4. Generatori Clinici de radia ieț

4.1. Instala ii pe bază de kilovoltaj ț

Până pe la 1950 majoritatea radioterapiei pe bază de radiații livrate sub formă de fascicul extern a fost realizată cu raze X generate la o tensiune de până la 300 kVp (kVp= kiloVolți peak = energia maximă a rezelor X). Dezvoltarea ulterioară a unor instalații de energie superioară și popularitatea crescândă a celor pe bază de Cobalt-60 în anii ‘50 și ‘60 a dus la abandonarea folosirii majorității instalaților de kilovoltaj. Totuși, acestea nu au dispărut cu totul din uz. Chiar și în era modernă a fasciculelor de raze X obținute în instalații de megavoltaj, există încă o utilizare pentru fascicule de energii mai mici, în sepecial în tratamentul leziunilor superficiale la nivelul pielii.

Mai departe vom privi la diferite tipuri și caracteristici ale instalațiilor de radioterapie.

A. Terapia cu raze Grenz

Termenul de raze Grenz este folosit pentru a descrie tratamentul realizat cu fascicule foarte moi (de energie scăzută) de raze X, produse la tensiuni de sub 20kV. Datorită adâncimii lor foarte scăzute de penetrare (a se vede Figura.5a) astefl de radiații nu se mai folosesc astăzi în radioterapie.

B. Terapia de contact

O instalație de terapie de contact sau endicavitară operează la tensiuni de 40- 50 kV și facilitează iradierea unor leziuni accesibile la distanțe foarte scurte dintre sursă (punct focal) și suprafață (SSD= Source Surface Distance), mai mici de 2.0 cm. Aceste aparate operează de obicei la un curent în tub de 2mA. Un filtru de 0.5-1.0 mm de Aluminiu este interpus de obicei în calea razelor X pentru a absorbi componenta moale (de energie scăzută) a radiației.

Datorit unei distanțe SSD foarte mici și a unei tensiuni aplicate scăzute, terapia de contact prin iradiere produce o doză absorbită 1 descrescândă rapid cu adâncimea de penetrare în țesut . Pentru acest motiv, dacă raza este incidentă asupra unui pacient, suprafața pielii este iradiată maxim, dar țesutul de dedesupt este ferit de iradiere odată cu creșterea adâncimii. Curba doză versus adâncime de penetrare este reprezentată în Figura.5.b Se vede ușor că aceast tip de raze X sunt utile pentru tratamentul unor tumori aflate la o adâncime de maxim 1-2 mm. Fasciculul de raze este aproape complet absorbit după 2cm de către țesutul moale.

1 Termenul doză , sau doză absorbită , este definit ca energia absorbită pe unitate de masă a materialului irradiat

C. Terapia superficială

Termenul de terapie superficială se aplică tratamentelor cu raze X produse la tensiuni între 50 și 150 kV. Diverse grosimi de filtrare (de obicei de la 1mm la 6mm aluminu) sunt adăugate pentru a „durufica” raza la nivelul dorit (absorbind radiația de enrgie mai mică). Gradul de durificare/întărire a calității fascicului de raze X poate fi exprimat prin intermediul grosimii de înjumătățire (HVL = half-value layer). Stratul de HVL este definit ca grosimea unui anumit material care, atunci când este introdus în calea fasciculului, reduce rata expunerii cu jumătate. Pentru măsurarea radiației în terapia superficială se folosesc grosimi de înjumătățire (HVL) de la 1.0 mm la 8.0-mm din Aluminiu.

Figura.5.Curbe ale variației dozei cu adâncimea în apă sau țesuturi moi pentru fascicule de raze X de diferite calități. a: raze Grenz, HVL = 0.04 mm Al, diametrul câmpului [egal asimptotic] cu 33 cm, SSD = 10 cm. b: terapie de contact, HVL = 1.5 mm Al, diametrul câmpului =2.0 cm, SSD = 2 cm. Line c: therapie superficială, HVL = 3.0 mm Al, diametrul câmpului = 3.6 cm, SSD = 20 cm. Line d:ortovoltaj, HVL =2.0 mm Cu, diametrul câmpului = 10 — 10 cm, SSD = 50 cm. Line e: raze gamma Cobalt-60 , diametrul câmpului = 10 — 10 cm, SSD = 80 cm.

