RADYOTERAPİ CİHAZLARIRADYOTERAPİ 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 ŞeklindeRadyasyon veren cihazlar

X-Işınıa)Yüzeyel

Gama Işnıa)Co 60

Elektron Hızlandırıcılara)Betatronlar

Proton ve Nötron Hızlandırıcıa)Protony

b)Mediumc)Derin

b)Cs 137 b)Lineer Hızlandırıcılarc)Mikrotronlar

b)Nötronc)Siklotrom

Brakiterapi

a) Doku Arası Tedavi

Brakiterapi(Yakından Yapılan Tedavi)

b) Vucut çukurlarına konarakc) Yüzeysel Tedavi

İnternal Tedavi(İç Tedavi)

X-IŞINI Ş

VE

X-IŞINI CİHAZLARI

X-IŞININ ELDESİ

**İlk radyolojik görüntüleme 1895 yılındaWilliam Röntgen tarafından X-Işınlarınınkeşfi ile gerçekleştirilmiştirkeşfi ile gerçekleştirilmiştir.

** X-ışınları 1895 yılında gaz deşarjtüpünde katot ışınları ile çalışırken W.p ş ç şRöntgen tarafından keşfedildi. W.Röntgen elektron ışınlarının deşarjtüpünün camına çarpması sonucutüpünün camına çarpması sonucuelektron ışınlarından farklı türde birışının oluştuğunu fark etti. Daha öncehiçbir yerde rastlamadığı bu ışınlara X-hiçbir yerde rastlamadığı bu ışınlara Xışınları (adı bilinmeyen anlamında)ismini verdi.

CW Roentgen,

Hızlandırılmış elektronlar targete çarptığı zaman;Hızlandırılmış elektronlar targete çarptığı zaman;

1.Nükleer çarpışma;elektronların küçük bir kısmının tungsten atomunun ç g

çekirdeği ile çarpışması ve birdenbire durdurulmaları sonucunda oluşur. Elektronun ş

bütün enerjisi x ışınına dönüşür.

2. Bremss (Frenleme) Işınları

e-e-e- e-

+ çekirdeke-

e-çekirdek

e-

e-

X-ışını

e-

e-

Brems radyasyonu;

e

gelen elektron hedef atomun çekirdeğine çok yakın gelirse çekirdeğin çekim kuvvetinden etkilenerek durdurulurlar ve elektronun enerjisinin bir kısmı x

dö ü üışınına dönüşür. Bu x ışınlarına Bremstrahlung (frenlenme radyasyonu) denir.

3. Karakteristik X-IşınıGelen Elektron

KYörünge

LMg

Elektronu

Gelen elektron hedef atomun yörünge elektronlarından birine çarparak onuyörüngesinden fırlatır. Böylece boş kalan yörüngeye daha üst yörüngelerdenbi l kt l k l i B d iki ö ü jil i i f k k d bibir elektron gelerek yerleşir. Bu arada iki yörünge enerjilerinin farkı kadar birenerjiye sahip foton ( karakteristik X-ışını ) yayınlanır

3. Karakteristik X-Işını

h E E

hν= EK - EN

hν= EK - EL

hν= EK - EM

KLM

Gelen elektron hedef atomun yörünge elektronlarından birine çarparak onuyörüngesinden fırlatır. Böylece boş kalan yörüngeye daha üst yörüngelerdenbi l kt l k l i B d iki ö ü jil i i f k k d bibir elektron gelerek yerleşir. Bu arada iki yörünge enerjilerinin farkı kadar birenerjiye sahip foton ( karakteristik X-ışını )yayınlanır.

Tungsten ve Molibden için mümkün bazı karakteristik X-ışını geçişleri ve yayınlanan X ışınlarının enerjileriX-ışınlarının enerjileri.

Tungsten Molibden

Geçiş Yayınlanan Foton Enerjisi

(keV)

Geçiş Yayınlanan Foton Enerjisi

(keV)

K-NIINIII 69.081 K-MIIMIII 19.602

K-M 67 244 K-L 17 479K-MIII 67.244 K-LIII 17.479

K-MII 66.950 K-LII 17.375

K-LIII 59.321 - -

K-LII 57.479 - -

X-ışını SpectrumuX-ışını Spectrumu

Karakteristik X-Işını Piki

tput

atif

Out

Rel

a

Bremss Işınları

Foton Enerjisi (keV)

X-IŞINI CİHAZININ TEMEL KISIMLARI

1. X-ışını tüpü2. Kontrol konsolü3. Yüksek voltaj jeneratörü

X-ışını tüpünün genel özellikleri

* Tüpün camı yüksek ısıya dayanıklıdır.* 20 35 l kt 15 d d* 20-35 cm uzunlukta ve 15 cm çapındadır.* Vakumlu olması uzun ömür ve etkili x-ışını üretilebilmesi için

gereklidirgereklidir.* Tüpün negatif tarafını katot, pozitif tarafını ise anot oluşturur.* Yaklaşık 5 cm2’lik bir tüp penceresi vardır* Yaklaşık 5 cm2 lik bir tüp penceresi vardır.* Çevreye gereksiz x-ışını yayılımını önlemek için tüp kurşun

koruyucu (haube) içine yerleştirilmiştir.koruyucu (haube) içine yerleştirilmiştir.

** X tü ü t l i tü l i ibi l kt il ti i i** X-ışını tüpü, televizyon tüpleri gibi, elektron iletimini sağlayan bir vakum tüpüdür.

** X-ışını tüpünün temel görevi; hızlı hareketi sağlanan l kt l ki tik ji i i bi k l kt tikelektronların kinetik enerjisinin bir kısmını elektromanyetik

enerji çeşidi olan x-ışınına dönüştürmektir.

X-Işını Tüpü ve X-ışınlarının Elde Edilmesi

Yüksek Voltaj Kaynağı

Tungsten Hedef Vakum Kabı

Katot Işınları

-+ +-

X-Işınları

Bakır Anot

Isıtılmış TungstenX-Işınları Isıtılmış TungstenFilament Katot

X-ışını tüpünün parçaları

1. Koruyucu Metalik Muhafaza2. Cam Tüp3. Katod4. Anod

X-IŞINI CİHAZLARI

X IŞIN CİHAZLARI ü b lX IŞIN CİHAZLARI üç gruba ayrılır.

1. Konvansiyonel X Işını cihazları

2. Süpervoltaj tedavi cihazları

3. Megavoltaj tedavi cihazları

1- Konvansiyonel X Işını cihazları1 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) Kontakt tedavi cihazları (45-60 KV):1 1b) Kontakt tedavi cihazları (45 60 KV):⇒ 45-60 KV, 2 mA gücünde ⇒ F.S.D. uzaklığı 2-4 cm’dir.⇒ 0 5 2 5 mm Aliminyum (Al ) filtreler kullanılır⇒ 0.5-2.5 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 A ü ü d* 60-150 KV, 5-10 mA gücünde* FSD 15-30 cm. * 1.0-6.0 mm Al. filtre kullanılır. * Işınların kalitesi (H.V.T) 1-5 mm Al.ş ( )* 5 mm derinliğe kadar yerleşmiş tümörlerin tedavisindekullanılır.

1 1d) Medyum voltaj tedavi cihazları (120 180 KV):1-1d) Medyum voltaj tedavi cihazları (120-180 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 kullanılırkullanılır.

