radyoterapi cihazları - Türk Radyasyon Onkolojisi Derneği

Transkript

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
X-Işını
y
a)Yüzeyel
b)Medium
c)Derin
Gama Işnı
a)Co 60
b)Cs 137
Tanecik Şeklinde
Radyasyon veren cihazlar
Elektron Hızlandırıcılar
a)Betatronlar
b)Lineer Hızlandırıcılar
c)Mikrotronlar
Brakiterapi
(Yakından Yapılan Tedavi)
a) Doku Arası Tedavi
b) Vucut çukurlarına konarak
c) Yüzeysel Tedavi
İnternal Tedavi
(İç Tedavi)
Proton ve Nötron Hızlandırıcı
a)Proton
b)Nötron
c)Siklotrom
X-IŞINI
Ş
VE
X-IŞINI
CİHAZLARI
X-IŞININ ELDESİ
**İlk radyolojik görüntüleme 1895 yılında
William Röntgen tarafından X-Işınlarının
keşfi ile gerçekleştirilmiştir.
gerçekleştirilmiştir
** X-ışınları 1895 yılında gaz deşarj
tüpünde
p
katot ışınları
ş
ile ççalışırken
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
Xışınları (adı bilinmeyen anlamında)
ismini verdi.
CW Roentgen,
Hızlandırılmış elektronlar targete çarptığı zaman;
1.Nükleer çarpışma;
elektronların küçük
ç bir kısmının tungsten
g
atomunun
çekirdeği ile çarpışması ve birdenbire
durdurulmaları sonucunda oluşur.
ş Elektronun
bütün enerjisi x ışınına dönüşür.
2. Bremss (Frenleme) Işınları
eX-ışını
eeeee-
e-
e-
e- e-
+
çekirdek
Brems radyasyonu;
gelen elektron hedef atomun çekirdeğine çok yakın gelirse çekirdeğin çekim
kuvvetinden etkilenerek durdurulurlar ve elektronun enerjisinin bir kısmı x
ışınına dönüşür.
dö ü ü
Bu x ışınlarına Bremstrahlung (frenlenme radyasyonu) denir.
3. Karakteristik X-Işını
Gelen
Elektron
K
Yörünge
g
Elektronu
M
L
Gelen elektron hedef atomun yörünge elektronlarından birine çarparak onu
yörüngesinden fırlatır. Böylece boş kalan yörüngeye daha üst yörüngelerden
bi elektron
bir
l kt
gelerek
l k yerleşir.
l i Bu
B arada
d iki yörünge
öü
enerjilerinin
jil i i farkı
f k kadar
k d bir
bi
enerjiye sahip foton ( karakteristik X-ışını ) yayınlanır
3. Karakteristik X-Işını
hν = EK - EN
h = EK - EM
hν
hν = EK - EL
K
M
L
Gelen elektron hedef atomun yörünge elektronlarından birine çarparak onu
yörüngesinden fırlatır. Böylece boş kalan yörüngeye daha üst yörüngelerden
bi elektron
bir
l kt
gelerek
l k yerleşir.
l i Bu
B arada
d iki yörünge
öü
enerjilerinin
jil i i farkı
f k kadar
k d bir
bi
enerjiye sahip foton ( karakteristik X-ışını )yayınlanır.
Tungsten ve Molibden için mümkün bazı karakteristik X-ışını geçişleri ve yayınlanan
X ışınlarının enerjileri.
X-ışınlarının
enerjileri
Tungsten
Molibden
Geçiş
Yayınlanan
Foton Enerjisi
(keV)
Geçiş
Yayınlanan
Foton Enerjisi
(keV)
K-NIINIII
69.081
K-MIIMIII
19.602
K-MIII
67 244
67.244
K-LIII
17 479
17.479
K-MII
66.950
K-LII
17.375
K-LIII
59.321
-
-
K-LII
57.479
-
-
X-ışını Spectrumu
Relaatif Outtput
Karakteristik X-Işını Piki
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
20 35 cm uzunlukta
l kt ve 15 cm çapındadır.
d d
* Vakumlu olması uzun ömür ve etkili x-ışını üretilebilmesi için
gereklidir.
gereklidir
* Tüpün negatif tarafını katot, pozitif tarafını ise anot oluşturur.
* Yaklaşık 5 cm2’lik
lik bir tüp penceresi vardır.
vardır
* Çevreye gereksiz x-ışını yayılımını önlemek için tüp kurşun
koruyucu (haube) içine yerleştirilmiştir.
** X-ışını
X
tü ü televizyon
tüpü,
t l i
tüpleri
tü l i gibi,
ibi elektron
l kt
iletimini
il ti i i
sağlayan bir vakum tüpüdür.
** X-ışını tüpünün temel görevi; hızlı hareketi sağlanan
elektronların
l kt l
kinetik
ki tik enerjisinin
ji i i bir
bi kısmını
k
elektromanyetik
l kt
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 üüç gruba
b ayrılır.
l
1. Konvansiyonel X Işını cihazları
2. Süpervoltaj tedavi cihazları
3. Megavoltaj tedavi cihazları
1- Konvansiyonel X Işını cihazları
1
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
1-1b)
(45 60 KV):
⇒ 45-60 KV, 2 mA gücünde
⇒ F.S.D. uzaklığı 2-4 cm’dir.
⇒ 0.5-2.5
0 5 2 5 mm Aliminyum (Al
(Al.)) filtreler kullanılır.
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
60 150 KV
KV, 55-10
10 mA
A gücünde
ü ü d
* 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) Medyum voltaj tedavi cihazları (120
1-1d)
(120-180
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
kullanılır.
kullanılır
Ortavoltaj tedavi cihazı
1-1e) Derin tedavi cihazları
Ø 180-300 KV ; 10-30 mA gücünde
Ø FSD
FSD= 30-70 cm
Ø Işın kalitesi (HVT) 0.5-4.5 mm Cu.
Ø 0.5
0.5-3.0
3.0 mm Cu, yüksek KV
KV’larda
larda Thoraeus filtreler
kullanılır.
Ø 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
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
400-2000
d S
Sn, F
Fe, Pb filt
filtreler
l kullanılır.
k ll 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
3
Megavoltaj Tedavi Cihazları
Megavoltaj tedavi cihazları
Enerjileri 1MV dan büyük
bü ük olan x-ışınları
ışınları Megavoltaj
Mega oltaj
ışınlar olarak sınıflandırılır
Enerjileri
jil i 1 MV dan
d büyük
b
k olan
l radyoaktif
d k if çekirdek
ki d k
kaynaklı gama ışınları da bu kategoride yer
almaktadır
l k d
Megavoltaj
l j Tedavi
d i Cihazları
ih l

