

79 MLC (Çok Yapraklı Kolimatör) Korunması gereken bölgelerl çok yapraklı liflerlel korunmaktadırk Lif kalınlıkları modellere göre değişmekle beraber yaygın olarak izosantır da1cmdir. X boyutu MLC y boyutu konvansiyonal ya da x-y konvansiyonal artı bir boyutu MLC olan linak modelleri dll ide mevcuttur IMRT ve Konformal radyoterapi teknikleri için gereklidir

80 Üç farklı lineer hızlandırıcı şekli; a) Doğrusal ışın dizaynı (bu cihazlar yalnızca 4-6 MV ışınları için imal edilmiştir.) b) Hızlandırıcı tüp, gantry ve izosantr eksenine paralel c) electron tabancası ve hızlandırıcı tüp gantry stadında

81 Elektron ışınlarının açılandırılmasını gösteren üç farklı şekil; a) 90 açılı b) 270 Elektron ışınlarının açılandırılmasını gösteren üç farklı şekil; a) 90 açılı, b) 270 açılı (achromatic), c) İki tane 45 ve 112,5 açılarıyla elde edilen (slalom) sistem

82 Varian-Rapid arc video

83 Siemens-ARTISTE

84 Elekta- Vmat

85 Helikal l Tomoterapi

86 Tomoterapi

87 HI-ART Tomoterapi Cihazı Control Computer Gun Board Linac Circulator Magnetron High Voltage Power Supply Beam Stop Pulse Forming Network and Modulator Data Acquisition System Detector

88 Helikal Tomoterapinin Tarihçesi İlk olarak Thomas R. Mackie tarafından 1993 yılında Wisconsin Üniversitesinde Prototip 2000 li yıllarda piyasaya sunuldu İlk hasta Temmuz 2003 te tedavi edildi Şubat 2008 de 200 cihaz ~ 175 tüm dünyada ~ 25 Avrupa da

89 HI-ART Tomoterapi Cihazı

90 Yaklaşık 85cm 6-MV Kaynak (800 MU/min, 1.5 mm nokta kaynak) k) Primer Kollimatör (0-5.0 cm) Binary MLC (64 yaprak, 0.61 cm) 85 cm Gantri Açıklığı Yaklaşık 50cm Tomo Image Detektör Sistemi

91 Tomoterapi ii Işın demeti

92 HI-ART Tomoterapi Cihazı HI ART Sistemi Komponentleri Tedavi Planlama CT DICOM Kesitleri Planlama

93 Tomoterapi

94 Örnek Planlama: l Baş-Boyun B Tedavi süresi 6 dakika Beam on Time 9min for 2.2 Gy/frac

95 Helikal Tomoterapi: Baş-Boyun

96 Gamma Knife

97 Radyocerrahi; çok sayıda düşük enerjili ışın demetlerinin hastalıklı bölgeye gy yönlendirilip odaklanması ile dokuda değişiklik yaratılması anlamına gelmektedir.

98 Radyocerrahi terimi tıbba İsveç li beyin cerrahı Lars LEKSELL tarafından kazandırılmıştır. Gamma knife cihazı ilk kez 1968 yılında kullanıma girmiştir. Tüm dünyada 250 nın üzerinde merkezde kullanılmaktadır den fazla sayıda hasta td tedavi edilmiştir.

99 Gamma knife Co-60 radyoaktif kaynaklar Kolimatör (helmet) APS ve Trunnion Kolimatör taşıyıcı Kolimatör değiştirici (asansör) Tedavi masası Kumanda konsolu Monitör den oluşur

100 Gamma Knife Kaynak çapı 1mm, kaynak aktivitesi 30 Ci olan 201 Co-60 kaynağından oluşur. Çok doğru ve güvenilir bir demet verme sistemi vardır verme sistemi vardır mm lik 4 kolimatörden oluşur.

101 Cobalt kaynakları Co +n = 27 Co 28 Ni +2γ +e 60 Co-nucleus γ1 γ22 e- Proton Neutron 201 adet Co-60 Aktivite:6000 Ci T1/2 =5,3 yıl Co-60 kaynak ağırlığı: 20g

102 Gamma Knife Koruyucu Kalkan Seçilen kaynakların bloklanmasıyla hedef dışındaki kritik organlara minumum doz iletilir. Co-60 kaynağı Kolimatör Kaskı Sabit kolimat ör