Ortavoltaj tedavi cihazı

1-1e) Derin tedavi cihazları

180-300 KV ; 10-30 mA gücünde FSD= 30-70 cmFSD 30-70 cmIşın kalitesi (HVT) 0.5-4.5 mm Cu. 0.5-3.0 mm Cu, yüksek KV’larda Thoraeus filtreler0.5 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)

SIEMENS STABILIPAN II DERİN TEDAVİ CİHAZI

PHILIPS MARKA DERİN TEDAVİ CİHAZI

2-SüperVoltaj Tedavi Cihazları2 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 Cu300-400 KV ‘larda 4-5 mm Cu

400 2000 KV d S F Pb filt l k ll l400-2000 KV arasında Sn, Fe, Pb filtreler kullanılır.

2a) Rezonans transformatörlü cihazlar2a) Rezonans transformatörlü cihazlar

1MV ve 2 MV cihazlar yapıldı

2b) Van De Graaff elektrostatik generatörler

2 MV ışın verirler

REZONANS TRANSFORMATÖRÜ

3-Megavoltaj Tedavi Cihazları3 Megavoltaj Tedavi Cihazları

Megavoltaj tedavi cihazları

Enerjileri 1MV dan bü ük olan ışınları Mega oltajEnerjileri 1MV dan büyük olan x-ışınları Megavoltajışınlar olarak sınıflandırılır

jil i d b k l d k if ki d kEnerjileri 1 MV dan büyük olan radyoaktif çekirdekkaynaklı gama ışınları da bu kategoride yerl k dalmaktadır

l j d i ih lMegavoltaj Tedavi Cihazları

‘Van de Graaff’ hızlandırıcıLineer HızlandırıcıBetatronlarMicrotronCo60 gibi gama ışını üniteleridirCo60 gibi gama ışını üniteleridir

d ff j‘Van de Graaff’ jeneratörü

Yüklü parçacıkları hızlandırmak için tasarlanmışelektrostatik hızlandırıcıdırelektrostatik hızlandırıcıdırKlinik uygulamada daha çok 2 MV a kadar x ışınıüretebilen elektronları hızlandırabilmekle beraber 10MV aüretebilen elektronları hızlandırabilmekle beraber 10MV akadar x-ışını üretebilecek kapasiteye sahiptirTeknik üstünlükleri fazla olan Co 60 ve Lineer hızlandırıcıTeknik üstünlükleri fazla olan Co 60 ve Lineer hızlandırıcıcihazlarının gelişimi ile birlikte uzun sürelikullanılamamıştır

Van De Graaff generatörü

Değişik Enerjilerin Sudaki Derin Doz Eğrileri

%DD

100

a-Grenz rayb Contact tedavi

80

90

de

b-Contact tedavic-Yüzeyel tedavid-Orthovoltaj tedavie-Co6050

6070

b

c e-Co6050

3040

a

1020

30

Derinlik (cm)0 1 2 3 4 5 6 7 8

γ ışınları ve γışını cihazlarıışını cihazları

IŞINLARININ ELDESİγ IŞINLARININ ELDESİ

γ - Gamma Bozunumu

Alfa ve beta bozunumlarının birçoğunda,ü ü ki d k ji d lürün çekirdek enerji açısından uyarılmışdurumda kalır. Ürün çekirdek buuyarılmış durumlardan kurtulmakamacıyla bir veya iki gamma fotonuyayınlar ve enerji bakımından temelseviyeye ( sıfır enerji seviyesi) inerseviyeye ( sıfır enerji seviyesi) iner.Gamma ışınları X-ışınları ve görünür ışıkgibi elektromanyetik radyasyonlardır.

γ - Gamma Bozunumu

60

Co27Co33

β-1 (%99. 8) Emax= 0.313 MeV

β-2 (%0. 2)

Emax= 1. 48 MeV2. 50 MeV

γ1 = 1.17 MeV (%99.8)

1. 33 MeVγ2 = 1.33 MeV (%100)

Ni3260

0. 00 MeV

3228

C 60‘ bCo-60‘ ın bozunum şeması

1. Radyoaktif kaynaklarla çalışan teleterapi cihazlarıy y ç ş p

R d t i i ilk l dRadyoterapinin ilk zamanlarında bir kaç gram Ra-226 kapalı bir kutu içine konarak

İngiltere e İs eç’te teleterapi ka nağı olarakİngiltere ve İsveç’te teleterapi kaynağı olarak kullanılmıştı.

Ra-226 teleterapi cihazlarının kaynak çapının büyük oluşu ve penumbranın büyük olmasıbüyük oluşu ve penumbranın büyük olması

nedeniyle yerlerini Co-60 ve Cs-137 cihazlarına terk etmişlerdir.terk etmişlerdir.

Co-60 ‘ın yarı ömrünün işletim açısından kısa l ( l ) d i l l if l kolması ( 5.26 yıl ) nedeniyle alternatif olarak

1996 yıllarında yarı ömrü 13.4 yıl olan i l i il i i i i izenginleştirilmiş Europium-152 üretimi için

çalışmalar rapor edilmeye başlamıştır.

Co-60- Teleterapi cihazları

* Co-60 teleterapi cihazları 1952 yılından beri radyoterapideCo 60 teleterapi cihazları 1952 yılından beri radyoterapide süper voltaj tedavi cihazı olarak kullanılmaktadır.

* Işın kaynağı olarak Co-60 radyoizotopu kullanılır.

* B i C 59 l i i l ö l l* Bu izotop Co-59 elementinin termal nötronlarla bombardımanı sonucu meydana gelir.

* 27Co59 + 0n1 → 27Co60

Co 60 bozunma şeması

Bozunma sonucu oluşan gamma ışınları tedavide kullanılır.Bozunma sonucu oluşan gamma ışınları tedavide kullanılır.

Gamma ışınlarının kalitesi 11 mm kurşun (Pb) dir.ş ş ( )

Ortalama enerjisi 1.25 MeV’dir.

Beta (β) ışınları kaynak kapsülü ve kolimatör tarafından b b diliabsorbe 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 d küçapında küre

şeklindedirşeklindedir.

Co-60 Kaynağının Yapısı

* K k k i i i C i RHM i i d d ğ l di ili* Kaynak aktivitesi Curie veya RHM cinsinden değerlendirilir.

* Tedavi cihazının kafasına yerleştirilen kaynak cihazın* Tedavi cihazının kafasına yerleştirilen kaynak, cihazınçalışması esnasında uzaktan kumandayla kolimatörün ağzınagetirilir. Bunun için genellikle disk sistemi veya çekmecei t i k ll lsistemi kullanılır.

* Bütün radyoizotop cihazlarında elektrik kesildiğinde kaynakBütün radyoizotop cihazlarında elektrik kesildiğinde kaynakotomatik olarak kapalı duruma geçecek şekilde dizaynedilmiştir.

Alcyon II Cihazının Kafa Dizaynı

Theratron Cihazının Kafa Dizaynı

CIRUS TEDAVİ CİHAZI

* Co-60 cihazlarında kaynak çapları büyük olduğu y ç p y ğiçin penumbra büyük olur.

* Penumbra ( yarı bölge ): Radyasyon ışınıkenarındaki doz oranının ışın merkezine olankenarındaki doz oranının ışın merkezine olanuzaklığın bir fonksiyonu olarak hızla değiştiği biralandır.