‘Van de Graaff’ hızlandırıcı
Lineer Hızlandırıcı
Betatronlar
Microtron
Co60 gibi gama ışını üniteleridir
‘Van de
d Graaff’
ff jjeneratörü
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
a-Grenz ray
b Contact tedavi
b-Contact
c-Yüzeyel tedavi
d-Orthovoltaj tedavi
e-Co60
70
d
60
50
e
c
40
b
30
a
20
10
0
1
2
3
4
5
6
7
8
Derinlik (cm)
γ ışınları ve γ
ışını cihazları
γ IŞINLARININ ELDESİ
γ - Gamma Bozunumu
Alfa ve beta bozunumlarının birçoğunda,
ü ü çekirdek
ürün
ki d k enerji
ji açısından
d uyarılmış
l
durumda kalır. Ürün çekirdek bu
uyarılmış
durumlardan
kurtulmak
amacıyla bir veya iki gamma fotonu
yayınlar ve enerji bakımından temel
seviyeye ( sıfır enerji seviyesi) iner.
iner
Gamma ışınları X-ışınları ve görünür ışık
gibi elektromanyetik radyasyonlardır.
γ - Gamma Bozunumu
60
27
Co33
β-2 (%0. 2)
Emax= 1. 48 MeV
β-1 (%99. 8) Emax= 0.313 MeV
2. 50 MeV
γ1 = 1.17 MeV (%99.8)
1. 33 MeV
γ2 = 1.33 MeV (%100)
0. 00 MeV
60
28
Ni32
C 60‘ ın bozunum
Co-60‘
b
şeması
1. Radyoaktif
y
kaynaklarla
y
çalışan
ç ş teleterapi
p cihazları
Radyoterapinin
R
d t
i i ilk zamanlarında
l
d
bir kaç gram Ra-226 kapalı bir kutu içine konarak
İngiltere vee İs
İsveç’te
eç’te teleterapi kaynağı
ka nağı 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
l
( 5.26 yıll ) nedeniyle
d i l alternatif
l
if olarak
l k
1996 yıllarında yarı ömrü 13.4 yıl olan
zenginleştirilmiş
i l i il i Europium-152 üretimi
i i için
i i
çalışmalar rapor edilmeye başlamıştır.
Co-60- Teleterapi cihazları
* Co
Co-60
60 teleterapi cihazları 1952 yılından beri radyoterapide
süper voltaj tedavi cihazı olarak kullanılmaktadır.
* Işın kaynağı olarak Co-60 radyoizotopu kullanılır.
* Bu
B izotop
i
Co-59
C 59 elementinin
l
i i termall nötronlarla
ö
l 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 b edilir.
dili
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
d küre
kü
şeklindedir.
şeklindedir
Co-60 Kaynağının Yapısı
* Kaynak
K
k aktivitesi
k i i i Curie
C i veya RHM cinsinden
i i d değerlendirilir.
d ğ l di ili
* Tedavi cihazının kafasına yerleştirilen kaynak,
kaynak cihazın
çalışması esnasında uzaktan kumandayla kolimatörün ağzına
getirilir. Bunun için genellikle disk sistemi veya çekmece
sistemi
i t i kullanılır.
k ll l
* 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
y
ççapları
p
büyük
y 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 cihazlarının yapısı Co-60 cihazlarına benzer.
* Cs-137 kaynaklarının
y
spesifik
p
aktivitesi düşüktür.
ş
* SSD leri 20-40 cm dir.
* 200-400 KV’ luk x ışını
ş cihazlarına eşdeğerdir.
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
Betatronun
h l d
hızlandırma
tüpünde
ü ü d istenilen
i
il
enerjiye
ji
veya
maksimum
enerjiye
yükseltilen
elektronlar
denge
yyörüngesinden
g
dışarıya
ş y doğru
ğ saptırılır.
p
Elektron huzmesi
hızlandırıcı tüpü terkettikten sonra nikel, altın, ve kurşundan
yapılmış saçıcı filtrelerden geçirilir. Bu elektronlar saha
boyutlarını ayarlayan konüslerle hastaya verilir.
verilir Yüzeyel
medium ve derin tedavi yapmaya elverişli olan betatronların
5 MeV ile 43 MeV arasında değişik enerji kademeleri vardır.
♣ Betatronlar
B t t l elektron
l kt
hızlandırıcı
h l d
cihazlardır.
ih l d
♣ Betatronlar 1950 yıllarında kullanılmaya başlandı
