Doç. Dr. Bahar DİRİCAN RADYOTERAPİ TEKNİKLERİ Radyasyon Onkolojisi iyonlaştırıcı radyasyonun tek başına veya diğer tedavi modaliteleri (cerrahi, kemoterapi) ile birlikte kanserli hastaların (diğer bazı kanser dışı habis olmayan hastalıklar da dahil) tedavisinde uygulandığı ve terapötik radyasyonun biyolojik ve fiziksel temelinin araştırıldığı bir disiplindir. Radyoterapi; Radyasyon Onkolojisinin kullandığı tedavi modalitesidir. Radyoterapi iyonlaştırıcı radyasyonların malign neoplazisi olan (bazen benign durumlar) hastalarda kullanılan bir tedavidir. Radyoterapinin amacı; tanımlanmış tümör hacmine, tümörü çevreleyen sağlıklı dokuya en az zarar verecek şekilde, yüksek doğrulukla ölçülmüş radyasyon dozunu vermek bu sayede tümör içindeki hastalıklı hücrelerin ileri hücre bölünmelerini veya çoğalmalarını devamlı olarak durdurmak, tümörün yok olmasını sağlamak, hayat kalitesini artırmak ve kanserli hasta sağkalımını uzatmaktır. Radyoterapide kullanılan radyasyonlar yapılarına göre iki gruba ayrılır; 1. Elektromanyetik radyasyonlar (X-Işınları, γ- Işınları) 2. Parçacık şeklindeki radyasyonlar (elektronlar,protonlar ve nötronlar) Radyoterapi uygulama şekline göre 3 guruba ayrılır; 1. Eksternal tedavi (uzak mesafeden yapılan tedavi) Kaynak ile hasta cildi arasındaki uzaklık 5-350 cm dir.x-işınları Co-60 γ ışınları ve parçacık şeklindeki (genellikle elektronlar ) radyasyonlar kullanılır. 2. Brakiterapi (Yakın mesafeden yapılan tedavi) Radyoaktif kaynakların cilt üzerine, doku arasına ve vücut boşluklarına yerleştirilmesiyle yapılır. γ ışınları veren kapalı kaynaklar ve β parçacıkları kullanılır. 3. İnternal tedavi (sıvı ve kolloidal radyoizotoplar vücuda uygulanır). β parçacıkları ve γ ışınları veren açık kaynaklar kullanılır. Yakın mesafeden yapılan (brakiterapi) tedavide kullanılan kapalı radyoaktif kaynaklar: 1. Doku arası tedavide (endoterapi,interstisyel tedavi) İğne, tel, firkete ve tanecik şeklindeki radyoaktif izotoplar doku içine implante edilir. Kısa yarı ömürlü olanlar doku içinde bırakılır. Uzun yarı ömürlü olanlar belli bir doz verildikten sonra 1
çıkarılır. Bu uygulamada Ra-226, Co-60, Cs-137, Ir-192, I-125, Ta-182, Au-198, Cf-252, Pd-103, Sm-145 radyoizotopları kullanılır. 2. Kaynakların vücut boşluklarına konulmasıyla yapılan tedavide (Plesioterapi, İntrakaviter tedavi) genellikle uzun yarı ömürlü radyoizotoplar tercih edilir. Kaynaklar belli bir doz verilinceye kadar hastada bırakıldıktan sonra çıkarılır. Bu uygulamada sonradan yüklemeli (Afterloading) uzaktan kumandalı Co-60, Cs-137 ve Ir-192 kaynaklarıyla çalışan yüksek doz hızlı (HDR), orta doz hızlı (MDR) ve düşük doz hızlı (LDR) cihazları kullanılmaktadır. Son yıllarda koroner anjioplasti sonrasında stenoz gelişen hastalarda ikinci stenozu engellemek için endovasküler brakiterapi uygulanması yurdumuzda da kullanılan bir yöntemdir. 3. Yüzeysel tedavide (Süperfisyel tedavi) plak şeklinde aplikatörler ve mould şeklindeki aplikatörler cilt kanserlerinin tedavisinde kullanılır. Aplikatörler Ra-226, Co-60, Cs-137, P-32 ve Sr-90 radyoizotoplarından yapılmıştır. İnternal tedavide sıvı haldeki radyoizotoplar oral veya intravenöz yolla bütün vücuda veya lokal olarak kanserli organa uygulanır. Bu amaçla I-131, Na-24, Au-198, P-32, Y-90, radyoizotopları kullanılır. MEDİKAL ELEKTRON HIZLANDIRICILARI Radyoterapinin uygulanmaya başladığı ilk dönemlerde x-ışını demetlerinin enerjisi en fazla 250-400 kv arasındaydı. Bu ışınlar röntgen tüpleri ve yüksek voltaj jenaratörleri ile elde edilir.bu enerjilerde elde edilen X-ışınlarının doku içindeki giricilik yetenekleri düşük olduğundan (Şekil-1) derine yerleşmiş tümörlerin tedavisinde tümörün üst kısmında bulunan sağlam dokular fazla miktarda doz almakta ve cilt reaksiyonları ortaya çıkmaktaydı. Bundan başka tümöre verilen dozun sınırlanması ve kemik dokusu ile yumuşak doku içinde X-ışınlarının soğurulmasındaki büyük farklar (Şekil- 2) düşük enerjili X-ışınlarıyla yapılan tedavilerde sorun oluşturuyordu. Bu nedenle doku içinde uygun derin dozu verebilecek X-ışınlarının cilt ve sağlam dokulardaki etkilerini azaltacak ve kemik, kas, yağ ve kıkırdak dokusunda birbirine yakın enerji soğurması verecek X-ışınlı cihazları üzerinde yoğun çalışmalar yapıldı. 2
