Dr.Nural ÖZTÜRK T.Rad.Fiz.Uz. TÜRK RADYASYON ONKOLOJİSİ DERNEĞİ Radyofizik Kursu 11-12 Haziran 2010

RADYOTERAPİ CİHAZLARI Dr.Nural ÖZTÜRK T.Rad.Fiz.Uz. TÜRK RADYASYON ONKOLOJİSİ DERNEĞİ Radyofizik Kursu 11-12 Haziran 2010

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)

X-IŞINI Ş VE X-IŞINI CİHAZLARI

X-IŞININ ELDESİ

**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,

Hızlandırılmış elektronlar targete çarptığı zaman;

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

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.

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

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.

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 69.081 K-M II M III 19.602 K-M III 67.244 K-L III 17.479 K-M II 66.950 K-L II 17.375 K-L III 59.321 - - K-L II 57.479 - -

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

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

X-ışını tüpünün genel özellikleri * Tüpün camı yüksek ısıya dayanıklıdır. * 20-35 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.

** 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.

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

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

X-IŞINI CİHAZLARI

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

1- Konvansiyonel X Işını cihazları

1-1. Yüzeysel tedavi cihazları (10-150 KV) 1-1a) Grenz x ışını veren tedavi cihazları (10-50 KV) : 10-50 KV, 15-25 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): 45-60 KV, 2 ma gücünde F.S.D. uzaklığı 2-4 cm dir. 052 0.5-2.55 mm Aliminyum (Al.) filtreler kullanılır. Işın kalitesi (HVT) 0.35-3.0 mm. Al. Doz şiddeti çok yüksek (50 KV, 0.5 mm Al. FSD=2 cm 8000 R/dk.)

1-1c) Yüzeysel Tedavi cihazları (60-150 KV): * 60-150 KV, 5-10 ma gücünde ü * FSD 15-30 cm. * 1.0-6.0 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 (120-180180 KV): * 120-180 KV ve 10-20 ma gücünde. * F.S.D. uzaklıkları 30-50 cm. * Işınların kalitesi (HVT) 5.0-8.0 mm. Al veya 0.5-1.0 mm Cu * 0.2-1.0 mm bakır (Cu) filtreler kullanılır. * 1-2 cm derinliğe kadar yerleşmiş tümörlerin tedavisinde kullanılır. Ortavoltaj tedavi cihazı

1-1e) Derin tedavi cihazları 180-300 KV ; 10-30 ma gücünde FSD= 30-70 cm Işın kalitesi (HVT) 0.5-4.5 mm Cu. 0.5-3.0 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)

PHILIPS MARKA DERİN TEDAVİ CİHAZI SIEMENS STABILIPAN II DERİN TEDAVİ CİHAZI

2-SüperVoltaj Tedavi Cihazları

2) Süper voltaj Tedavi cihazları 300-2000 KV, 1-10 ma gücünde çalışan cihazlardır. FSD uzaklığı 80-100 cm x ışını kalitesi (HVT) 4-10 mm Cu 300-400 KV larda 4-5 mm Cu 400-2000 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

REZONANS TRANSFORMATÖRÜ

3-Megavoltaj Tedavi Cihazları

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

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

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

Van De Graaff generatörü

Değişik Enerjilerin Sudaki Derin Doz Eğrileri %DD 100 90 80 70 60 50 40 30 20 10 d e c b a 0 1 2 3 4 5 6 7 8 a-grenz ray b-contact tedavi c-yüzeyel tedavi d-orthovoltaj tedavi e-co60 Derinlik (cm)

γ ışınları ve γ ışını cihazları

γ IŞINLARININ ELDESİ

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.

γ - Gamma Bozunumu β - 2 (%0. 2) E max = 1. 48 MeV 60 27Co 33 β - 1 (%99. 8) E max= 0.313 MeV γ 1 = 1.17 MeV (%99.8) γ 2 = 1.33 MeV (%100) 60 28 Ni 32 2. 50 MeV 1. 33 MeV 0. 00 MeV Co-60 ın bozunum şeması

1. Radyoaktif kaynaklarla çalışan ş teleterapi cihazları

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

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

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.

Co-60- Teleterapi cihazları

* 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

Co 60 bozunma şeması

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.

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.

Co-60 Kaynağının Yapısı

* 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.

Alcyon II Cihazının Kafa Dizaynı

Theratron Cihazının Kafa Dizaynı

CIRUS TEDAVİ CİHAZI

* 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.

Penumbrayı gösteren diyagram

Cesium-137 Teleterapi Cihazları

* Cs-137 teleterapi cihazlarınınyapısı Co-60 cihazlarına benzer. * Cs-137 kaynaklarınınspesifik aktivitesi düşüktür. ş * SSD leri 20-40 cm dir. * 200-400 KV luk x ışınış cihazlarına eşdeğerdir. ş ğ * Gamma ışını enerjisi 0.666 MeV dir. * Yarı ömrü 30 yıldır. Kaynak yapıları büyük olduğu için imalatları durdurulmuştur.

Partikül hızlandırıcılar

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.