♣ x ışınlarının do
doz verimleri
erimleri düşük
♣ FSD’leri kısa
♣ Geniş alan ışınlamalarına uygun
g n olmadıkları için
1970’li yıllarda yapımları durduruldu.
33 MeV Betatron cihazı
1974- BERLİN
İ
BETATRON CİHAZININ ÇALIŞMA PRENSİBİ
Lineer
Hızlandırıcılar
Lineer
i
Hızlandırıcılar
l d
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
i
Hızlandırıcılar
l d
l
50 keV
Elektron
Tabancası
~3mm çapında hız. elek.
Hızlandırıcı Tüp
Dalga Kılavuzu
Modülatör
Magnetron
Yada
Klystron
Tedavi Bölgesi
Saptırıcı Magnet
Tedavi Bölgesi
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.
Daha
D h yüksek
ük k enerjili
jili elektronlar
l kt l genelde
ld 270° döndürülerek
dö dü ül k
targete çarptırılır ve X ışınları 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.
olabilir
Standart wedge ve koruma blok tepsisi için özel yerler vardır.
Lineer hızlandırıcılar
Bu
B sisteme göre güç kaynağı
ka nağı modülatöre elektriksel güç sağlar.
sağlar
Modülatörde pulse oluşum network’ü ve anahtarlama tüpü
y
bulunur.
olarak thyratron
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.
Li
Lineer
Hızlandırıcıların
H l d
l
genell dizaynı
di
Çalışma
l
İlkesi
İlk 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
t b
tabancasına
eşzamanlı
l olarak
l k uygulanır
l
** 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
y
p nedeniyle
y ışık
ş hızından daha azdır
** Elektron tabancası ile elde edilen elektronlarda yaklaşık 50 keV 'luk enerji
ile hızlandırıcı tüp içine enjekte edilirler.
H l d
Hızlandırma
M
Mekanizması
k i
e
μs
μ
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
h li d toplamak
halinde
t l
k ve target
t
t üzerine
ü i bir
bi demet
d
t halinde
h li d göndermek
ö d
k için
i i magnetik
tik
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
ü ü 2MW dur.
d
Klystron
l
** Klystron, mikrodalga üretmez. Mikrodalga güçlendiricisi
olarak görev yapar
** Düşük
ş güçteki
g ç
osilatörler tarafından üretilen mikrodalgalar
g
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
target
Elektron tabancası
H l d
Hızlandırıcı
tü kesiti
tüp
k iti
electrons
X-rays
target
g
X-ışını
El
Elektronlar
k
l tungsten gibi
ibi yüksek
ük k yoğunluklu
ğ l kl hedefe
h d f
çarptığında ‘Bremsstrahlung x-ışınları’ oluşur
Hedef,
Hedef gelen elektronların tamamını soğuracak
soğ racak kalınlıkta
olmalı ve soğutulabilir olmalıdır
Üretilen x-ışınlarının
x ışınlarının ortalama enerjisi,
enerjisi maksimum
enerjinin yaklaşık 1/3’ü kadardır
Elektron
l k
Işını
Hızlandırıcı tüpten çıkan elektronlar yaklaşık 3mm çapında
ince bir demet halindedir
Tedavi alanı boyunca üniform bir doz dağılımı oluşturmak
içi elektronlar,
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
y
denir.
K li
Kolimatör
sistemi
i
i
Kolimatör kurşun, tungsten ya da kurşun-tungsten alaşımı
gibi yüksek yoğunluklu kalın bir tabaka ile çevrilidir.
çevrilidir
4Hedef
4Saçıcı foil
4Düzenleyici filtre
İyon odası
4İyon
4Sabit ve hareketli ‘jaw’ lar ve
ş sisteminden oluşur
ş
4Işık
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
X-Işını
Primer Kolimatör
Saçısı foil
Düzenleyici filtre
İyon Odası
İkincil Kolimatör
Elektron Aplikatörü
Hasta
Foton enerji modu
Hasta
Elektron enerjisi modu
MLC (Çok Yapraklı Kolimatör)