Tratamentele superficiale sunt realizate de obicei cu ajutoprul conurilor atașabile diafragmei aparatului. Distanța SSD variază de obicei între 15 și 20 de cm. Aparatul operează de obicei la un curent de tub de 5-8 mA.

După cum se vede în Figura 5.c o rază de calitate este utilă pentru a iradia tumori situate la aproximativ 5 mm adâncime (~90% doză). Dincolo de această adâncime, scăderea dozei este prea pronunțată pentru a putea livra o doză adecvată pentru tratamentul tumorii fără a supradoza suprafața pielii.

D. Terapie de ortovoltaj sau de profunzime

Termenul de terapie de ortovoltaj sau de terapie de profunzime este folosit pentru a descrie tratametul cu raz X produse de către tensiuni (ENG „potential” = diferențe de potențial) între 150 și 500 K. Majoritatea echipamentului de ortovoltaj este operat între 200 și 300 kV la curent în tub între 10 și 20 de mA. Diverse filtre au fost proiectate pentru a obține o putere de penterare echivalentă cu un HVL (strat de înjumptățire) între 1 și 4 mm de cupru.

Una din primele instalații cu ortovoltaj este reprezentat în Figura6. Deși conuri pot fi folosite pentru a colima dimensiunea fasciculului de raze la dimensiunea dorită, o diafragmă mobilă ce constă din plăcuțe de plumb, permite o ajustare continuă a dimesiunii fasciulului. Distanța SSD (dintre aparat și pacient) este setată la 50 cm

Figura.6 o fotografie cu „Stabilapan”-ul lui Sieman, unul dintre primele instalații de radioterapie de profunzime

În Figura.5 linia d prezintă o curbă a dozei livrate pentru o rază moderată de ortovoltaj. Deși dostribuția dozei în profunzime ar depinde de multe condiții, cum ar fi kilovoltajul. HVL (grosimea de înjumătățire), SSD (distanța) și dimensiunea fasciulului (sau a cîmpului de aplicare al razelor X), anumite genralizări pot fi făcute pornind de la această curbă în legătură cu caracteristicile razelor X de ortovoltaj. Doza maximă este livrată aprope de piele, înregistrândus-se o scădere până la 90% din valoarea inițială a dozei la 2 cm adâncime. Astfel, printr-un singur tratatment, o doză adecvată nu poate fi livrată unei tumori dincolo de această adâncime. Totuși, prin creșterea filtrării fasciulului de raze X și astfel a grosimii de ănjumătățire (HVL-ul) razelor, respectiv prin a combinarea a două sau mai multe fascicole direcționate înspre tumoare dinspre direcții diferite, permit livrarea unei doze ridicate (suficiente) pentru tratarea unor tumori mai adânci. Există însă limitări severe pentru uzul radiației de ortovoltaj pentru tartarea tumorilor mai adânci de 3 cm. Acestea vor fi discutate la seminarul de planificare a tratamentului.

Cea mai mare dintre limitări este dată de către doza de radiație absorbită de către piele, ce devine prohibitiv de mare atunci când se livreasă doze adecvate tratamentului unor tumori situate în profunzime. În zielele de pionierat ale radioterapiei, atunci când razele X de ortovoltaj erau cele mai puternice (de energie cea mai înaltă) disponibile, tratamentele de radioterapie era administrate până când se ajungea la limita de toleranță a pielii la radiație. Deși s-au dezvoltat metode pentru a folosi raze (fascicule) multiple, precum și alte tehnici pentru a menține doza de radiație la care era supusă pielea sub limita de toleranță, problema dozei prea ridicate la nivelul pielii a rămas principala îngrijorare pe parcursul erei tratamentului cu ortovoltaj. Odată cu disponibilitatea tele-terapiei pe bază de Cobalt radioactiv (Figura5.e), proprietățile de protejare a pielii a radiației de energie mai înaltă, au devenit principalul motiv pentru dezvoltarea instalațiilor moderne de megavoltaj.

