RADYOTERAPÝ TEKNÝKLERÝ

I. ULUSAL PARÇACIK HIZLANDIRICILARI ve UYGULAMALARI KONGRESi
25-26 EKiM 2001, TAEK, ANKARA
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 (Şekil2) 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 Xışını 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