103

104 Ağırlık: kg Kapakların ağırlığı:800kg

105 Kolimatör

106 APS

107 Kumanda konsolu ve monitör

108 Doz planlama l

109

110

111

112

113

114

115 Gamma knife

116 Gamma knife

117 Gamma knife

118 CYBERKNIFE Robotik Radyoterapi

119 Cyber Knife Dünyadaki ilk İnvaziv i sabitleme olmaksızın, görüntü eşliğinde robotik radyocerrahi çözümüdür. üdü

120 Radyocerrahinin Tarihçesi Tarih Yazar Yer Durum 1951 L. Leksell Stockholm Teknik Tanımı ilk hasta tedavisi 1958 B. Larsson Uppsala Proton ışınının radyocerrahi cihazı gibi kullanılması 1965 V. Koroshkov Moscow Proton ışınlama kullanılması 1967 L. Leksell Stockholm İlk gama knife hastası tedavi edildi 1975 L. Leksell Stockholm İkinci jenerasyon gama knife ünitesi geliştirildi 1985 D. Lunsford Pittsburgh Amerika da ilk gama ünitesi 1991 J. Adler Stanford Cyberknife ın patenti alındı 1994 J. Adler Stanford Cyberknife ile ilk intracranial lezyon tedavi edildi 1996 J. Adler Stanford Cyberknife ile ilk servikal omurilik lezyonu tedavi edildi 1997 J. Adler Stanford Cyberknife ile ilk AVM tedavi edildi 2000 R. Whyte Stanford Cyberknife ile ilk akciğer hastası tedavi edildi

121 Volume (cc) treated with with Cyberknife, Gy in Gy 3 fractions in 3 fractions Cyber Kif Knife ın çalışması target (cc) CT,PET,MRvbkullanılarak 40 tanı ve tümör 30 lokalizasyonu Vo olume of the t 20 minimum dose: 24 Gy CT kesitleri temel alınarak oluşturulan 10 DRR görüntüleri ile 95 target % 0 0 hareketlerinin i simülasyonu % Dose (Gy) 50 Tedavi % sırasında alınan DRR 505% görüntüleriyle planlamadan gelen DRR görüntülerin karşılaştırılması 25 % CI = 1 CI > Dose (Gy) 30 Masa ve robot pozisyonuna ilişkin düzeltmeler için sapmalar hesaplanması

122 Targeting System Synchrony camera X-ray sources Manipulator Linear accelerator Robotic Delivery System Treatment couch Image detectors

123 CyberKnife Technology *Gerçek Zamanlı Görüntü Kılavuzu *Gerçek Zamanlı Görüntü ü Düzeltmesi *Özelleştirilmiş Tedavi Planlama

124 Lineer Hızlandırıcı 6 MV, X-ışını MU/min* 12 basamakla 5 60 mm dairesel kolimatörler Iris- cyber knife uygun MLC li kolimatör <800 mm SSD de % 0.1 kolimetri isızıntısı < % 2 Asimetri

125 Robot özellikleri cm SSD Cihazın ağırlığı: 1525 kg ( LINAC dahil) max. yük: 210 kg V, 54kW, 50/60 Hz relative nem: < 75 % Çalışma alanı: 400 cm x 490 cm

126 Volume (cc) treated with Cyberknife, Gy in 3 fractions Tedavi Esnasındaki Robot hareketleri Uzaydaki ışınlama pozisyon noktaları (~ ) 60 ~ toplam ışınlama noktası target (cc) 40 Tedavi 30 path ları Vo olume of the t 4 Baş 20 ve minimum vücut dose: geometrisi 24 Gy % % Dose (Gy) veya 3 path tedavi modelleri 50 % 505% 25 % CI = 1 CI > Dose (Gy) 30

127 Görüntü Takip Sistemi Dx X-ray Sources 2 diagnostic X-ray tüpü + 2 Amorf silikon imaj dedektörleri(kameralar) Gerçek zamanlı, canlı imaj ve DRR ların karşılaştırılması Tedavi esnasında robot bu karşılaştırmadan gelen farkları hesaplayarak doğru noktayı bulur. Amorphous Silicon Detectors

128

129 CyberKnife 12 kolimatör 4(5-60mm)

130 Bu sistem 2 tür tedavi tekniğine de sahiptir. * izosentrik olmayan tedavi ** İzosentrik tedavi d i t pseudoisocenter beam direction

131 External position sensor Internal fiducial

132

133

134 Radyocerrahi Gamma Knife Tümöre yüksek doz Tek fraksion Altın standard CyberKnife System Tümöre yüksek doz dokusal yapılarda doz limitlerini belirleyebilme Tek veya 2 5 arasında fraksiyon