Penumbrayı gösteren diyagram

Cesium-137 Teleterapi Cihazları

* Cs-137 teleterapi cihazlarının yapısı Co-60 cihazlarına benzer.* Cs-137 kaynaklarının spesifik aktivitesi düşüktür.y p ş* SSD leri 20-40 cm dir.* 200-400 KV’ luk x ışını cihazlarına eşdeğerdir.ş ş ğ* Gamma ışını enerjisi 0.666 MeV’dir.* Yarı ömrü 30 yıldır.y

Kaynak yapıları büyük olduğu için imalatları durdurulmuştur.

Partikül hızlandırıcılar

Tanecik (Partiküler) Şeklinde Radyasyon Üreten Cihazlar:

1. Elektron hızlandırıcıları

Betatronlar:B h l d ü ü d i il jiBetatronun hızlandırma tüpünde istenilen enerjiye veyamaksimum enerjiye yükseltilen elektronlar dengeyörüngesinden dışarıya doğru saptırılır. Elektron huzmesiy g ş y ğ phızlandırıcı tüpü terkettikten sonra nikel, altın, ve kurşundanyapılmış saçıcı filtrelerden geçirilir. Bu elektronlar sahaboyutlarını ayarlayan konüslerle hastaya verilir Yüzeyelboyutlarını ayarlayan konüslerle hastaya verilir. Yüzeyelmedium ve derin tedavi yapmaya elverişli olan betatronların5 MeV ile 43 MeV arasında değişik enerji kademeleri vardır.

♣ B t t l l kt h l d ih l d♣ Betatronlar elektron hızlandırıcı cihazlardır.♣ Betatronlar 1950 yıllarında kullanılmaya başlandı♣ ışınlarının do erimleri düşük♣ x ışınlarının doz verimleri düşük♣ FSD’leri kısa ♣ Geniş alan ışınlamalarına g n olmadıkları için♣ Geniş alan ışınlamalarına uygun olmadıkları için 1970’li yıllarda yapımları durduruldu.

33 MeV Betatron cihazı

İ1974- BERLİN

BETATRON CİHAZININ ÇALIŞMA PRENSİBİ

LineerHızlandırıcılarHızlandırıcılar

i l d lLineer Hızlandırıcılar

** Yüksek frekanslı elektromanyetik dalgalar kullanarakyüklü parçacıkları hızlandıran ..

** Yüksek enerjili elektron ışınları doğrudan yüzeyelyerleşimli tümörlerin tedavisinde, ya da hedefeçarptırılarak üretilen x ışınları ile derin yerleşimlitümörlerin tedavisinde ..

kullanılabilen cihazlardır.

i l d lLineer Hızlandırıcılar

Elektron Tedavi BölgesiHızlandırıcı Tüp

50 keV ~3mm çapında hız. elek.

TabancasıTedavi BölgesiHızlandırıcı Tüp

Dalga Kılavuzu Saptırıcı Magnet

ModülatörMagnetron

Yada Klystron

Tedavi Bölgesi

GüçSağlayıcıSağlayıcı

Medikal Lineer Hızlandırıcıların Blok Diyagramı

Lineer hızlandırıcılar

6 MeV’den küçük enerjilerde elektronlar düz olarak çıkıp yüksekatom numaralı tungsten’den yapılmış targete çarparak x ışınıoluştururlar.

D h ük k jili l kt l ld 270° dö dü ül kDaha yüksek enerjili elektronlar genelde 270° döndürülerektargete çarptırılır ve X ışınları oluşur.

Işınlar hastaya verilmeden önce düzeltici filtrelerden geçirilir. BuIşınlar hastaya verilmeden önce düzeltici filtrelerden geçirilir. Bufiltreler Wolfram veya alüminyumdan yapılmıştır.

Cihazın kafasının içinde primer kolimatörler, monitör iyonodaları, ışık huzme sistemi ve ayna sistemi bulunur.

Ayarlanabilir kolimatörler standart asimetrik veya multilifkolimatörler olabilirkolimatörler olabilir.

Standart wedge ve koruma blok tepsisi için özel yerler vardır.

Lineer hızlandırıcılar

B sisteme göre güç ka nağı modülatöre elektriksel güç sağlarBu sisteme göre güç kaynağı modülatöre elektriksel güç sağlar.Modülatörde pulse oluşum network’ü ve anahtarlama tüpü

olarak thyratron bulunur.yThyratrondan oluşup giden pulse’lar klystron veya megnetrona

ve aynı anda elektron tabancasına gider.Magnetron veya klystronda oluşan pulse halindeki mikrodalgaMagnetron 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 çapındaElektronlar akseleratör tüpünden çıkışta yaklaşık 3 mm çapında

çıkarlar.

Li H l d l l diLineer Hızlandırıcıların genel dizaynı

l İlk iÇalışma İlkesi

** Güç sağlayıcı modülatöre DC güç sağlayarak ‘Hidrojen Thyratron’ tüpünütetiklertetikler

** Modülatörden sağlanan yüksek voltajlı DC güç, birkaç mikro saniyearalıklarla darbeler halinde magnetron ya da klystrona ve elektront b l l k ltabancasına eşzamanlı olarak uygulanır

** Radar dalgalarını (mikro dalgalar) elde etmekte kullanılan magnetron veyaklystron gibi özel tüplerden, frekansı yaklaşık 3000 MHz olanelektromagnetik dalgalar elde edilir. Havası tamamen boşaltılmış dalgahızlandırıcı tüp içine sevk edilen elektromagnetik dalgaların hızı, tüpün özelyapısı nedeniyle ışık hızından daha azdıry p y ş

** Elektron tabancası ile elde edilen elektronlarda yaklaşık 50 keV 'luk enerjiile hızlandırıcı tüp içine enjekte edilirler.

H l d M k iHızlandırma Mekanizması

e μse μ

Mikrodalga (3000 MHz)

Elektronlara enerji vermek ve hızlandırmak için hareket eden dalgalarınElektronlara enerji vermek ve hızlandırmak için hareket eden dalgalarınüzerine bindirilmesi gerekir. Bu işlemin gerçekleşmesi için de; elektronun vedalganın hızı eşit olmalıdır. Hızlandırma sırasında elektronları bir demeth li d t l k t t ü i bi d t h li d ö d k i i tikhalinde toplamak ve target üzerine bir demet halinde göndermek için magnetikfokuslayıcı sahalar hızlandırıcı tüp boyunca yerleştirilmiştir. Elektronlarhızlandırıcı 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 targeteçarptırılır, böylece x ışınları elde edilir.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

ü ü 2MW dgücü 2MW dur.

lKlystron

** Klystron, mikrodalga üretmez. Mikrodalga güçlendiricisi olarak görev yaparolarak görev yapar

** Düşük güçteki osilatörler tarafından üretilen mikrodalgalar ş g ç ggüçlendirilmek 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