Korunması gereken
K
k bölgeler
böl l çokk yapraklı
kl liflerle
lifl l korunmaktadır
k
k d
Lif kalınlıkları modellere göre değişmekle beraber yaygın olarak izosantır da 1cm dir.
X boyutu MLC y boyutu konvansiyonal ya da x-y konvansiyonal artı bir boyutu
MLC olan
l linak
li k modelleri
d ll i de
d mevcuttur
tt
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
90° açılı,
açılı b) 270
270°
açılı (achromatic), c) İki tane 45° ve 112,5° açılarıyla elde edilen (slalom) sistem
Varian-Rapid arc video
Siemens-ARTISTE
El kt Vmat
ElektaV t
Helikal
H lik l Tomoterapi
T
i
Tomoterapi
HI-ART Tomoterapi
p Cihazı
Gun Board
Linac
Control
Computer
Circulator
Magnetron
Pulse Forming
Network and
Modulator
Data Acq
Acquisition
isition S
System
stem
High Voltage
Power Supply Beam Stop Detector
Helikal Tomoterapinin
p
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
2008’de
de 200 cihaz
~ 175 tüm dünyada
~ 25 Avrupa’da
Avrupa da
HI-ART
HI
ART Tomoterapi Cihazı
6-MV Kaynak
(800 MU/min,
MU/ i 1.5
1 5 mm nokta
kt kaynak)
k
k)
Primer Kollimatör
(0 - 5.0 cm)
Binary MLC
(64 yaprak, ea @ 0.61 cm)
85 cm Gantri Açıklığı
Yaklaşık 85cm
Yaklaşık 50cm
Tomo•Image Detektör Sistemi
T
Tomoterapi
t
i Işın
I ddemeti
ti
HI-ART
HI
ART Tomoterapi Cihazı
HI·ART Sistemi
K
Komponentleri
l i
Tedavi
9
8
7
6
5
4
3
2
1
Planlama CT
DICOM
Kesitleri
Planlama
Tomoterapi
Ö k Pl
Örnek
Planlama:
l
B
Baş-Boyun
B
Tedavi süresi
6 dakika
Beam on Time
9min for 2.2 Gy/frac
Helikal Tomoterapi: Baş-Boyun
Gamma Knife
if
Radyocerrahi; çok sayıda düşük enerjili ışın demetlerinin
hastalıklı bölgeye
g y
yyönlendirilipp odaklanması
değişiklik yaratılması anlamına gelmektedir.
ile
dokuda
Radyocerrahi terimi tıbba İsveç
İsveç’li
li beyin cerrahı Lars LEKSELL
tarafından kazandırılmıştır.
Gamma knife cihazı ilk kez 1968 yılında
kullanıma girmiştir.
Tüm dünyada 250’nın üzerinde merkezde
kullanılmaktadır.
400.000
400 000 ‘den
‘d
f l sayıda
fazla
d hasta
h t tedavi
t d i
edilmiştir.
G
Gamma
kknife
if
Co-60 radyoaktif kaynaklar
K li ö (helmet)
Kolimatör
(h l )
APS ve Trunnion
Kolimatör taşıyıcı
Kolimatör değiştirici
(
(asansör)
)
Tedavi masası
Kumanda konsolu
M iö
Monitör…
den oluşur
G
Gamma
K
Knife
if
•
•
•
Kaynak çapı 1mm, kaynak
aktivitesi 30 Ci olan 201 Co
Co-60
60
kaynağından oluşur.
Çok doğru ve güvenilir bir demet
verme sistemi vardır
4-8-14-18 mm’lik 4 kolimatörden
oluşur.
Cobalt kaynakları
59
27
C + n = 27 Co
Co
C ⇒28 Ni + 2 γ + e
60
60
−
γ1
60 Co-nucleus
γ2
eProton
Neutron
201 adet Co-60
Aktivite:6000 Ci
T =5,3 yıl
1/2
Co-60 kaynak ağırlığı: 20g
Gamma Knife
Koruyucu Kalkan
Kolimatör Kaskı
Seçilen kaynakların
bloklanmasıyla hedef
dışındaki kritik organlara
minumum doz iletilir.
Co-60
kaynağı
Sabit
kolimat
ör
Ağırlık: 18300 kg
Kapakların ağırlığı:800kg
Kolimatör
APS
Kumanda konsolu ve monitör
D planlama
Doz
l l
Gamma knife
Gamma knife
Gamma knife
CYBERKNIFE
Robotik Radyoterapi
• C
Cyber
b K
Knife
if Dü
Dünyadaki
d ki ilk İİnvaziv
i sabitleme
bitl
olmaksızın, görüntü eşliğinde robotik
radyocerrahi
d
hi çözümüdür.
ö ü 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
treated
treated
with
with
Cyberknife,
Cyberknife,
3033.75
Gy in Gy
3 fractions
in 3 fractions
C b Knife’ın
Cyber
K if ’ çalışması
l
60

