Lineer hızlandırıcıların Medikal Fizikte kullanımı.
Tarih: 23:38, 20/3/2006
LINAC
Gi riş
Kanser bugün Türkiyede ve dünyada kalp hastalıklarından sonra en önemli ikinci ölüm nedeni olarak nitelendirilmektedir. Kanser vücudun herhangi bir yerinde hücrelerin genetik yapılarındaki değişiklikle hızlı bir biçimde çoğalması ve diğer dokulara zarar vermesiyle ortaya çıkmaktadır. Bir kanserli hücrenin radyasyonla tedavisi başlamadan önce onkologlar tarafından kemoterapi (ilaç tedavisi ) , hipertermia ( ısı tedavisi), immünoterapi (yabancı hücrelere karşı vücut direncinin arttırılması ) gibi tedaviler uygulanır [1] Radyasyon tedavisi ise ikinci aşamadır daha öncede belirttiğimiz gibi kanser hücreleri kontrolsüz ve düzensiz olarak çoğaldığından dolayı kanserli bölge net olarak belirlenemez ve planlanan tedavi şeklinde GTV (gross tumor volüme ) nin ışınlanması kanserli hücrenin yok edileceği anlamına gelmeyecektir. GTV bölgesinin etrafındaki dokular işaretlenir ve (CTV)
(Clinic Tumor Volume) olarak adlandırılan bölge belirlenir. Planlanan bölge CTV yi ve GTV yi içine alan PTV ( planned tumor volume) saptanır. Bu bölgeye ışın tedavisi uygulanır fakat her tümör bölgesinin etrafında hayati önem taşıyan bir organ bulunmaktadır. Ve her bir organın verilen doza karşı bir duyarlılığı bulunmaktadır. Planlama yapılırken önem verilen bir olguda bu bölgelerin ne kadar duyarlılıkla zırhlandığıdır. Normal dokulan radyoaktiviteye göre hassasiyetleri tümörlere göre daha düşüktür. Bunun nedeni ise kanser hücreleri hızlı ve kontrolsüz bir şekilde çoğaldığından dolayı kendilerini onarmaya zaman bulamamaktadırlar. Bu yüzden kanser tedavisi için en makul çözüm erken teşhis ile radyoterapidir. Radyoterapide önceki yıllarda Co-60 tedavisi kullanılıyordu. Co-60 tek tip enerji vermesi bakımından ve teknolojinin hızla gelişip yerini birden fazla enerjiye sahip olan Lineer Hızlandırıcılara bırakmaya başlamıştır.
Lineer Hızlandırıcılar
1- Çalışma Prensibi
Teknik özellikleri:
Tedavi amacı ile iki tip hızlandırıcı kullanılır.
Elektron hızlandırıcıları: betatron ve lineer akselatörler mevcut hızlandırıcı cihazların %99 un teşkil eder.
Ağır parçacık hızlandırıcıları: Siklotron
Elektron Hızlandırıcıları:
Betatronun üretimi durdurulduğu için lineer akselatörler öne geçmiştir.
1- LİNAK prensibleri
X ışın tüpünde olduğu gibi ısıtmak yoluyla metal telden serbestlenen elektronlar, daha yüksek kinetik enerjiye sahip olabilmek için elektromanyetik alan içerisinde hızlanırlar. Bu hızlandırılmış yüksek enerjili elektronlar direk olarak tedavide kullanılabileceği gibi (genellikle yüzeysel tedaviler için) bir hedefe çarptırılarak yüksek enerjili x ışınlarıda elde edilebilir.(derin tedaviler için) Bu şekilde 4 ile 25 MeV enerjisindeki elektronlar ve hedefe çarptırılmaları ile 4-25 MV enerjisinde X ışınları meydana gelir. Konvansiyonel X ışını tüplerinde elektronları 400 kV den daha fazla hızlandırılmalar mümkün değildir. Bu nedenle LİNAK cihazlarında yüksek frekanslı magnetik dalga odacıkları kullanılır. Bu şekilde (-) yüklü elektronların magnetik alandan etkilenerek hızlanması sonucu, yüksek kinetik enerji kazanmaları mümkün olur.