H l d tü k iti

Elektron tabancası target

Hızlandırıcı tüp kesiti

electrons targetg

XX-rays

X-ışını

El k l ibi ük k ğ l kl h d fElektronlar tungsten gibi yüksek yoğunluklu hedefe çarptığında ‘Bremsstrahlung x-ışınları’ oluşurHedef gelen elektronların tamamını soğ racak kalınlıktaHedef, gelen elektronların tamamını soğuracak kalınlıkta olmalı ve soğutulabilir olmalıdırÜretilen x ışınlarının ortalama enerjisi maksimumÜretilen x-ışınlarının ortalama enerjisi, maksimum enerjinin yaklaşık 1/3’ü kadardır

l kElektron Işını

Hızlandırıcı tüpten çıkan elektronlar yaklaşık 3mm çapında ince bir demet halindedirince bir demet halindedirTedavi alanı boyunca üniform bir doz dağılımı oluşturmak içi elektronlar elektron saçıcı foil e çarptırılıriçi elektronlar, elektron saçıcı foil e çarptırılır ‘Elektron saçıcı foil’ olarak kurşun gibi ince metaller kullanılırkullanılırYine de bu çarpma sonucunda düşük oranda x-ışını üretilir. Buna elektronların x-ışını kontaminasyonu denir.ş y

K li i iKolimatör sistemi

Kolimatör kurşun, tungsten ya da kurşun-tungsten alaşımı gibi yüksek yoğunluklu kalın bir tabaka ile çevrilidirgibi yüksek yoğunluklu kalın bir tabaka ile çevrilidir.4Hedef4Saçıcı foil4Saçıcı foil4Düzenleyici filtre4İyon odasıİyon odası4Sabit ve hareketli ‘jaw’ lar ve4Işık sisteminden oluşurş ş

Lineer hızlandırıcılarda çıkan ışınların odak noktası çok küçüktür (2-3 mm) Bu nedenleradyasyon huzmesinin sınırları keskindir. Yani penumbra oldukça düşüktür. Işınların alanbüyüklüğü boyunca homojen bir yapıya sahip olmaları için düzeliticı filtrelerden geçirilirler.Elektron ışınlarında saçıcı filtreler (scattering filter) x ışınlarında ise düzeltici filtreler (fiatteningElektron ışınlarında saçıcı filtreler (scattering filter) x ışınlarında ise düzeltici filtreler (fiatteningfilter) kullanılır. Cihazın kafası içinde ayrıca primer kolimatörler, monitör iyon odaları, ışıkhuzmesi sistemi ve ayna sistemi.

Elektron Demeti

X Işını HedefiX-Işını HedefiPrimer Kolimatör

Düzenleyici filtreSaçısı foil

Düzenleyici filtre

İyon Odası

İkincil Kolimatör

Elektron AplikatörüElektron Aplikatörü

Hasta HastaHasta Hasta

Foton enerji modu Elektron enerjisi modu

MLC (Çok Yapraklı Kolimatör)

K k böl l k kl lifl l k k dKorunması gereken bölgeler çok yapraklı liflerle korunmaktadırLif kalınlıkları modellere göre değişmekle beraber yaygın olarak izosantır da 1cm dir.X boyutu MLC y boyutu konvansiyonal ya da x-y konvansiyonal artı bir boyutuMLC l li k d ll i d ttMLC olan linak modelleri de mevcutturIMRT ve Konformal radyoterapi teknikleri için gereklidir

Üç farklı lineer hızlandırıcı şekli;

a) Doğrusal ışın dizaynı (bu cihazlar yalnızca4-6 MV ışınları için imal edilmiştir.)

b) Hızlandırıcı tüp, gantry ve izosantr eksenineparalelparalel

c) electron tabancası ve hızlandırıcı tüp gantrystadında

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

Varian-Rapid arc video

Siemens-ARTISTE

El kt V tElekta- Vmat

H lik l T iH lik l T iHelikal TomoterapiHelikal Tomoterapi

TomoterapiTomoterapiTomoterapiTomoterapi

HI-ART Tomoterapi CihazıHI-ART Tomoterapi CihazıLinac

ControlGun Board Linac

ControlGun Board

pp

ControlComputer

Circulator

ControlComputer

Circulator

MagnetronMagnetron

Pulse FormingPulse FormingPulse FormingNetwork andModulator

Data Acq isition S stem

Pulse FormingNetwork andModulator

Data Acq isition S stem

DetectorBeam StopHigh VoltagePower Supply

Data Acquisition System

DetectorBeam StopHigh VoltagePower Supply

Data Acquisition System

Helikal Tomoterapinin TarihçesiHelikal Tomoterapinin Tarihçesipp

• İlk olarak Thomas R. Mackie tarafından• İlk olarak Thomas R. Mackie tarafındanİlk olarak Thomas R. Mackie tarafından 1993 yılında Wisconsin Üniversitesinde

• Prototip

İlk olarak Thomas R. Mackie tarafından 1993 yılında Wisconsin Üniversitesinde

• Prototip• Prototip • 2000’li yıllarda piyasaya sunuldu• Prototip • 2000’li yıllarda piyasaya sunuldu• İlk hasta Temmuz 2003’te tedavi edildi• Şubat 2008’de 200 cihaz• İlk hasta Temmuz 2003’te tedavi edildi• Şubat 2008’de 200 cihazŞubat 2008 de 200 cihaz

~ 175 tüm dünyada25 Avrupa’da

Şubat 2008 de 200 cihaz~ 175 tüm dünyada

25 Avrupa’da~ 25 Avrupa da ~ 25 Avrupa da

HI-ART Tomoterapi CihazıHI-ART Tomoterapi CihazıHI ART Tomoterapi CihazıHI ART Tomoterapi Cihazı

6-MV Kaynak(800 MU/ i 1 5 kt k k)6-MV Kaynak(800 MU/ i 1 5 kt k k)(800 MU/min, 1.5 mm nokta kaynak)(800 MU/min, 1.5 mm nokta kaynak)

Primer Kollimatör(0 - 5.0 cm)

Primer Kollimatör(0 - 5.0 cm)

Binary MLC(64 yaprak, ea @ 0.61 cm)Binary MLC(64 yaprak, ea @ 0.61 cm)

85 cm Gantri Açıklığı85 cm Gantri Açıklığı

(0 5.0 cm)(0 5.0 cm)

85 cm Gantri Açıklığı85 cm Gantri AçıklığıYaklaşık 85cmYaklaşık 85cm

Yaklaşık 50cmYaklaşık 50cm

Tomo•Image Detektör SistemiTomo•Image Detektör Sistemi

T t i I d tiT t i I d tiTomoterapi Işın demetiTomoterapi Işın demeti

HI-ART Tomoterapi CihazıHI-ART Tomoterapi CihazıHI ART Tomoterapi CihazıHI ART Tomoterapi Cihazı

HI·ART Sistemi K l iHI·ART Sistemi K l iKomponentleriKomponentleri

TedaviTedavi9

87

6

98

76

PlanlamaPlanlama5

43

21

54

32

1

DICOMPlanlama CT

DICOMPlanlama CT

DICOMKesitleri

DICOMKesitleri

TomoterapiTomoterapi

Ö k Pl l B BÖ k Pl l B BÖrnek Planlama: Baş-BoyunÖrnek Planlama: Baş-Boyun

Tedavi süresi 6 dakika

Tedavi süresi 6 dakika

Beam on Time9min for 2.2 Gy/frac

Helikal Tomoterapi: Baş-BoyunHelikal Tomoterapi: Baş-Boyun

ifGamma Knife

Radyocerrahi; çok sayıda düşük enerjili ışın demetlerininhastalıklı bölgeye yönlendirilip odaklanması ile dokudag y y pdeğişiklik yaratılması anlamına gelmektedir.

Radyocerrahi terimi tıbba İsveç’li beyin cerrahı Lars LEKSELLRadyocerrahi terimi tıbba İsveç li beyin cerrahı Lars LEKSELLtarafından kazandırılmıştır.