Şekil-1. Çeşitli ışınların merkezi eksenlerin derin doz eğrileri. Şekil-2. Çeşitli enerjideki ışınların dokular içindeki soğurulması. Yapılan bilimsel çalışmalar sonucunda megavoltaj kademesindeki ışınların konvansiyonel röntgen tüpleri ve jeneratörler ile elde edilemeyeceği anlaşıldı. Bunun üzerine araştırmacılar elektrik yüklü parçacıkları hızlandıracak başka sistemler üzerinde çalışmalar ve buluşlar yaptılar. 1928 yılında İşveç li fizikçi R. Wideröe ilk hızlandırıcıyı planladı ve yaptı. Yapmış olduğu hızlandırıcı boru şeklinde olup elektrotları yüksek frekanslı alternatif akım kaynağına bağlanmıştı. Parçacık olarak pozitif iyonlar kullanılmıştı. 1940 yılından sonra yüksek frekanslı çok kısa dalga boylu(microwave) osilatörler geliştirildi. Bunlar lineer hızlandırıcılarda elektronları 3
hızlandırmak için kullanıldı. Yüksek frekanslı güç kaynağı olarak magnetronlar ve amplitronlar kullanılarak lineer hızlandırıcılar yapıldı. Şekil-3 te bir medikal elektron hızlandırıcısının şematik diyagramı göstermiştir. Şekil-3. Bir medikal lineer hızlandırıcının şematik diagramı. Medikal Elektron Hızlandırıcılarının Tipleri Megavoltaj X-ışını tedavi cihazları elektron hızlandırıcı cihazları olup 3 grup altında toplanabilirler. Hızlandırılmış elektron demetleri targete çarptırılarak yüksek enerjili X- ışını demetleri elde edilir. 1. Betatronlar Magnetik alanın değişimi ile elektronlar dairesel bir yörüngede hızlandırılırlar. Daire şeklindeki hızlandırıcı tüp alternatif akım ile çalışan bir elektromıknatısın kutupları arasına yerleştirilmiştir. Elektron tabancasından salınan elektronlar havası boşaltılmış hızlandırıcı tüp içine enjekte edilir. Magnetik alanın şiddeti alternatif akım 0 dan maksimuma doğru arttırıldıkça elektronların hızı artacak ve alternatif akımın ¼ alternansı sonunda binlerce defa dönerek enerjileri maksimuma erişecektir. Bu anda veya daha erken istenen enerjiye bağlı olarak bir kuvvet uygulanarak elektronlar dönme yörüngesinden saptırılır ve targete çarptırılarak X-ışını demetleri veya saçıcı foliye çarptırılarak geniş elektron demetleri elde edilir. Betatronlar 1950 yıllarından sonra kullanılmaya başlanmış 1970 li yıllarda yerini lineer hızlandırıcılara bırakmıştır. 4
Betatronların X-ışını doz verimlerinin düşük olması ve geniş alan tedavilerine uygun olmamaları nedeni ile yapımlarına son verilmiştir. Elektron tedavilerine daha uygun olup doz verimleri yüksektir. 2. Lineer Hızlandırıcılar 1940 yılından sonra yüksek frekanslı, çok kısa dalga boylu osilatörler geliştirildi. Bunlar lineer hızlandırıcılarda elektronların hızlandırılmasında kullanıldı. Daha sonra yüksek frekans kaynağı olarak 3000 MHz frekansta elektromagnetik dalga veren magnetron ve klaystron tüpleri lineer hızlandırıcılarda kullanılmaya başlandı. Bu tüplerden elde edilen mikrodalgalar şekil de gösterilen hızlandırıcı tüpün içine gönderilir. Elektron tabancasından elde edilen elektronlar 50 kev luk enerji ile (0.4xışık hızı kadar) hızlandırıcı tüpün içine gönderilirler. Elektronlar enerji kazanmak ve hızlandırılmak için elektromagnetik dalgaların üstüne bindirilirler. Normal olarak elektromagnetik dalgaların hızı elektronlardan fazla olduğu için tüp içindeki dairesel diskler ile azaltılır. Disklerin boyutları ve aralarındaki uzaklık dalganın hızına göre belirlenir. Elektronlara yüksek hız elektromagnetik dalganın tepe noktasına bindirilerek verilir. Bu yolla elektronlar birkaç MV enerji kazanılar. Hızlandırma esnasında elektronları ince bir demet halinde toplamak ve target