Deși doza limită de absorbție la nivelul pielii, respectiv doza necesară tratamentului livrată în adâncime (la nivelul tumorii) au fost prezentați ca și factori principali ai limitărilor preznetate de către raze X de energii mai joase, există și alți factori cum ar fi doza absorbită de către oase prea ridicată, respectiv împrăștierea ridicată (scattering), care fac fasciculele de ortovoltaj nepotrivite pentru tratamentul tumorilor din spatele oaselor.

E. Terapia de supervoltaj

Terapia de raze X de 500- 1000 kV a fost numită terapie de voltaj înalt sau supervoltaj. În căutarea obținerii unor fascicule de raze X de energie înaltă, un progress considerabil a fost fpcit cu ajutprul unor instalații de hipervoltaj. Problema majorp care a trebuit depășită a fost izolarea transformatorului de tensiune înaltă. Una din soluțiile găsite a fost așa numitul transofrmator de rezonanță, prin care tensiunea aplicată este amplificată în mod efficient. Instalații dotate cu transformator de rezonanță (obținută prin conectarea unui transformator fără miez la condensatori legați în paralel) dată de un circuit LC în rezonanță a permis accelarea electronilor la viteze (și deci) energii mari, astfel încât lovirea țintei și propagarea rezelor X astfel obținute se face prin transmisie. Transofrmatoarele cu rezonanță au fost folosite pentru a obține raze X de la 300 la 2,000 kV.

F. Terapia de megavoltaj

Raze X de energie 1 MeV sau mai mare pot fi clasificate ca raze de magavoltaj. Deși termenul se refră în mod stric la raze X, razele γ produse de către radionuclizi sunt de asemenea incluse de obicei în această categorie dacă energia lor este mai mare de 1 MeV. Exemple de instalații clinice de megavoltaj sunt generatorul Van de Graaff (nu se mai folosește), acceleratorul linear, betatronul și microtronul, precum și instalațiile de teletherapie cu raze γ, cum ar fi cele provenite de la o sursă de cobalt-60.

4.2. ACCELERATOARE LINEARE

Acceleratorul liniar (linac) este un dispozitiv care folosește unde electromagnetice de înaltă frecvență pentru a accelera particule cum ar fi electronii la energii înalte prin intermediul unui tub liniar. Fasciculul de electroni de înaltă energie poate fi utilizat el însuși pentru tratamentul tumorilor superficiale sau poate fi făcut să lovească o țintă pentru a produce raze X prin transmisie pentru tratamentul tumorilor situate în adâncime. Există câteva tipuri de design pentru acceleratoarele liniare, dar cele utilizate în radioterapie accelerează electronii fie prin intermediul undelor electrmagnetice staționare sau călătoare (traveling) de frecvență în regiunea microundelor (~3000 megaciclii/sec = 3 GhZ). Diferența dintre acceleratoare cu unde staționare și cele cu unde =călătoare (traveling) constă în desingul structurii acceleratorului.

Din punct de vedere functional, structura acceleratorului cu unde călătoare necesitată existența unei sarcini suplimentare care are doar rolul de a absorbi puterea reziduală acumulată la capăt, pentru a preveni reflectarea unei unde înapoi.

Pe de altă parte, structura acceleratorului cu unde staționare oferă o reflexie maximă a undelor la ambele captete ale structurii astfel încât combinația undelor „călătoare” propagate înainte și înapoi va da naștere undelor staționare. În cazul acestui design, sursa de putere microundelor este mai degrabă cuplată prin cavități laterale, decât prin apertura (deschiderea) aparatului. Un astfel de design tinde să fie mai eficient decât acela al undelor călătoare deoarece cavitățile pentru transimisa microundelor, respectiv cavitățile lor de generare situate în lateral pot fi optimizate în mod independent de forma tubului. Totuși, acest design este mai scump și necesită instalarea unui circulator (sau izolator) între sursa de putere și structură pentru a preveni ca undele reflectate să ajungă la sursa de putere2.