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.

33 MeV Betatron cihazı 1974- BERLİNİ

BETATRON CİHAZININ ÇALIŞMA PRENSİBİ

Lineer Hızlandırıcılar

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.

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

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.

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.

Lineer Hızlandırıcıların l genel ldizaynı

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.

Hızlandırma Mk Mekanizması e μs Mikrodalga (3000 MHz)

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.

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.

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

Elektron tabancası target Hızlandırıcı tüp kesiti

electrons target X-rays

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

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.

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

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

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

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

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

Varian-Rapid arc video

Siemens-ARTISTE

Elekta- Vmat

Helikal l Tomoterapi

Tomoterapi

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

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

HI-ART Tomoterapi Cihazı

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

Tomoterapi ii Işın demeti

HI-ART Tomoterapi Cihazı HI ART Sistemi Komponentleri Tedavi 9 8 7 6 5 4 3 2 1 Planlama CT DICOM Kesitleri Planlama

Tomoterapi

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

Helikal Tomoterapi: Baş-Boyun

Gamma Knife

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

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. 400.000000 den fazla sayıda hasta td tedavi edilmiştir.

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

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 4-8-14-18 mm lik 4 kolimatörden oluşur.

Cobalt kaynakları 59 60 60 27 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

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

Ağırlık: 18300 kg Kapakların ağırlığı:800kg

Kolimatör

APS

Kumanda konsolu ve monitör

Doz planlama l

Gamma knife

Gamma knife

Gamma knife

CYBERKNIFE Robotik Radyoterapi

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

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

Volume (cc) treated with with Cyberknife, 3033.75 Gy in Gy 3 fractions in 3 fractions Cyber Kif Knife ın çalışması 60 50 40 30 20 10 target (cc) 60 50 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 5 10 15 i simülasyonu 20 25 30 75 % Dose (Gy) 50 Tedavi % sırasında alınan DRR 505% görüntüleriyle planlamadan gelen DRR görüntülerin karşılaştırılması 25 % CI = 1 CI > 1 0 5 10 15 20 25 Dose (Gy) 30 Masa ve robot pozisyonuna ilişkin düzeltmeler için sapmalar hesaplanması

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

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

Lineer Hızlandırıcı 6 MV, X-ışını 400-1000 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

Robot özellikleri 65-100 cm SSD Cihazın ağırlığı: 1525 kg ( LINAC dahil) max. yük: 210 kg 208-480 V, 54kW, 50/60 Hz relative nem: < 75 % Çalışma alanı: 400 cm x 490 cm

Volume (cc) 60 50 40 30 20 10 treated with Cyberknife, 33.75 Gy in 3 fractions Tedavi Esnasındaki Robot hareketleri Uzaydaki ışınlama pozisyon noktaları (~ 100-120 ) 60 ~1200 50-1400 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 10 95 % 0 0 5 10 15 20 75 % Dose (Gy) 25 30 4 1 veya 3 path tedavi modelleri 50 % 505% 25 % CI = 1 CI > 1 0 5 10 15 20 25 Dose (Gy) 30

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

CyberKnife 12 kolimatör 4(5-60mm)

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

External position sensor Internal fiducial

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

Cyber knife

Proton,nötron ve ağır iyonlarla Radyoterapi

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 4 + 0 n 1

** 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.

b) Proton hızlandırıcıları (clotronlar) * Yüklü partikül hızlandırıcılarıdır. William Henry Bragg * Yüksek enerjili proton kaynağı olarak RT de kullanılmıştır. ş * Maliyeti çok yüksektir. (1862 1942) 1915 Nobel Prize in Physics Depth in water [cm]

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. 1960 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. 1983 te 800 GeV e ulaşmıştır (FERMILAB da) John Lawrence Halka şekilli ilk Robert Wilson elektron-pozitron çarpıştırıcısı HERA ** 1914 2000 adıyla DESY de meydana getirilmiştir. ** 1946 yılı ilk klinik olarak proton kullanımı ** Founder of Cornell Laboratory of Nuclear Studies and FermiLab.

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

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 4 230 MeV 32 cm derinlikte ki tmlerde Yaklaşık 200 ton

4 Dairesel hızlandırma çemberi 4 Parçacıkları hızlandıran manyetik alan kuvveti her bir dönüşte artar 4 Proton enerji çeşitliliğisağlar 40-250 MeV Synchrotron 4 Siklotronlara göre daha büyüktürler 4 Sekonder radyasyon yayılımı daha az

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

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)

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

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 90-50 arası veya daha fazla olarak penumbra ve diğer kurulum tertibatı ile tanımlanırlar.

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.

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.

Loma Linda Loma Linda (protons)

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

PROTON O TERAPİ İ

120 ose respons se % d 100 80 60 40 20 0 8 MV X-rays 200 MeV protons 20 MeV electrons cobalt 60 0 5 10 15 20 25 30 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.

** 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

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.

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. 1992. Optimization of 3D Radiation Therapy with both Physical and Biological End Points and Constraints. International Journal of Radiation Oncology, Biology, Physics 23:99-108.