Gamma knife cihazı ilk kez 1968 yılındakullanıma girmiştir.Tüm dünyada 250’nın üzerinde merkezdekullanılmaktadır.400 000 ‘d f l d h t t d i400.000 ‘den fazla sayıda hasta tedaviedilmiştir.

G k ifGamma knife

Co-60 radyoaktif kaynaklarK li ö (h l )Kolimatör (helmet)APS ve TrunnionKolimatör taşıyıcıKolimatör taşıyıcıKolimatör değiştirici (asansör)( )Tedavi masasıKumanda konsoluM i öMonitör…

den oluşurden oluşur

G K ifGamma Knife

• Kaynak çapı 1mm, kaynak aktivitesi 30 Ci olan 201 Co-60aktivitesi 30 Ci olan 201 Co 60 kaynağından oluşur.

• Çok doğru ve güvenilir bir demet verme sistemi vardırverme sistemi vardır

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

Cobalt kaynaklarıCobalt kaynakları59C + 60C ⇒ 60Ni +2 + − 27 Co +n =27 Co ⇒28 Ni +2γ +e

γ1

2

60Co-nucleus

e -

γ2

Proton Neutron

201 adet Co-60

Aktivite:6000 CiAktivite:6000 Ci

T1/2 =5,3 yıl

Co-60 kaynak ağırlığı: 20g

Gamma KnifeGamma Knife

Kolimatör Kaskı

Koruyucu Kalkan

Seçilen kaynakların bloklanmasıyla hedef

Kolimatör Kaskı

dışındaki kritik organlara minumum doz iletilir.

Co-60 kaynağı

Sabit kolimatör

Ağırlık: 18300 kg

Kapakların ağırlığı:800kg

KolimatörKolimatör

APSAPS

Kumanda konsolu monitörKumanda konsolu ve monitör

D l lDoz planlama

Gamma knife

Gamma knife

Gamma knife

CYBERKNIFERobotik RadyoterapiRobotik Radyoterapi

C b K if Dü d ki ilk İ i bitl• Cyber Knife Dünyadaki ilk İnvaziv sabitleme olmaksızın, görüntü eşliğinde robotik

d hi ö ü üdüradyocerrahi çözümüdür.

Radyocerrahinin TarihçesiTarih Yazar Yer Durum

Radyocerrahinin Tarihçesi

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

treated with Cyberknife, 33.75 Gy in 3 fractionstreated with Cyberknife, 30 Gy in 3 fractionsC b K if ’ l

60

Cyber Knife’ın çalışması

30

40

50

targ

et (c

c)

CT, PET, MR vb kullanılarak tanı vetümör lokalizasyonu

10

20

olum

e of

the

t

minimum dose: 24 Gy

95 %

y

CT kesitleri temel alınarakoluşturulan DRR görüntüleri ile

h k l i i i ül0 5 10 15 20 25 300Vo

Dose (Gy)

60 50 %

75 %

50 %

5 %

95 %target hareketlerinin simülasyonu

Tedavi sırasında alınan DRRgörüntüleriyle planlamadan gelen

Volu

me

(cc)

30

40

50

CI = 1 CI > 1

50 %

25 %

5 %görüntüleriyle planlamadan gelenDRR görüntülerin karşılaştırılması

Masa ve robot pozisyonuna ilişkin

0 5 10 15 20 250

10

20

(G )30

düzeltmeler için sapmalarhesaplanması

Dose (Gy)

Targeting System

Synchrony™

LinearacceleratorX-ray sources

Synchronycamera

Manipulator l Manipulator Robotic Delivery System

Treatment couchImagedetectorsTreatment couch

C b K if ® T h lCyberKnife® Technology

*Gerçek Zamanlı Görüntü KılavuzuKılavuzu

*Gerçek Zamanlı Görüntü Ge çe Gö ü üDüzeltmesi

*Özelleştirilmiş Tedavi Planlama

Lineer HızlandırıcıLineer Hızlandırıcı

6 MV, X-ışını400 - 1000 MU/min*12 basamakla 5 – 60 mm dairesel kolimatörlerIris- cyber knife uygun MLC liIris cyber knife uygun MLC li kolimatör<800 mm SSD de % 0.1 k li ikolimetri sızıntısı< % 2 Asimetri

Robot özellikleri • 65 - 100 cm SSD Cihazın ağırlığı: Robot özellikleri 1525 kg ( LINAC dahil)

• max. yük: 210 kg

208 480 V 54kW 50/60 H• 208-480 V, 54kW, 50/60 Hz

• relative nem: < 75 %

• Ç l l 400 490• Çalışma alanı: 400 cm x 490 cm

treated with Cyberknife, 33.75 Gy in 3 fractionsTedavi Esnasındaki Robot hareketleri

60

Uzaydaki ışınlama pozisyon noktaları (~ 100-120 )

30

40

50

targ

et (c

c)

~1200 -1400 toplam ışınlama noktası

Tedavi path’ları

10

20

olum

e of

the

t

minimum dose: 24 Gy

95 %

p

4 Baş ve vücut geometrisi

4 1 veya 3 path tedavi modelleri0 5 10 15 20 25 300Vo

Dose (Gy)

60 50 %

75 %

50 %

5 %

95 %

Volu

me

(cc)

30

40

50

CI = 1 CI > 1

50 %

25 %

5 %

0 5 10 15 20 250

10

20

(G )30

Dose (Gy)

Görüntü Takip SistemiGörüntü Takip SistemiDx X-ray Sources

2 diagnostic X-ray tüpü + 2 Amorf silikon imaj

Sources

Amorf silikon imaj dedektörleri(kameralar)

Gerçek zamanlı , canlı imaj ve jDRR ların karşılaştırılması

Tedavi esnasında robot bu karşılaştırmadan gelen farkları hesaplayarak doğru noktayı bulur. Amorphous

Silicon Detectors

CyberKnife

12 kolimatör12 kolimatör4(5-60mm)

Bu sistem 2 tür tedavi tekniğine de sahiptirBu sistem 2 tür tedavi tekniğine de sahiptir.

* izosentrik olmayan tedavi ** İzosentrik tedavi d i tİzosentrik tedavi pseudoisocenter

beam direction

External position sensorExternal position sensor

Internal fiducialInternal f duc al

RadyocerrahiRadyocerrahi

Gamma Knife® CyberKnife® SystemGamma Knife®

Tümöre yüksek dozTek fraksion

Tümöre yüksek doz dokusal yapılarda doz limitlerini

belirleyebilmeAltın standard

belirleyebilmeTek veya 2 – 5 arasında fraksiyon

C b k ifCyber knife

Proton,nötron ve ağır iyonlarla RadyoterapiRadyoterapi

2. Ağır Partikül Hızlandırıcılar2. Ağır Partikül Hızlandırıcılar

) Nö h l d la) Nötron hızlandırıcıları

** Hızlı nötronlar 1965 yılından sonra radyoterapide kullanılmaya Hızlı nötronlar 1965 yılından sonra radyoterapide kullanılmaya başlandı.

** Yüksek LET’ li nötronlar radyasyona karşı dirençli tümörlerin y y ş çtedavisinde kullanıldı.

** Nötronlar titanyum tabakası içinde absorbe edilen trityum (1H3)

i d i ( H2) i l il b b d dil iizotopunun deutriyum (1H2) iyonları ile bombardıman edilmesi sonucu meydana gelen reaksiyondan elde edilir.