üzerine göndermek için tüp boyunca magnetik odaklayıcı alanlar elde edilir. Hızlandırıcı tüpün sonunda elektronlar maksimum enerjilerini kazanmış olurlar. Enerjileri yaklaşık 5 MV/metre dir. Daha küçük boyutlu cihazlar yapmak ve daha yüksek ışınlar elde etmek için hızlandırılmış elektronlar 90-270 saptırıcı (bending) magnetler ile saptırılarak target üzerine veya doğrudan tüpün dışına gönderilirler. Lineer hızlandırıcı tedavi cihazları haraketli dalga hızlandırıcıları ve duran dalga hızlandırıcıları olmak üzere 2 tipte yapılmışlardır. Lineer hızlandırıcıların mekanik tasarımı Şekil-4 te gösterilmiştir. 5
Şekil-4. Lineer hızlandırıcının mekanik tasarımı. Güç kaynağı, modülatöre DC akım sağlar. Modülatör şebekeye pulse lı akım sağlar. Bu akım modülatör içinde bulunan hidrojen thyrotron lambaları aracılığıyla elde edilir. Hızlandırıcı tüpler genellikle bakırdan yapılmıştır. Elektron demeti targete çarptırılarak yüksek enerjili foton demetleri elde edilir. Işınlar hastaya verilmeden önce düzeltici filtrelerden(flattening filter) geçirilir. Elektron tedavisinde ise saçıcı filtreden (scattering filter) geçirilir ve taramalı demet(scanning beam) yönteminde elektronlara magnetik alan aracılığı ile geniş demet alanları sağlanır. Düzeltici filtreler W ve Al dan yapılmıştır. Cihazın kafası içinde primer kolimatörler, monitör iyon odaları, ışık demeti sistemi ve ayna sistemi bulunur. Kolimatörün alt kısmında wedge filtre ve koruyucu blok tepsisi için özel yerler vardır. Şekil-6 da tedavide kullanılan farklı enerjilerdeki foton demetleri için Şekil-7 de farklı enerjilerdeki elektron demetleri için izodoz dağılımları gösterilmiştir. 3. Mikrotronlar Mikrotronlar bir elektron hızlandırıcısı olup lineer hızlandırıcı ile siklotron karışımı bir tedavi cihazıdır. 1972 yılından sonra İsveç teki Scanditronix AB firması tarafından geliştirilmiş ve Umea Üniversitesinde kullanılmaktadır. Yapıları basit ve enerji seçimi kolaydır. Diğer lineer hızlandırıcılara göre daha küçük hacimli cihazlardır. Tek bir mikrotron jeneratörü birkaç tedavi odasına elektron demeti sağlayabilir. 6
Şekil-6 Farklı enerjilerdeki radyasyonlar için izodoz dağılımları. (A) 200 kvp, SSD = 50 cm, HVL = 1 mm Cu, alan = 10 x 10 cm. (B) 60Co, SSD = 80 cm, alan = 10 x 10 cm. (C) 4-MV x-rays, SSD = 100 cm, alan = 10 x 10 cm. (D) 10-MV x-rays, SSD = 100 cm, alan = 10 x 10 cm. 7
Şekil-7. 10 x 10 cm alanda (A) 7 MeV, (B) 12 MeV ve (C) 18 MeV elektron enerjileri için izodoz dağılımları. Medikal lineer hızlandırıcılar koruma blokları kullanılmaksızın yalnızca düzenli(kare, dikdörtgen) alanlar oluşturmaya izin veren kolimatör yapısına sahip iken gelişen teknoloji ile birlikte düzensiz alanlar oluşturabilen multilif kolimatöre sahip lineer hızlandırıcılar geliştirilmiştir. Bu lineer hızlandırıcılar ile uygun donanıma sahip simülatör ve tedavi planlama sistemleri kullanılarak doz optimizasyonunu en iyi şekilde sağlayan konformal radyoterapi, stereotaktik radyoterapi, şiddet modülasyonlu (IMRT) tedavi teknikleri uygulanabilir hale gelmiştir. 8
Şekil-8. Multileaf kolimator. Şekil-9. 3-boyutlu tedavi planlaması. 9
Şekil-10. Stereotaktik radyocerrahi planlaması ve uygulaması. Kaynaklar: 1. Perez AC, Brady LW. Principles and Practice of Radiation Oncology. 3 rd edition, Philedelphia, 1998. 2. Khan FM. The Physics of Radiation Oncology. 2nd edition, Minnesota, 1994. 3. Webb S. Optimization by simulated annealing of three dimentional conformal treatment planning for radiation fields defined by multi-leaf collimator. Phys Med Biol 1996; 36: 1201-1226. 4. Brady LW, Markoe AM, Micaily B et al. Innovative tecniques in radiation oncology: Clinical research programs to improve local and regional control in cancer. Cancer 1990; 65: 610. 5. ICRU Report 50: Prescribing, recording and reporting photon beam therapy. Bethesda, MD, International Commission on Radiation Units, 1993. 10