În Figura.7 este reprezentată o diagramă pe module a unui accelerator linar, ilustrând componente le majore, precu mși sistemele auxiliare. O sursă de putere oferă curent continuu (DC direct current) unui modulator, care conține o rețea de generare a pulsului și un tub de schimb („hydrogen thyratron”3). Pulsurile de înaștă tensiune provenite din secțiunea modulatorului sunt pulsuri constante în intesitate (flat-topped) având o durată de câteva microdescunde. Aceste pulsuri sunt livrate în mod simultan Magnetron-ului sau Klystron-ului și and tunului cu electroni. Microundele pulsate produse în magnetron sau în klystron sunt injectate

2 Pentru detalii suplimentare se poate consulta Karzmark CJ, Nunan CS, Tanabe E. “Medical electron accelerators” . New York: McGraw-Hill, 1993.3 http://en.wikipedia.org/wiki/Thyratron; http://www.pocketmagic.net/?p=1745

în tubul accelerator (structura acceleratorului) prin intermediul unui sistem de ghid de undă. La momentul potrivit, electronii produși de către tunul electronic, sunt injectați în mod pulsat în structura acceleratorului.

Figura.7. Diagrama pe module a unui accelerator linar medical

Structura acceleratorului (sau sistemul lui de ghid de undă) constă dintr-un tub de cupru al cărui interior este partiționat de către mai multe discuri de cupru, ce au roulul unor diafragme de diferite aperturi (deschideri) la diferite spațieri. În acesată secțiune este realizat un vid înalt. Pe măsură ce electronii sunt injectați în structura acceleratorului (având o energie inițială de aproximativ 50 keV), aceștia interacționează cu câmpul electromagnetic al microundelor. Electronii câștigă energie de la câmpul electric sinusoidal printr-un proces de accelerare analog aceluia prin care un surfer câștigă viteză călărind pe coama unui val.

Pe măsură ce electronii de energie înaltă emerg din fereastra de ieșire a structurii acceleratorului, ei sunt conținuți în interiorul unui fascicul îngust de formă conico-cilindrică (pencil beam) de aproximativ 3 mm în diametru. În acceleratoarele liniare (linac-uri) de energie mică (de până la 6 MV) care au tub accelerator relativ scurt, electronilor li se permite să se propage drept înainte și să lovească o țintă pentru a produce raze X prin transmisie. În acceleratoarele liniare (linac-uri) de energie mai înaltă, însă structura acceleratorului este prea lungă și, astfel, este plasată orizontal sau la un unghi cu orizontala. Electronii sunt apoi deflectați (fasciculul este curbat) la un unghi dorit (de obicei la 90 sau 270 de grade) dintre structura acceleratorului și țintă. Acesată curbare de precizie a fasciulului electronic este realizată printr-un sistem de transport constând din magneți de curabre (bending magnets), bobine de focalizare (focusing coils), și alte componente.

A. Magnetronul

Magnetronul este un dispozitiv care produce microunde. El funcționează ca un oscilator de înaltă putere, generând pulsuri de microunde cu o durată de câteva microseconde și cu o rată

de repetiție de câteva sute de pulsuri pe secundă. Frecvența microundelor din cadrul fiecărui puls este de aproximativ 3000 MHz.

Magnetronul are o construcție cilindrică, având un catod central și un anod exterior realizat dintr-o piesă solidă de cupru, ce conține cavități rezonante (Figura.8). Spațiul (regiunea) dintre catod și anod este vidat. Catodul este încălzit de către un filament interior, iar (termo)electronii sunt generați prin emisie termionică. Un câmp magnetic static este aplicat perpendicular pe planul secțiunii orizontale (reprezentată în figură) a cavităților și un câmp electric continuu pulsat este aplicat între catod și anod. Electronii emiși dinspre catod sunt accelerați înspre anod prin intermediului câmpului electric continuu pulsat. Sub influența simultană a câmpului magnetic, electronii se mișcî în spirale complexe înspre cavitățile rezonante, ce radiază energie sub formă de microunde. Pulsurile de microunde generate sunt conduse spre structura acceleratorului prin intermediul ghidului de undă.