Vo
olume of the ttarget (cc)
50
40 PET, MR vb kullanılarak tanı ve
CT,
30
tümör
lokalizasyonu
y
20
minimum dose: 24 Gy
CT
kesitleri
temel
alınarak
10
oluşturulan
DRR görüntüleri ile
95
%
target
h 5 k 10l i 15i simülasyonu
hareketlerinin
i 20ül 25 30
0 0
75 %

sırasında alınan DRR
planlamadan gelen
505görüntüleriyle
%
%
görüntülerin karşılaştırılması
25DRR
%

Masa ve robot pozisyonuna ilişkin
düzeltmeler
için
sapmalar
hesaplanması
Volume (cc)
60
50
40
CI = 1
30
20
10
00
5
10
15
20
Dose (Gy)
(G )
25
30
Dose (Gy)
Tedavi
50
%
CI > 1
Targeting System
X-ray sources
Linear
accelerator
Synchrony™
camera
Manipulator
Treatment couch
Robotic Delivery
l
System
Image
detectors
C b K if ® Technology
CyberKnife®
T h l
*Gerçek Zamanlı Görüntü
Kılavuzu
*Gerçek
Ge çe Zamanlı Görüntü
Gö ü ü
Düzeltmesi
*Özelleştirilmiş Tedavi
Planlama
Lineer Hızlandırıcı
6 MV, X-ışını
400 - 1000 MU/min*
12 basamakla 5 – 60 mm dairesel
kolimatörler
Iris
Iris- cyber knife uygun MLC li
kolimatör
<800 mm SSD de % 0.1
k li
kolimetri
i sızıntısı
< % 2 Asimetri
Robot özellikleri
•
65 - 100 cm SSD Cihazın ağırlığı:
1525 kg ( LINAC dahil)
•
•
•
•
max. yük: 210 kg
208 480 V
208-480
V, 54kW
54kW, 50/60 H
Hz
relative nem: < 75 %
Ç l
Çalışma
alanı:
l
400 cm x 490 cm
treated with Cyberknife,
33.75 Gy in 3 fractions
Tedavi Esnasındaki Robot hareketleri
Uzaydaki ışınlama pozisyon
noktaları
(~ 100-120 )
60

50 -1400 toplam ışınlama
~1200
noktası
40

Tedavi
path’ları
30 p
Vo
olume of the ttarget (cc)