· Mikrodalga odacıkları: İletken bir metalden oluşan silindir şeklindeki odacıklar içinde (
· Elektron hızlandırılması: Odacıkta oluşan bu yüksek frekanslı elektromagnetik dalga, silindirin ortasındaki kanala iletilir ve elektron odacıktan odacığa silindir eksenindeki bu kanal boyunca doğrusal olarak ileriye gittikçe hızlanır. Silindirin çıkışında elektronların hızları, odacıkta aldıkları hızları toplamına eşittir.
· 2. Elektron hızlandırıcıların çalışma şekli: Elektrik akımı modülatörde depolanır. Ve bir kontol sistemi, bu akımı belli aralıklarla (50-200 Hz frekansında yani saniyenin binde biri aralıklarıyla ) titreşimin oluşacağı klistron veya magnetron adı verilen kısma ve aynı zamanda elektron tabancası gönderir. Titreşimlerle eş zamanlı olarak serbestlenen elektron grupları hızlandırma odaları içine gönderilir. Hızlandırma odalarına iletilen titreşimlerin hepsinin aynı frekansta olması otomatik olması otomatik frekans kontrol modlü sayesinde temin edilir. (şekil 12)
Hızlandırma odacıklarından çıkan elektronlar 90 veya 270 derece açı ile saptırılarak ışının çıkacağı kafa kısmına yönledililirler.
Cihazın kafa kısmı şu bölümlerden oluşur.
· X ışını üretimi halinde, elektron huzmesinin çarptığı tungsten hedef:
Tüm elektronlar hedefte durdurularak frenleme X ışınlarını oluştururlar.
Dairesel ilk kolimatör (ışın huzmesinin çapını tayin eder.)
Egalizör denilen ve X ışınlarını homojen hale getiren koni şeklindeki filtre
Elektron huzmesini homojen hale getiren ( elektrno ışınlaması halinde, yani tungsten hedefin kullanıldığı durumlarda devreye girer) difüzör veya manyetik alan oluşturan elektron süpürgesi: elektronların homojen şekilde dağılımını temin eder.
2 ayrı iyonizasyon odası: Verilen dozun 2 odada ölçülmesi ile ışın huzmesinin şiddetli ve simetrik ( doğrusal) olup olmadığının kontolü sağlanır.
MEDİKAL HIZLANDIRICILARIN BASİT TANIMI
1 Low –energy photons (4-8 MV)
2- Medium-energy photons (10-15 MV) and elektonlar
3- High- enerjili fotonlar (18-25 MV) and elektonlar
FOTON BEAMS FROM LINAC
Medikal Fizikte Lineer Hızlandırıcılar 4 Mev den 25 MeV e kadar değişenleri ve elektonlan kinetik enerji ve x ışınları kullanılır.
Düşük ve Orta Enerjili X ışınları Dozimetrisi
IŞIN AKSINDA DOZ DAĞILIMI
ELEKTRONIK DENGE: Kompton olayı ile etkileşimde, gelen foton enerjisini ortamdaki bir elektrona verir ve onu harekete geçirir. Dokularada doz emilimide işte bu şekilde meydana gelmektedir. Yüksek enerjili fotonlar tarafından fotonlar tarafından harekete geçirilen ikincil elektronlar yine doku tarafından tutulduğu için, ışının dokuya girdiği yerden biraz derinde gittikçe artarlar ve doku tarafından absorbe edilen dozda gittikçe artar. Foton enerjisi yükseldikçe, sekonder elektronların maksimum menzili de artacağından bu elektronik denge hattı daha derinde oluşur
Örneğin co-60 için
GİRİŞ DOZU: Doku içinde ışın aksında ölçülen en yüksek doz giriş dozu olarak adlandırılan De dir. Dokuya giriş noktasından maksimum dozun oluştuğu hatta kadar absorbe dozun giderek artmasının nedeni dokunun ilk katmanında oluşan sekonder elektronların olduğu gibi doku ile kaynak arasındaki havada oluşan ve dokuya varan sekonder elektronlar ile fotonun kolimatöre çarpması sonucu oluşan ve yine dokuya varan diğer sekonder elektronlardır. Havada oluşan bu sekonder elektronların arması maksimum doz derinliğini azaltır.
Maksimum doz derinliği şu üç faktörden etkilenir.