Figura.8

De obicei, magnetroanele operează la 2 MW putere maximă pentru a deservi linac-uri (acceleratoare liniare) de joasă energie (6 MV sau mai puțin). Deși majoritatea linac-urilor de energie înaltă folosesc klystroni, au fost proiectate acceleratoare de energie până la 25MeV care să folosească megatroane de putere de aproximativ 5 MW power.

B. Klystronul

Klystronul nu este un generator de microunde ci, mai degrabă, un amplificator al acestora. El trebuie să fie alimentat de către un oscilator (generator) de microunde de joasă putere.

Figure 4.7 shows a cross-sectional drawing of an elementary two-cavity klystron. The electrons produced by the cathode are accelerated by a negative pulse of voltage into the first cavity, called the buncher cavity, which is energized by low-power microwaves. The microwaves set up an alternating electric field across the cavity. The velocity of the electrons is altered by the action of this electric field to a varying degree by a process known as velocity modulation. Some electrons are speeded up while others are slowed down and some are unaffected. This results in bunching of electrons as the velocity-modulated beam passes through a field-free space in the drift tube.

As the electron bunches arrive at the catcher cavity (Fig. 4.7 ), they induce charges on the ends of the cavity and thereby generate a retarding electric field. The electrons suffer deceleration, and by the principle of conservation of energy, the kinetic energy of electrons is converted into high-power microwaves.

C. The Linac X-ray Beam

Bremsstrahlung x-rays are produced when the electrons are incident on a target of a high-Z material such as tungsten. The target is water cooled and is thick enough to absorb most of the incident electrons. As a result of bremsstrahlung-type interactions (section 3.4.A ), the electron energy is converted into a spectrum of x-ray energies with maximum energy equal to the incident

electron energy. The average photon energy of the beam is approximately one third of the maximum energy.

It is customary for some of the manufacturers to designate their linear accelerators that have both electron and x-ray treatment capabilities by the maximum energy of the electron beamavailable. For example, the Varian Clinac 18 unit produces electron beams of energy 6, 9, 12, 15, and 18 MeV and x-rays of energy 10 MV. The electron beam is designated by million electron volts because it is almost monoenergetic before incidence on the patient surface. The x-ray beam, on the other hand, is heterogeneous in energy and is designated by megavolts, as if the beam were produced by applying that voltage across an x-ray tube.

D. The Electron Beam

As mentioned previously, the electron beam, as it exits the window of the accelerator tube is a narrow pencil about 3 mm in diameter. In the electron mode of linac operation, this beam, instead of striking the target, is made to strike an electron scattering foil to spread the beam as well as get a uniform electron fluence across the treatment field. The scattering foil consists of a thin metallic foil, usually of lead. The thickness of the foil is such that most of the electrons are scattered instead of suffering bremsstrahlung. However, a small fraction of the total energy is still converted into bremsstrahlung and appears as x-ray contamination of the electron beam.

FIG. 4.8. Components of treatment head. A: X-ray therapy mode. B: Electron therapy mode.

In some linacs, the broadening of the electron beam is accomplished by electromagnetic scanning of the electron pencil beam over a large area. Although this minimizes the x-

raycontamination, some x-rays are still produced by electrons striking the collimator walls or other high atomic number materials in the electron collimation system.

E. Treatment Head

The treatment head (Fig. 4.8 ) consists of a thick shell of highdensity shielding material such as lead, tungsten, or leadtungsten alloy. It contains an x-ray target, scattering foil, flattening filter, ion chamber, fixed and movable collimator, and light localizer system. The head provides sufficient shielding against leakage radiation in accordance with radiation protection guidelines (see Chapter 16 ).