minimum
24 Gy
20 ve
4 Baş
vücutdose:
geometrisi
10
4 1 veya 3 path tedavi modelleri
95 %
0 0
75 %
5
10
15
20
Dose (Gy)
25
50 %
Volume (cc)
60
505 %
%
50
40
25 %
CI > 1
CI = 1
30
20
10
00
5
10
15
20
Dose (Gy)
(G )
25
30
30
Görüntü Takip Sistemi
Dx X-ray
Sources
2 diagnostic X-ray tüpü + 2
Amorf silikon imaj
dedektörleri(kameralar)
Gerçek zamanlı , canlı imajj 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.
sahiptir
* izosentrik olmayan tedavi
** İzosentrik tedavi
pseudoisocenter
d i
t
beam direction
External position sensor
Internal f
fiducial
duc al
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
C b knife
Cyber
k if
Proton,nötron
ve ağır iyonlarla
Radyoterapi
2. Ağır Partikül Hızlandırıcılar
a)) Nötron
Nö
hhızlandırıcıları
l d
l
** Hızlı nötronlar 1965 yılından sonra radyoterapide kullanılmaya
başlandı.
y y
karşı
ş dirençli
ç tümörlerin
** Yüksek LET’ li nötronlar radyasyona
tedavisinde kullanıldı.
** Nötronlar titanyum tabakası içinde absorbe edilen trityum (1H3)
i
izotopunun
deutriyum
d
i
(1H2) iyonları
i l ile
il bombardıman
b b d
edilmesi
dil
i
sonucu meydana gelen reaksiyondan elde edilir.
2 + H3 →
H
1
1
4 + n1
He
2
0
** 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.
* Yüksek enerjili proton kaynağı
olarak RT de kullanılmıştır.
ş
* Maliyeti çok yüksektir.
William Henry Bragg
(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
ş edilmişş daha sonra benzer sinkrotron
inşa
CERN’de de kurulmuştur.
1983’te
800
GeV’e
ulaşmıştır
(FERMILAB’da)
(FERMILAB
da) Halka şekilli ilk
elektron-pozitron çarpıştırıcısı HERA
adıyla DESY’de meydana getirilmiştir.
Robert Wilson
John Lawrence
** 1914 – 2000
** 1946 yılı ilk klinik olarak proton kullanımı
** Founder of Cornell Laboratory of Nuclear
S di and
Studies
d FermiLab.
F
iL b
Sikl
Siklotron
(Cyclotron)
(C l
) un çalışma
l
prensibi
ibi
Proton
veya
ağır
yüklü
parçacıklar
ivmelendirilerek yüksek enerjilere ulaştırılırlar
Siklotron merkezinde bir iyon
y kaynağı
y ğ y
yeterince
yüksek enerjide (örn.100 eV) elektronlarla
bombardıman edilir
Çarpışmalar sırasında
meydana gelir
birçok
pozitif
iyon
Pozitif iyonlar
y
iyon
y kaynağının
y ğ
duvarındaki bir
küçük delikten siklotrona girerler ve
ivmelendirilirler

Parçacıklar dönerken enerji kazanırlar

Mıknatıs büyüklüğü
y
ğ ve manyetik
y
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 çeşitliliği sağlar
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, yaklasık 10 ton
Isınları farklı açılardan uygulamayı saglar
Gantry, rotasyon izocenterını dönme
açılarının
1 mm altında tutabilmelidir
Isın denetleme ve ısın sekillendirme
Isınlar gantryde yer alan saptırıcı magnet
ile yönlendirilir
Tedavi uçlarında
4 İyon
İ
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
pprofile ggöre sekillendirilirler
Kolimatörler
(aperture)
genellikle prinçten yapılırlar.
Maliyette,
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.
kısaltmaktadır

Portal ile belirtilen maksimun gerekli
mesafe ggenellikle pprotonların %90 distali
olarak tanımlanır.

Denklestiricinin her bir parçası protonlar
il protonların
ile
t l
bi bi i
birbirine
yakınlıklarını
k l kl
kontrol eder.

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
d i modülünün
dülü ü başında
b
d yer alan
l
tekerlekler
k l kl
sayesinde
i d
sürülebilirler.
Penumbra tedavi derinliğine göre ve de ışın hattı spesifik
donanım ayarlarına göre farklılık gösterir ama 16 cm lik bir
mesafede yaklaşık olarak 4.4
4 4 mm dir.
dir
Loma Linda
(protons)
Doz dağılımı: pasif yayılım

Çift saçıcı yöntem
4 1. saçıcı ısının açısal diverjansını arttırır
4 Isının %60’ı kaybolur
4 Saçıcı yüksek z materyalinden yapılır
(bakır)

Tabaka
T
b k halinde
h li d yığma
ğ yöntemi
ö
i
4 Hareketli kolimatörler ve denkleştiriciler
(compensator) ile doz derinliği ve
yoğunluğunu ayarlama
PROTON
O O TERAPİ
A İ
120
8 MV X-rays
200 MeV protons
20 MeV electrons
cobalt 60
% dose respons
se
100
80
Protonlar
farklı
dozimetrik
karakteristiklere sahiptirler
60
40
Konvansiyonel
radyasyonda
ggiderek
de e düşe
düşen eenerji
e j bbırakımı
a
20
0
0
5
10
15
20
depth cm of water
25
30
Protonlar yükselen enerji bırakımı
il nüfuz
ile
üf edebilme
d bil
alanı
l
maksimum
ki
( “Bragg Peak” ) doruk noktasına
ulaşır.
Sağlıklı dokulara daha düşük
seviyede doz teması sağlar .
** Işın giriş yeri ile tümör bölgesi arasına düşük doz
** Keskin doz düşümü ile tümör arkasına
sıfır
f doz
d
** Düşük lateral saçılma/penumbra
** Yüksek uniform tümör dozu
** Daha iyi tümör kontrolu
** Normal doku toleransı artışı ve düşük yan etki
R d bi l ji
Radyobiyoloji