1H2 + 1 H3 → 2He4 +0n1

** 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)b) Proton hızlandırıcıları (clotronlar)

* Yüklü partikül hızlandırıcılarıdır. William Henry Bragg

* Yüksek enerjili proton kaynağı olarak RT de kullanılmıştır.

1915 Nobel Prize in Physics(1862 – 1942)

ş* Maliyeti çok yüksektir.

Depth in water [cm]

1952 yılında NewYork Brookhaven’da İlkproton siklotronu 3 GeV’lik enerji ile

1954 yılın da ilk hasta tedavi uygulaması Berkeley kliniği

1954 California Berkeley’de 6 GeV’likbir betatron geliştirilmiştir.

1960’lı yılların başında İlk elektrondepolama halkaları 28 ve 33 GeV’lik ikibüyük proton sikratronu sırasıyla CERNve Brookhaven laboratuvarlarındakullanılmıştı

184" Cyclotron

1972 yılında 400 GeV’lik bir protonsinkrotronu İllinois ’ teki FERMILAB’ dainşa edilmiş daha sonra benzer sinkrotronş şCERN’de de kurulmuştur.

1983’te 800 GeV’e ulaşmıştır(FERMILAB’da) Halka şekilli ilk Robert Wilson John Lawrence(FERMILAB da) Halka şekilli ilkelektron-pozitron çarpıştırıcısı HERAadıyla DESY’de meydana getirilmiştir.

Robert Wilson** 1914 – 2000** 1946 yılı ilk klinik olarak proton kullanımı** Founder of Cornell Laboratory of NuclearS di d F iL bStudies and FermiLab.

Sikl (C l ) l ibiSiklotron (Cyclotron) un çalışma prensibi

Proton veya ağır yüklü parçacıklarProton veya ağır yüklü parçacıklarivmelendirilerek yüksek enerjilere ulaştırılırlar

Siklotron merkezinde bir iyon kaynağı yeterincey y ğ yyüksek enerjide (örn.100 eV) elektronlarlabombardıman edilir

Çarpışmalar sırasında birçok pozitif iyonÇarpışmalar sırasında birçok pozitif iyonmeydana gelir

Pozitif iyonlar iyon kaynağının duvarındaki biry y y ğküçük delikten siklotrona girerler veivmelendirilirler

Parçacıklar dönerken enerji kazanırlar

Mıknatıs büyüklüğü ve manyetik alan y ğ ybüyüklüğü kazanılan enerji ile doğru orantılı

Her vücut bölgesine uygun siklotron mevcut

Düşük enerji protonlar yüzeyel tümörlerde4 70 MeV gözle ilgili tmlerde4 230 MeV 32 cm derinlikte ki tmlerde

Yaklaşık 200 ton

4 Dairesel hızlandırma çemberi

4 Parçacıkları hızlandıran manyetik alan4 Parçacıkları hızlandıran manyetik alankuvveti her bir dönüşte artar

4 Proton enerji çeşitliliği sağlar

40-250 MeV Synchrotron 4 Siklotronlara göre daha büyüktürler

4 Sekonder radyasyon yayılımı daha az

Işın demeti (Beam Line)Işın demeti (Beam Line)

Isın hattı (beam line)

4 Isın demeti tedavi odalarına nakil edilmelidir

4güvenlik önlemi olarak ışın fazını denetleyen detektörlerfazını denetleyen detektörler ışın demeti içerisinde yer almaktadır

Northeast Proton tedavi merkezi

Gantry

Genellikle buyukturler, yaklasık 10 tonIsınları farklı açılardan uygulamayı saglarGantry, rotasyon izocenterını dönmeaçılarının 1 mm altında tutabilmelidirIsın denetleme ve ısın sekillendirmeIsınlar gantryde yer alan saptırıcı magnetile yönlendirilirTedavi uçlarında4 İ4 İyon odaları4Saçıcı sistemleri4Alan modülatörleri4Saptırıcı mıknatıs (magnet)4Kolimatör (Jaws)

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

Tedavi alanları istenilen hedefprofile göre sekillendirilirlerp gKolimatörler (aperture)genellikle prinçten yapılırlar.Maliyette agırlıkta ve deMaliyette, agırlıkta ve desekonder radyasyon üretiminde en uygun seçenektirAralık sınırı, bir port ileberaber %50 isodoza tekabülederGenellikle hedef projeksiyonisocenter 90-50 arası veyadaha fazla olarak penumbradaha fazla olarak penumbrave diğer kurulum tertibatı iletanımlanırlar.

Hasta spesifik denklestiriciler, plastikmateryalden (lusit) yapılmıstır veprotonların mesafesini kısaltmaktadırprotonların mesafesini kısaltmaktadır.

Portal ile belirtilen maksimun gereklimesafe genellikle protonların %90 distalig polarak tanımlanır.

Denklestiricinin her bir parçası protonlaril t l bi bi i k l klile protonların birbirine yakınlıklarınıkontrol eder.

Basamakların genislikleri belirsizliklereBasamakların genislikleri belirsizlikleregöre ki genellikle mesafeyi çesitli hedefalan noktaları boyunca hedefin çaprazseçmeli profilinde ayarlanabilmektedir.

Apertürler /denkleştiriciler hem ileri hem geri çekilebilen ved i dülü ü b d l k l kl i dtedavi modülünün başında yer alan tekerlekler sayesinde

sürülebilirler.

Penumbra tedavi derinliğine göre ve de ışın hattı spesifikdonanım ayarlarına göre farklılık gösterir ama 16 cm lik birmesafede yaklaşık olarak 4 4 mm dirmesafede yaklaşık olarak 4.4 mm dir.

Loma LindaLoma Linda(protons)

Doz dağılımı: pasif yayılımDoz dağılımı: pasif yayılım

Çift saçıcı yöntem4 1. saçıcı ısının açısal diverjansını arttırır

4 Isının %60’ı kaybolur4 Saçıcı yüksek z materyalinden yapılır4 Saçıcı yüksek z materyalinden yapılır

(bakır)

T b k h li d ğ ö iTabaka halinde yığma yöntemi4 Hareketli kolimatörler ve denkleştiriciler

(compensator) ile doz derinliği ve yoğunluğunu ayarlama

O O A İPROTON TERAPİ

100

120

se

8 MV X-rays200 MeV protons20 MeV electrons

40

60

80

ose

resp

ons cobalt 60

Protonlar farklı dozimetrikkarakteristiklere sahiptirler

0

20

40

% d

Konvansiyonel radyasyondagiderek düşen enerji bırakımı

0 5 10 15 20 25 30depth cm of water

g de e düşe e e j b a

Protonlar yükselen enerji bırakımıil üf d bil l k iile nüfuz edebilme alanı maksimum( “Bragg Peak” ) doruk noktasınaulaşır.

Sağlıklı dokulara daha düşükseviyede doz teması sağlarseviyede doz teması sağlar .

** Işın giriş yeri ile tümör bölgesi arasına düşük doz** Işın giriş yeri ile tümör bölgesi arasına düşük doz

** Keskin doz düşümü ile tümör arkasına

f dsıfır doz

** Düşük lateral saçılma/penumbra

** Yüksek uniform tümör dozu

** Daha iyi tümör kontrolu

** Normal doku toleransı artışı ve düşük yan etki

R d bi l jiRadyobiyoloji

Proton ve ağır partiküller maddeye girdiktenbelli bir mesafe sonrasında ani bir enerjitransferi söz konusudur.transferi söz konusudur.