F. Target and Flattening Filter

In section 3.4.A , we discussed the angular distribution of x-rays produced by electrons of various energies incident on a target. Since linear accelerators produce electrons in the Megavoltage range, the x-ray intensity is peaked in the forward direction. To make the beam intensity uniform across the field, a flattening filter is inserted in the beam (Fig. 4.8A ). This filter is usually made of lead, although tungsten, uranium, steel, aluminum, or a combination has also been used or suggested. The choice of target and flattening filter materials has been discussed by Podgorsak et al. (4 ).

G. Beam Collimation and Monitoring

The treatment beam is first collimated by a fixed primary collimator located immediately beyond the x-ray target. In the case of x-rays, the collimated beam then passes through the flattening filter. In the electron mode, the filter is moved out of The way (Fig. 4.8B ).

The flattened x-ray beam or the electron beam is incident on the dose monitoring chambers . The monitoring system consists of several ion chambers or a single chamber with multiple plates. Although the chambers are usually transmission type, i.e., flat parallel plate chambers to cover the entire beam, cylindrical thimble chambers have also been used in some linacs.

The function of the ion chamber is to monitor dose rate, integrated dose, and field symmetry. Since the chambers are in a high-intensity radiation field and the beam is pulsed, it isimportant to make sure that the ion collection efficiency of the chambers remains unchanged with changes in the dose rate. Bias voltages in the range of 300 to 1,000 V are applied across the chamber electrodes, depending on the chamber design. Contrary to the beam calibration chambers, the monitor chambers in the treatment head are usually sealed so that their response is not influenced by temperature and pressure of the outside air. However, these chambers have to be periodically checked for leaks.

After passing through the ion chambers, the beam is further collimated by a continuously movable x-ray collimator . This collimator consists of two pairs of lead or tungsten blocks (jaws)which provide a rectangular opening from 0 — 0 to the maximum field size (40 — 40 cm or a little less) projected at a standard distance such as 100 cm from the x-ray source (focal spot on

the target). The collimator blocks are constrained to move so that the block edge is always along a radial line passing through the target.

The field size definition is provided by a light localizing system in the treatment head. A combination of mirror and a light source located in the space between the chambers and the jawsprojects a light beam as if emitting from the x-ray focal spot. Thus the light field is congruent with the radiation field. Frequent checks are required to ensure this important requirement of field alignment.

Whereas the x-ray collimation systems of most medical linacs are similar, the electron collimation systems vary widely. Since electrons scatter readily in air, the beam collimation must be achieved close to the skin surface of the patient. There is a considerable scattering of electrons from the collimator surfaces including the movable jaws. Dose rate can change by a factor of two or three as the collimator jaws are opened to maximum field size limits. If the electrons are collimated by the same jaws, as for x-rays, there will be an extremely stringent requirement onthe accuracy of the jaw opening, since output so critically depends on the surface area of the collimator. This problem has been solved by keeping the x-ray collimator wide open and ttaching an auxiliary collimator for electrons in the form of trimmers extended down to the skin surface. In other systems, the auxiliary electron collimator consists of a set of attachable cones of various sizes.

The dose distribution in an electron field is significantly influenced by the collimation system provided with the machine because of electron scattering.

H. Gantry

Most of the linear accelerators currently produced are constructed so that the source of radiation can rotate about a horizontal axis (Fig. 4.9 ). As the gantry rotates, the collimator axis (supposedly coincident with the central axis of the beam) moves in a vertical plane. The point of intersection of the collimator axis and the axis of rotation of the gantry is known as the isocenter.

The isocentric mounting of the radiation machines has advantages over the units that move only up and down. The latter units are not suitable for isocentric treatment techniques in which beams are directed from different directions but intersect at the same point, the isocenter, placed inside the patient. However, the nonisocentric units are usually swivel mounted, that is, the treatment head can be swiveled or rotated in any direction while the gantry can move only upward or downward. Although these units are not as flexible, they are mechanically simpler, more reliable, and less expensive than the isocentric models.