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

Yüksek
LET
li
radyasyonlar
y y
doku
oksijenizasyonu ve hücre siklusundan daha az
etkilenirler

LET yyükselir,, RBE yyükselir,, maksimum
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..
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
4Ö llikl spinal
4Özellikle
i l korda
k d yakın
k tümörler
ü öl
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.
SONUÇ
Proton tedavi deneyimi tüm dünyada artmaktadır.
Teknolojinin gelişmesiyle tedavi ünitelerinin boyutları
küçülmekte
ç
ve fiyat
y kabul edilebilir seviyelere
y
inmektedir.
Proton tedavisinde, foton radyoterapisine göre daha iyi doz
d ğl
dağılımı
ve düşük
dü ük yan etki
tki söz
ö konusudur.
k
d
PTV içinde yüksek tümör doz volümü sağlanmaktadır.
sağlanmaktadır
Proton tedavi cihazları kritik organ bölgelerin de ve
çocukluk
kl k çağı tümörlerin
l i de
d daha
d h efektiftir.
f k if i
c) Negatif Pionlar ( Pi mesonlar )
** Pi mesonların varlığı 1935’te Yukowa tarafından saptanmıştır.
** Elektronlardan 273 kere daha ağır bir kütleye sahiptir.
sahiptir
** Pozitif, negatif veya yüksüz olabilirler.
** Sadece negatif pionlar radyoterapide kullanılır.
** Radyobiyolojik özellikleri çekicidir.
** Düşük doz hızı, huzme kontaminasyonu ve fiyatı dezavantajıdır.
d) Ağır İyonlar:Karbon,
İ
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
ossilasyon
il
elektrik
l kt ik alanı
l aracılığı
l ğ ile
il hızlandırılırlar.
h l d l l
Magnetik alan elektronlara dairesel bir yörünge sağlar.
sağlar
Elektronların kavite içinden her geçişlerinde enerjileri artar.
Mik t
Mikrotronun
şematik
tik yapısı
Mikrotronların potansiyel üstünlükleri vardır
Yapıları basittir.
Enerji seçimi kolaydır.
Hacimleri küçüktür.
Bir mikrotron generatörü birkaç tedavi odasına elektron
hüzmesi sağlayabilir.
f) S
Super conducting
d i Li
Lineer Hızlandırıcılar
H l d
l
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;
en fazla tümör kontrolü sağlayarak ve çevredeki
sağlıklı dokuları en az etkileyecek
ışınlama yaparken,
risk 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
ç
anatomik yapının bilinmesidir.
Simülatörlere olan gereksinim ;
**Yüksek enerjili terapi cihazlarının radyasyon
tedavisinde kullanılmaya başladığı ilk yıllarda alan
lokalizasyonu tanı cihazları ve tedavi cihazlarının
ışıklı sahaları kullanılarak yapılmış tedavi
cihazlarında çekilen filmler ise tedavinin
doğrulanması amacıyla kullanılmıştır.
**
Tanı cihazlarının hastanın iç ve dış anatomisi ile
radyasyon huzmesinin arasındaki ilişkiyi yansıtamaması
( alan belirleyen tellerin olmaması, fokus cilt uzaklığını
göstermemesi
ö
i bilinen
bili
ve tekrar
k edilebilir
dil bili geometrii gibi
ibi )
**
Tedavi cihazlarının amaç dışı kullanımı nedeniyle
verimlerinin düşmesi sebebiyle
ortaya çıkmıştır.
1950 ‘li yılların ikinci yarısında port radyografiler
elde
ld etmekk amacıyla
l ilk simülatörler
i ül ö l
ü il
üretilmeye
başlanmış, 1960’lı yılların sonları ise modern
simülatörlerin
i ül ö l i başlangıcı
b l
olmuştur.
l
1990’lı yıllarda
1990’l
ll d CT-simülatörler,
CT i ül ö l son yıllarda
ll d da
d PET
simülatörler Radyasyon Onkolojisinde kullanılmaya
b l
başlamıştır.
SİMÜLATÖRÜN TANIMI VE ÖZELLİKLERİ
Simülatör; Bir tedavi
cihazının
ih
geometrik,
ik mekanik
k ik
ve optik özelliklerini üreten
ö l bir
özel
bi X ışını cihazıdır.
ih d
Simülatörün temel işlevi:
** Target volümün saptaması, target volümü ve çevre
dokuların ilişkisinin belirlenmesi
** Tedavi planlamasının ve koruma alanlarının
floroskopik
p ve radyografik
y g
olarak ggörüntülenmesidir.
Tedavi
d i Simülatörü
i l
Simülatörler radyografik film almak için veya
fluoroskopi yaparak hastanın görüntüsünü monitör
üzerine almak için kullanılabilir.
Tümör ve normal doku lokalizasyonunda
kullanılabilir. Bu işleme yardımcı olmak için
hastaya kontrast maddeleri verilebilir.
verilebilir
Tedavi Simülasyonu. TPS den planlanan hastanın
planlama çıktıları alınarak değişik açılarda ve alan
boyutlarında hastanın tedavi alanları belirlenir.
Tedavi
d i Simülatörü
i l
Tedavi planını teyit etmek. Bazen CT simülatör de çizilen
hastaların
( bu durumda 1 ve/veya 2 atlanabilir) tedavi
volümlerinden emin olmak için film alınarak hastanın
alanlarının doğruluğundan emin olmak gerekebilir.
Tedavi takibi. Tedavi arasında hastanın çiziminin kontrolü
gerekebilir.
i) bu basit bir kontrol olabilir.
olabilir
ii) Anatomi değişikliği ki bu kilo kaybından veya tümör
küçülmesinden
ç
olabilir.
iii) boost alanları çizimi.
Simülatörün
Si
ül ö ü yedi
di ana hareketi
h k i
vardır.
Mekanik Özellikler
1- Gantry rotasyonu
2- Kaynak eksen mesafesi
3- Kolimatör rotasyonu
4- İmaj şiddetlendiricinin
hareketleri
5
5M
Masanın
hhareketleri
k tl i
6- İzosantr ve masa rotasyonları
7- X ışını kolimatörlerinin ve
tedavi alanını belirleyen tellerin
mekanik hareketleri
Simülatörler değişik üreticiler tarafından yapılan farklı tedavi cihazlarına uyum
sağlayacak şekilde yapılmış ve çoklu hareket göstergeleri ile donatılmıştır. Ayrıca
izosantrik lazerler, gantry dönme eksenine ve hasta masasına dik iki taraflı ve
vertikal
ertikal planda yerleştirilir.
erleştirilir
X ışını tüpü özellikleri
* Tedavi
T d i simülatörü
i ül tö ü ile
il konvansiyonel
k
i
l radyografi
d
fi
arasındaki en büyük fark imaj reseptör ve fokal spot
arasındaki büyük
bü ük mesafedir.
mesafedir
* Tüp vee jeneratör hızları
hı ları kon
konvansiyonel
ansi onel rad
radyoloji
oloji
cihazlarına göre çok büyüktür.
G
Görüntü
şiddetlendiricisinin
idd l di i i i i özellikleri
llikl i
Birçok merkezde farklı teknolojilerin kullanıldığı
dinamik görüntü şiddetlendiriciler kullanılmaktadır.
Görüntü şiddetlendiriciler uzaktan kontrollü,
kontrollü ileri geri
ve yanlara hareket edebilmektedir.
Simülatör
& Mekanik aksam
& Yüksek Gerilimli
Jeneratör
& X-Işın Tüpü
& Görüntü
Güçlendirici
& Hasta Masası
& Kontrol Konsolu
X-ışını tüpü
Kolimatörler
Simülatör masası
Nucletron/Oldelft
Simülatör Filmi
# Alan yerleşimi ve boyutu
# Koruma bilgisi
# Tedavi verifikasyonunda referans
imaj
Alanı 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
∗ 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
∗ 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 yazılım
y
CT cihazı ve masası
CT kumanda konsolu
S l (Virtuel)
Sanal
(Vi t l) Simülasyon
Si ül
Lazer sistemi
Film basma sistemi
CT simülatör kullanıldığında
Simülatör filmi kalitesinde DRR
Tedavi tekniğinin, alan büyüklüğünün ve açılarının interaktif
seçimi
ç
Tedavi cihazının izin verdiği koşullarda ışınlar oluşturulması
MLC veya koruma bloklarının ayarlanabilmesi
mümkündür…
CT-SIM AŞAMALARI
11-Tedavi
Tedavi masasında hasta setup
setup’ıı
2-Referans kesit seçimi
3-Kesitlerin CTSIM’e yollanması
y
4-Organ ve tümör volümlerinin ve blokların çizimi
5-Referans plan verilerinin lazerlere yollanması
6-Hasta işaretlemesi
7-Verilerin TPS’e yollanması ve doz planlarının elde
edilmesi
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
CT-SIM
in Avantajları
*Daha etkin
*Daha az
a step
*Bir seferde tüm işlem tamamlanabilir
*Hasta için kolay
*Katater uygulaması yok,
*Kısa zamanda uygulama ve işaretleme
*İç organların lokalizasyonunda kolaylık
*Organ konturlarının CT görüntüsünden çizilmesi
*Konturlama tekniklerinin kullanılabilmesi
Sanal simülasyon
A
R
A
K h i i ttadına
Kahvenizin
d
varın!!