X ve gamma fotonlar, protonlar ve helyumiyonları düşük LET radyasyonlardır.

Neon ve karbon iyonları yüksek LET değerliradyasyonlardır.

b i l l idKarbon iyonların RBE leride ~ 3 tür.Protonların RBE leri ~ 1,1 dir

Yüksek LET li radyasyonlar dokuy yoksijenizasyonu ve hücre siklusundan daha azetkilenirler

LET yükselir, RBE yükselir, maksimumy , y ,noktaya ulaşılır ve sonra yavaş yavaşazalmaya başlar. Over kill etkisi oluşur.

Proton tedavi avantajları

Ana amaç ; tümöre yüksek doz verirken yüksek tümörkontrolunu sağlamak ( TCP )kontrolunu sağlamak.. ( TCP )Tam kür normal doku dozunun düsük olması ile sağlanabilir.. (NTCP )TCP & NTCP (tumor control probability & normal tissuecomplication probability)Hasta toleransı artmaktaHasta toleransı artmaktaKritik bölgelere yakın düzensiz şekilli lezyonlar protonlar içinbiçilmiş kaftandır4Ö llikl i l k d k ü ö l4Özellikle spinal korda yakın tümörler4Çocukluk 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.

SONUÇ

Proton tedavi deneyimi tüm dünyada artmaktadır.

Teknolojinin gelişmesiyle tedavi ünitelerinin boyutları küçülmekte ve fiyat kabul edilebilir seviyelere inmektedir.ç y y

Proton tedavisinde, foton radyoterapisine göre daha iyi doz d ğ l dü ük tki ö k ddağılımı ve düşük yan etki söz konusudur.

PTV içinde yüksek tümör doz volümü sağlanmaktadırPTV içinde yüksek tümör doz volümü sağlanmaktadır.

Proton tedavi cihazları kritik organ bölgelerin de ve kl k l i d d h f k if içocukluk çağı tümörlerin de daha efektiftir.

c) Negatif Pionlar ( Pi mesonlar )

** Pi mesonların varlığı 1935’te Yukowa tarafından saptanmıştır. ** Elektronlardan 273 kere daha ağır bir kütleye sahiptir** Elektronlardan 273 kere daha ağır bir kütleye sahiptir. ** Pozitif, negatif veya yüksüz olabilirler. ** Sadece negatif pionlar radyoterapide kullanılır.Sadece negatif pionlar radyoterapide kullanılır. ** Radyobiyolojik özellikleri çekicidir. ** Düşük doz hızı, huzme kontaminasyonu ve fiyatı dezavantajıdır.

İd) Ağır İyonlar:Karbon, Nitrojen, Neon, Argon, Silikon

Çeşitli ağır partikül ışınlarının derin-doz dağılımı

e) Mikrotronlar

Mikrotronlar bir elektron hızlandırıcısı olup lineer akseleratör ile cyclotron karışımı bir tedavi cihazıdır

Mikrotronlarda elektronlar tek mikrodalga kavitesi içinde il l kt ik l l ğ il h l d l lossilasyon elektrik alanı aracılığı ile hızlandırılırlar.

Magnetik alan elektronlara dairesel bir yörünge sağlarMagnetik alan elektronlara dairesel bir yörünge sağlar. Elektronların kavite içinden her geçişlerinde enerjileri artar.

Mik t tikMikrotronun şematik yapısı

Mikrotronların potansiyel üstünlükleri vardır

Yapıları basittir.

Enerji seçimi kolaydır.

Hacimleri küçüktür.

Bir mikrotron generatörü birkaç tedavi odasına elektron hüzmesi sağlayabilir.

f) S d i Li H l d lf) Super conducting Lineer Hızlandırıcılar

Konvansiyonel lineer hızlandırıcılardan farkı mikrodalga kaviteleri likid He gazı ile soğutulur. Bu nedenle güç kaybı azalır

Cihazın boyutu Co-60 cihazı kadardır

Bütün cihaz ve yardımcı apareyler bir gantry içindedir.İkinci bir makina odasına ihtiyaç yoktur

g) Dynaray-CH Lineer Hızlandırıcıları

İsviçre’deki Brown Boveri (BBC) firması tarafından yapılan iki tip lineer hızlandırıcı vardır

Çalışma prensibi diğer cihazlara benzer

Simülatörler ve CT simülatörler

TÜRK RADYASYON ONKOLOJİSİ DERNEĞİ Radyofizik Kursu 11-12 Haziran 2010

SİMÜLATÖR

Radyoterapide amaç,

Belirlenmiş target volüme;Belirlenmiş target volüme; en fazla tümör kontrolü sağlayarak ve çevredeki

sağlıklı dokuları en az etkileyeceksağlıklı dokuları en az etkileyecek ışınlama yaparken,

risk altındaki organların dozlarının toleransrisk altındaki organların dozlarının tolerans sınırlarını geçmemesidir.

Nitelikli bir radyoterapinin ilk adımı;

Çeşitli görüntüleme yöntemleri kullanılarak belirlenen target volümün tedavi koşullarında

görüntülenebilmesi ve bu volümü içeren g çanatomik yapının bilinmesidir.

Simülatörlere olan gereksinim ;

**Yüksek enerjili terapi cihazlarının radyasyontedavisinde kullanılmaya başladığı ilk yıllarda alanlokalizasyonu tanı cihazları ve tedavi cihazlarınınışıklı sahaları kullanılarak yapılmış tedavicihazlarında çekilen filmler ise tedavinindoğrulanması amacıyla kullanılmıştır.

Simülatörlere olan gereksinim ;

** Tanı cihazlarının hastanın iç ve dış anatomisi ileradyasyon huzmesinin arasındaki ilişkiyi yansıtamaması( alan belirleyen tellerin olmaması, fokus cilt uzaklığınıö i bili k dil bili i ibi )göstermemesi bilinen ve tekrar edilebilir geometri gibi )

**** Tedavi cihazlarının amaç dışı kullanımı nedeniyleverimlerinin düşmesi sebebiyle

ortaya çıkmıştır.

Simülatörlere olan gereksinim ;

1950 ‘li yılların ikinci yarısında port radyografilerld k l ilk i ül ö l ü ilelde etmek amacıyla ilk simülatörler üretilmeye

başlanmış, 1960’lı yılların sonları ise moderni ül ö l i b l lsimülatörlerin başlangıcı olmuştur.

1990’l ll d CT i ül ö l ll d d PET1990’lı yıllarda CT-simülatörler, son yıllarda da PETsimülatörler Radyasyon Onkolojisinde kullanılmayab lbaşlamıştır.

SİMÜLATÖRÜN TANIMI VE ÖZELLİKLERİSİMÜLATÖRÜN TANIMI VE ÖZELLİKLERİ

Simülatör; Bir tedavi ih ik k ikcihazının geometrik, mekanik

ve optik özelliklerini üreten ö l bi X ih dözel bir X ışını cihazıdır.