135 Cyber knife

136

137

138 Proton,nötron ve ağır iyonlarla Radyoterapi

139 2. Ağır Partikül Hızlandırıcılar a) Nötron hızlandırıcıları l ** Hızlı nötronlar 1965 yılından sonra radyoterapide kullanılmaya başlandı. ** Yüksek LET li nötronlar radyasyona y karşı ş dirençli tümörlerin tedavisinde kullanıldı. ** Nötronlar titanyum tabakası içinde absorbe edilen trityum ( 1 H 3) izotopunun deutriyum ( 1 H 2 )i iyonları ile bombardıman b edilmesi i sonucu meydana gelen reaksiyondan elde edilir. 1 H2 + 1 H 3 2 He n 1

140 ** Kolimatörler çelikten yapılmıştır. Kolimatörler çelikten yapılmıştır. ** Kolimatör ucuna takılan konüsler, uzaktan kumanda ile değiştirilir. ** Nötron dozunun %3 ü kadar gamma kontaminasyonu olur. ** Korunma için bor-hidrojen karışımı madde kullanılır. ** İmalatları, yeterli sonuc alınamaması ve radyasyon ** Kontaminasyonu nedeniyle durdurulmuştur.

141 b) Proton hızlandırıcıları (clotronlar) * Yüklü partikül hızlandırıcılarıdır. William Henry Bragg * Yüksek enerjili proton kaynağı olarak RT de kullanılmıştır. ş * Maliyeti çok yüksektir. ( ) 1915 Nobel Prize in Physics Depth in water [cm]

142 1952 yılında NewYork Brookhaven da İlk proton siklotronu 3 GeV lik enerji ile 1954 yılın da ilk hasta tedavi uygulaması Berkeley kliniği 1954 California Berkeley de 6 GeV lik bir betatron geliştirilmiştir lı yılların başında İlk elektron depolama halkaları 28 ve 33 GeV lik iki büyük proton sikratronu sırasıyla CERN ve Brookhaven laboratuvarlarında kullanılmıştı 184" Cyclotron 1972 yılında 400 GeV lik bir proton sinkrotronu İllinois teki FERMILAB da inşaş edilmişş daha sonra benzer sinkrotron CERN de de kurulmuştur te 800 GeV e ulaşmıştır (FERMILAB da) John Lawrence Halka şekilli ilk Robert Wilson elektron-pozitron çarpıştırıcısı HERA ** adıyla DESY de meydana getirilmiştir. ** 1946 yılı ilk klinik olarak proton kullanımı ** Founder of Cornell Laboratory of Nuclear Studies and FermiLab.

143 Siklotron (Cyclotron) un çalışma prensibi Proton veya ağır yüklü parçacıklar ivmelendirilerek yüksek enerjilere ulaştırılırlar Siklotron merkezinde bir iyon kaynağı ğ yeterince yüksek enerjide (örn.100 ev) elektronlarla bombardıman edilir Çarpışmalar sırasında birçok pozitif iyon meydana gelir Pozitif iyonlar iyon kaynağının duvarındaki bir y y y ğ küçük delikten siklotrona girerler ve ivmelendirilirler

144 Parçacıklar dönerken enerji kazanırlar Mıknatıs büyüklüğü ğ ve manyetik alan büyüklüğü kazanılan enerji ile doğru orantılı Her vücut bölgesine uygun siklotron mevcut Düşük enerji protonlar yüzeyel tümörlerde 4 70 MeV gözle ilgili tmlerde MeV 32 cm derinlikte ki tmlerde Yaklaşık 200 ton

145 4 Dairesel hızlandırma çemberi 4 Parçacıkları hızlandıran manyetik alan kuvveti her bir dönüşte artar 4 Proton enerji çeşitliliğisağlar MeV Synchrotron 4 Siklotronlara göre daha büyüktürler 4 Sekonder radyasyon yayılımı daha az

146 Işın demeti (Beam Line) Isın hattı (beam line) 4 Isın demeti tedavi odalarına nakil edilmelidir 4 güvenlik önlemi olarak ışın fazını denetleyen detektörler ışın demeti içerisinde yer almaktadır Northeast Proton tedavi merkezi

147 Gantry Genellikle buyukturler, yaklasık10ton Isınları farklı açılardan uygulamayı saglar Gantry, rotasyon izocenterını dönme açılarının 1 mmaltında tutabilmelidir Isın denetleme ve ısın sekillendirme Isınlar gantryde yer alan saptırıcı magnet ile yönlendirilir Tedavi uçlarında 4 İyon odaları 4 Saçıcı sistemleri 4 Alan modülatörleri 4 Saptırıcı mıknatıs (magnet) 4 Kolimatör (Jaws)