Kolimatör ile doku arasındaki uzaklık (kaynak cilt mesafesi SSD) belli bir genişlikte sahada maksimum doz hattı SSD kısaldıkça cilde yaklaşır, yani maksimum doz derinliği azalır. Bunun nedeni kolimatörden gelen sekonder elektronların henüz dağılmadan cilde varmalarıdır.
Kolimatör Açıklığı: Sabit bir SSD mesadesinde saha genişliği arttıça maksimum doz derinliği azalır yani cilde yaklaşır.
DERİN DOZ YÜZDESİ: Belli bir SSD mesafesinde ve belli bir saha genişliğinde yapılan ölçümlerde, ışın aksında x derinliğinde ölçülen Dx absorbe dozununun, maksimum doz derinliğinde ölçülen De absorbe dozuna yüzde olarak oranı derinli verimidir. Ve Rx olarak ifade edilir.
Rx=Dx/De
1. Derinlik veriminin foton enerjisi ile değişmesi:
Şekilde görüldüğü gibi derinlik verim eğrisi sekonder elektronların dozu arttırıcı etkisiyle, cildden itibaren önce bir yükselme gösterir, elektronik denge hattında maksimum doza ulaşır. Sonra elektron doku tarafından tutulma katsayısına bağlı olarak ekponansiyel bir azalma gösterir. Maksimum dozdan sonra yer alan belli bir derinlikte doz verimi ışın enerjisi ile orantılıdır, yani doz azalması enerjsi düşük x ışınlarında daha fazladır.
2. Derinlik veriminin saha genişliği ile değişmesi
Saha genişliği arttıkça saçılan ışınlarda artmakta ve doz artışına yol açmaktadır.
3. Derinlik veriminin SSD ile değişmesi
Işın kaynağı ile cilt arasındaki mesafe SSD arttıkça aynı saha genişliğinde deki doz verimi de artar örneğin Co-60 gama ışınında SSD
Maksimum doku orantısı (TMR)
SSD nin sabit olmadığı durumlarda izosantrik tedavilerde TMR kullanılır. TMR ışın aksında x mesafesindebir noktadaki absorbe dozun (Dx) in De ye oranıdır.
IŞIN AKSI DIŞINDA DOZ DAĞILIMI
TEK SAHA İÇİN PENUBRA
Merkezi ışından ısın aksına dik bir düzlem boyunca uzaklaştıkça dozda şu nedenlere bağlı bir azalma gözlemlenir.
Kaynağa olan uzaklığın artması
Saçılan ışınların doza olan katkısında azalma
Geometrik Penubra
Geçirgenlik Penubrası
IŞIN MODİFİKATÖRLERİ
BOLUS
Bolus doku eksikliğini gidermek amacıyla cild üzerine yerleştirilen ve üstü ışım aksına dik bir düzlem oluşturan, dokuya eşdeğer bir maddedir. Bolus kullanıldığı taktirde cilde ulaşan saçılmış ışın etkisi artar. Dolayısıyla ışının cilde giriş dozu artmış olur.
KOMPANSATÖR FİLTRELER
Işınlanacak hasta yada yüzeyinin geniş çukur veya tümsek halinde olması durumunda doz dağılımı homojen olmayacaktır. Işınlanacak volümde homojen bir doz dağılımı elde etmek için ışın kaynağı ile cild arasında yer alan ve doku eksikliğini giderecek kadar doz absorblayan bir kompansatör filtre kullanılır. Cild üzerine tatbik edilen bolus kullanımında maksimum doz derinliği azalmakta ve maksimum doz cilde daha yakın bir derinlikte oluşmaktadır. Ayrıca bolus cilde temas ettiğiden bolusun oluşturduğu sekonder elektronlar cild dozunu arttırmaktadır.
Kompansatör filtreler aliminyum kalay veya bakır-kalay alaşımlarından yapılır ve doku düzensizliğini tamamlayacak bir şekilde dökülür.
KAMA (WEDGE )FİLTRELER
Metalden yapılmış bir yüzeyi eğik düzlem oluşturan bu filtreler, ışın aksına dik olan izodoz düzlemlerin eğimli olmasını sağlar. Bu eğim açısına, wedge açısı denilmektedir.