Simülatörün temel işlevi:

** Target volümün saptaması, target volümü ve çevredokuların ilişkisinin belirlenmesi

** Tedavi planlamasının ve koruma alanlarınınfloroskopik ve radyografik olarak görüntülenmesidir.p y g g

d i i lTedavi Simülatörü

Simülatörler radyografik film almak için veyafluoroskopi yaparak hastanın görüntüsünü monitörfluoroskopi yaparak hastanın görüntüsünü monitörüzerine almak için kullanılabilir.Tümör ve normal doku lokalizasyonundaTümör ve normal doku lokalizasyonundakullanılabilir. Bu işleme yardımcı olmak içinhastaya kontrast maddeleri verilebilirhastaya kontrast maddeleri verilebilir.Tedavi Simülasyonu. TPS den planlanan hastanınplanlama çıktıları alınarak değişik açılarda ve alanplanlama çıktıları alınarak değişik açılarda ve alanboyutlarında hastanın tedavi alanları belirlenir.

d i i lTedavi Simülatörü

Tedavi planını teyit etmek. Bazen CT simülatör de çizilenhastaların ( bu durumda 1 ve/veya 2 atlanabilir) tedavihastaların ( bu durumda 1 ve/veya 2 atlanabilir) tedavivolümlerinden emin olmak için film alınarak hastanınalanlarının doğruluğundan emin olmak gerekebilir.Tedavi takibi. Tedavi arasında hastanın çiziminin kontrolügerekebilir.i) bu basit bir kontrol olabiliri) bu basit bir kontrol olabilir.ii) Anatomi değişikliği ki bu kilo kaybından veya tümörküçülmesinden olabilir.çiii) boost alanları çizimi.

Si ül ö ü di h k iSimülatörün yedi ana hareketi vardır.

1- Gantry rotasyonu2- Kaynak eksen mesafesi3- Kolimatör rotasyonu4- İmaj şiddetlendiricinin hareketleri5 M h k tl i5- Masanın hareketleri6- İzosantr ve masa rotasyonları 7- X ışını kolimatörlerinin ve tedavi alanını belirleyen tellerin

Mekanik ÖzelliklerSimülatörler değişik üreticiler tarafından yapılan farklı tedavi cihazlarına uyum

tedavi alanını belirleyen tellerin mekanik hareketleri

Simülatörler değişik üreticiler tarafından yapılan farklı tedavi cihazlarına uyumsağlayacak şekilde yapılmış ve çoklu hareket göstergeleri ile donatılmıştır. Ayrıcaizosantrik lazerler, gantry dönme eksenine ve hasta masasına dik iki taraflı ve

ertikal planda erleştirilirvertikal planda yerleştirilir.

X ışını tüpü özellikleriX ışını tüpü özellikleri

* T d i i ül tö ü il k i l d fi* Tedavi simülatörü ile konvansiyonel radyografi arasındaki en büyük fark imaj reseptör ve fokal spotarasındaki bü ük mesafedirarasındaki büyük mesafedir.

* Tüp e jeneratör hı ları kon ansi onel rad oloji* Tüp ve jeneratör hızları konvansiyonel radyoloji cihazlarına göre çok büyüktür.

G idd l di i i i i llikl iGörüntü şiddetlendiricisinin özellikleri

Birçok merkezde farklı teknolojilerin kullanıldığıdinamik görüntü şiddetlendiriciler kullanılmaktadır.

Görüntü şiddetlendiriciler uzaktan kontrollü ileri geriGörüntü şiddetlendiriciler uzaktan kontrollü, ileri gerive yanlara hareket edebilmektedir.

SimülatörSimülatör

X-ışını tüpü& Mekanik aksam& Yüksek Gerilimli

Kolimatörler

& Yüksek Gerilimli Jeneratör

& X-Işın Tüpü Kolimatörler& Görüntü

Güçlendirici

Simülatör masası

& Hasta Masası& Kontrol Konsolu

Simülatör masası

Nucletron/Oldelft

Simülatör FilmiSimülatör Filmi

# Alan yerleşimi ve boyutu # Koruma bilgisi# Koruma bilgisi# Tedavi verifikasyonunda referans

imajimaj

Alanı belirleyen tellerAlanı belirleyen teller

Bir Simülatörün Taşıması Gereken Bazı Özellikler

∗ Tedavi cihazlarının geometrik, mekanik ve optik özelliklerine uygun olmalı∗ İzosantrik olmalı∗ Çeşitli SSD ve SAD lara ayarlanabilmeli ( 60 – 150 cm ).∗ Ayarlanabilir diyafram telleri tedavi cihazlarının alan boyutlarına uygun olmalı∗ Merkezi ekseni işaretlenmiş olmalı∗ Merkezi ekseni işaretlenmiş olmalı∗ Optik ve mekanik SSD göstergesi olmalı∗ Blok taşıyıcısı bulunmalı∗ Simülasyon SSD lerinde floroskopi yapabilmeli ve nitelikli film çekebilmeli∗ İmaj şiddetlendirici tüp yeter genişlikte olmalı ve üç yönde hareket etmeli∗ İzosantr noktası lazerlerle saptanmalı∗ İzosantr noktası lazerlerle saptanmalı∗ Hasta masasının hareketleri ve boyutları tedavi masalarınınkine uygun olmalı∗ Cihaz kumanda odasından ve simülasyon odasından kumanda edilebilmeli* Simülasyon verileri digital olarak veya bilgisayarlarla alınabilmeli

CT SİMÜLATÖRLER

CT ve Simülatör kombinasyonudur.

3D yazılımyCT cihazı ve masasıCT kumanda konsoluS l (Vi t l) Si ülSanal (Virtuel) SimülasyonLazer sistemiFilm basma sistemi

CT simülatör kullanıldığında

Simülatör filmi kalitesinde DRRSimülatör filmi kalitesinde DRRTedavi tekniğinin, alan büyüklüğünün ve açılarının interaktif seçimiçTedavi cihazının izin verdiği koşullarda ışınlar oluşturulmasıMLC veya koruma bloklarının ayarlanabilmesiMLC veya koruma bloklarının ayarlanabilmesi

mümkündür…mümkündür…

CT-SIM AŞAMALARICT-SIM AŞAMALARI

1 Tedavi masasında hasta setup’ı1-Tedavi masasında hasta setup ı2-Referans kesit seçimi3-Kesitlerin CTSIM’e yollanmasıy4-Organ ve tümör volümlerinin ve blokların çizimi5-Referans plan verilerinin lazerlere yollanması6-Hasta işaretlemesi7-Verilerin TPS’e yollanması ve doz planlarının eldeedilmesiedilmesi

CT-SIM’de Setup’

CT görüntülerinin CT-SIM’e yollanması

CT-SIM’de tümör çizimi

CT-SIM’de referans setup

CTSIM’de referans setup

CT-SIM’de referans setup

CT-SIM’de kontur çizimi

CT-SIM’de kontur ve alan çizimi

CT-SIM’in AvantajlarıCT-SIM in Avantajları

*Daha etkin*Daha a step*Daha az step

*Bir seferde tüm işlem tamamlanabilir*Hasta için kolay*Hasta için kolay

*Katater uygulaması yok,*Kısa zamanda uygulama ve işaretleme*Kısa zamanda uygulama ve işaretleme

*İç organların lokalizasyonunda kolaylık*Organ konturlarının CT görüntüsünden çizilmesi*Organ konturlarının CT görüntüsünden çizilmesi*Konturlama tekniklerinin kullanılabilmesi

Sanal simülasyon

AR

A

A

K h i i t d !Kahvenizin tadına varın!