148 Yardımcı Tedavi Aletleri (Aperture, compansator, colimator, propeller)

149 Tedavi alanları istenilen hedef profile göre sekillendirilirler Kolimatörler (aperture) genellikle prinçten yapılırlar. Maliyette, agırlıkta ve de sekonder radyasyon üretimin de en uygun seçenektir Aralık sınırı, bir port ile beraber %50 isodoza tekabül eder Genellikle hedef projeksiyon isocenter arası veya daha fazla olarak penumbra ve diğer kurulum tertibatı ile tanımlanırlar.

150 Hasta spesifik denklestiriciler, plastik materyalden (lusit) yapılmıstır ve protonların mesafesini kısaltmaktadır. Portal ile belirtilen maksimun gerekli mesafe genellikle protonların %90 distali olarak tanımlanır. Denklestiricinin her bir parçası protonlar ile protonların birbirine i yakınlıklarını kl kontrol eder. Basamakların genislikleri belirsizliklere Basamakların genislikleri belirsizliklere göre ki genellikle mesafeyi çesitli hedef alan noktaları boyunca hedefin çapraz seçmeli profilinde ayarlanabilmektedir.

151 Apertürler /denkleştiriciler hem ileri hem geri çekilebilen ve tedavi modülünün ü başında yer alan tekerlekler kl sayesinde sürülebilirler. Penumbra tedavi derinliğine göre ve de ışın hattı spesifik donanım ayarlarına göre farklılık gösterir ama 16 cm lik bir mesafede yaklaşık olarak 4.44 mm dir.

152 Loma Linda Loma Linda (protons)

153 Doz dağılımı:pasifyayılım Çift saçıcı yöntem 4 1. saçıcı ısının açısal diverjansını arttırır 4 Isının %60 ı kaybolur 4 Saçıcı yüksek z materyalinden yapılır (bakır) Tbk Tabaka halinde hlid yığma ğ yöntemi 4 Hareketli kolimatörler ve denkleştiriciler (compensator) ile doz derinliği ve yoğunluğunu ayarlama

154 PROTON O TERAPİ İ

155 120 ose respons se % d MV X-rays 200 MeV protons 20 MeV electrons cobalt depth cm of water Protonlar farklı dozimetrik karakteristiklere sahiptirler Konvansiyonel radyasyonda giderek gdee düşen enerji e bırakımı Protonlar yükselen enerji bırakımı ile nüfuz edebilme dbil alanı maksimum ki ( Bragg Peak ) doruk noktasına ulaşır. Sağlıklı dokulara daha düşük seviyede doz teması sağlar.

156 ** Işıngiriş yeri ile tümör bölgesi arasına düşük doz ** Keskin doz düşümü ile tümör arkasına sıfır doz ** Düşük lateral saçılma/penumbra ** Yüksek uniform tümör dozu ** Daha iyi tümör kontrolu ** Normal doku toleransı artışı ve düşük yan etki

157 Rd Radyobiyoloji lji Proton ve ağır partiküller maddeye girdikten belli bir mesafe sonrasında ani bir enerji transferi söz konusudur. X ve gamma fotonlar, protonlar ve helyum iyonları düşük LET radyasyonlardır. Neon ve karbon iyonları yüksek LET değerli radyasyonlardır. Karbon iyonların RBE leride ~ 3 tür. Protonların RBE leri ~ 1,1 dir Yüksek LET li radyasyonlar y doku oksijenizasyonu ve hücre siklusundan daha az etkilenirler LET yükselir, RBE yükselir, maksimum y, y, noktaya ulaşılır ve sonra yavaş yavaş azalmaya başlar. Over kill etkisi oluşur.

158 Proton tedavi avantajları Ana amaç ; tümöre yüksek doz verirken yüksek tümör kontrolunu sağlamak.. ( TCP ) Tam kür normal doku dozunun düsük olması ile sağlanabilir.. ( NTCP ) TCP & NTCP (tumor control probability & normal tissue complication probability) Hasta toleransı artmakta Kritik bölgelere yakın düzensiz şekilli lezyonlar protonlar için biçilmiş kaftandır 4Özelliklespinal i lkordayakıntümörler k 4Çocukluk çağı tümörlerinde Niemierko A, Urie M, Goitein M Optimization of 3D Radiation Therapy with both Physical and Biological End Points and Constraints. International Journal of Radiation Oncology, Biology, Physics 23: