Transcript Akceleratory biomedyczne

Elektroniczna aparatura medyczna
cz. 11
1
Akceleratory biomedyczne
Akcelerator – urządzenie służące do przyspieszania cząstek
elementarnych lub jonów do prędkości bliskich prędkości światła.
Cząstki obdarzone ładunkiem elektrycznym są przyspieszane w
polu elektrycznym.
Do skupienia cząstek w wiązkę oraz do nadania im odpowiedniego
kierunku używa się odpowiednio ukształtowanego pola
magnetycznego lub elektrycznego.
2
Historia
Zaledwie w kilka miesięcy po odkryciu w roku 1895 przez
Roentgena promieniowania X rozpoczęto w Niemczech oraz w
USA radioterapeutyczne napromieniowania pierwszych pacjentów.
Źródłem tego promieniowania były pierwotnie lampy
rentgenowskie gazowe, a od 1913 r. próżniowe z żarzoną katodą
wolframową.
Pierwsze produkowane seryjnie lampy tego typu mogły pracować
przy napięciu szczytowym 140 k i natężeniu prądu 5 mA.
Promieniowanie X generowane przez te lampy cechowała niestety
niewielka przenikliwość.
3
Rozkład głębokości był tu szczególnie niekorzystny, ponieważ
dawka maksymalna przypadała na powierzchnię skóry, a następnie
szybko spadała w zależności od głębokości.
Dlatego już wtedy rozpoczęto
poszukiwania innych źródeł twardszego
promieniowania, zwracając uwagę na
izotopy promieniotwórcze.
Izotop 226Ra emitujący
promieniowanie gamma o energiach
0,24-2,20 MeV stosowany był w
pierwszych bombach radowych,
których powstało może kilkanaście ze
względu na małą dostępność i wysoką
cenę radu.
4
Już w latach 30-tych po opracowaniu cyklotronu zwrócono uwagę
na możliwości zastosowania akceleratorów do radioterapii - liczbę
potencjalnych pacjentów oceniano wówczas w samych USA na
100 tyś. rocznie.
Na początku lat 50-tych rozpoczęła się era radioterapeutycznych
bomb kobaltowych.
Izotop 60Co emitujący promieniowanie gamma o energiach 1,17
MeV i 1,33 MeV umożliwiał osiąganie rozkładu
głębokowościowego znacznie lepszego w porównaniu z rozkładem
promieniowania X emitowanego przez lampę rentgenowską.
Dawka głębokościowa osiągała tu maksimum na głębokości ok. 5
mm pod powierzchnią skóry, co zapewniało znaczne zmniejszenie
dawki naskórnej przy napromieniowywaniu warstw położonych
głębiej.
5
Radykalne zwiększenie energii promieniowania fotonowego stało się
możliwe dzięki opracowaniu przez D.W. Kersta ( w USA )
akceleratora nazwanego betatronem, napromieniowania
pierwszych pacjentów rozpoczęto w 1949 r. stosując promieniowanie
fotonowe generowane przez elektrony o energii 20 MeV.
Rozkład dawek głębokościowych dla
promieniowania X 200kV,
promieniowania gamma 60Co (1,17
MeV i 1,33 MeV) oraz promieniowania
X z betatronu 22 MeV
6
Betatrony odegrały znaczącą rolę w
rozwoju radioterapii, dostarczając
promieniowania fotonowego o
znacznie lepszych charakterystykach
od promieniowania generowanego
przez lampy rentgenowskie i źródła
radioizotopowe.
Wady betatronów - jak np. duży ciężar utrudniający manewrowanie,
stosunkowo niskie natężenia wiązki promieniowania X, a także
niewielkie wymiary napromieniowywanego pola - spowodowały, że
w połowie lat 70-tych produkcja betatronów została wstrzymana.
7
Widok betatronu radioterapeutycznego produkcji
Brown Boveri z lat 60-tych (Szwajcaria):
8
Postępy osiągnięte w czasie II wojny światowej w dziedzinie
megatronów dla techniki radarowej umożliwiły wykorzystanie
generatorów mikrofalowych do przyspieszania elektronów dla
potrzeb radioterapii.
W Anglii pierwszy akcelerator o tzw. fali bieżącej przedstawił w
1946 r. D.W.Fry. Na tej podstawie C.W.Miller skonstruował
pierwszy brytyjski stacjonarny akcelerator liniowy w.cz. na
którym pierwszego pacjenta napromieniowano w 1953 r.
W tym samym czasie rozpoczęto intensywne prace w USA, gdzie
pierwsze napromieniowania rozpoczęto na początku 1956r. Firma
Varian Assiciates zbudowała pierwszy prototyp akceleratora
izocentrycznego, umożliwiającego pełny obrót wokół pacjenta w
1962 r.
9
Akcelerator liniowy w.cz. Clinac 20 z
pochłaniaczem wiązki firmy Varian (USA):
10
W połowie lat 60-tych rozpoczęła się w radioterapii era
akceleratorów liniowych w.cz., które szybko zdominowały
światowy rynek akceleratorów medycznych.
Typowe wartości mocy dawek przypadały dla nich na zakres 200400 cGy/min ( 200-400rad/min ), przy maksymalnych wymiarach
napromieniowywanych pól sięgających do 40x40 cm, zaś dla
betatronów 40 cGy/min ( 40 rad/min ) przy odległości 100 cm i
energii 22 MeV oraz wymiary pól do 12,5x12,5 cm.
Terapia akceleratorowa może być prowadzona w sposób
statyczny - czyli podczas właściwego napromieniowania głowica
aparatu terapeutycznego jest nieruchoma względem pacjenta, bądź
przy zastosowaniu współczesnych akceleratorów
radioterapeutycznych typowym rozwiązaniem jest terapia
obrotowa, podczas której głowica akceleratora dokonuje obrotu
wokół pacjenta w pełnym kącie 360°.
11
Charakterystyki izodoz dla promieniowań generowanych przez
aparat rentgenowski 200 kV (A), bombę kobaltową (B) oraz
wiązkę elektronów przyspieszonych do energii 25 MeV i
poddanych następnie konwersji na promieniowanie X 25 MV (C).
12
Wraz ze wzrostem energii fotonów obserwuje się coraz lepsze
ujednolicenie rozkładu stosunku dawki głębokiej w osi wiązki do
dawki poprzecznej (podskórnej) dla pola napromieniowanego: a) o
średnicy 15 cm b) o średnicy 25 cm.
W obu przypadkach wraz ze wzrostem energii fotonów obserwuje
się coraz lepsze ujednolicenie tego rozkładu.
13
Innym korzystnym aspektem uwidaczniającym się w miarę
wzrostu energii promieniowania X jest zmniejszenie się absorpcji
względnej dla różnych rodzajów tkanek ( rys.1.9. ). Przy małych
energiach w zakresie 0,1-1,0 MV szczególnie narażona jest tkanka
kostna pochłaniająca wówczas znacznie więcej energii od
napromieniowywanej tkanki nowotworowej.
14
Tendencja do stosowania coraz większych energii
promieniowania fotonowego uwidoczniła się szczególnie na
początku lat 70-tych, kiedy to uruchomiono produkcję
akceleratorów na energie maksymalne sięgające do 45-50 MeV.
Początkową euforię ostudziły jednak obserwacje różnych
niekorzystnych zjawisk, a przede wszystkim generowania w
tym zakresie energii zarówno w samym organizmie pacjenta jak
i w pomieszczeniu radioterapeutycznym szkodliwych
neutronów.
Spowodowało to pewne zmniejszenie energii maksymalnych,
które obecnie nie przekraczają 20-25 MV.
15
Proces przyspieszania cząstek naładowanych można
zrealizować w najprostszy sposób, stosując układ dwóch
elektrod, pomiędzy którymi panuje różnica potencjałów
elektrostatycznych.
Aby cząstka została przyspieszona w sposób skuteczny, w
przestrzeni międzyelektrodowej musi istnieć próżnia o takiej
wartości, ażeby średnia droga na zderzenie przyspieszanej
cząstki z cząsteczkami resztkowymi gazu była znacznie większa
od odległości między elektrodami.
16
Akcelerator jednostopniowy:
Akcelerator z rys powyżej jest układem jednostopniowym energia maksymalna cząstek odpowiada napięciu maksymalnemu
dostarczanemu przez generator (100 kV do 30 MV).
Jeżeli napięcie generatora wysokonapięciowego zasilającego
komorę przyspieszającą ma wartość V, a cząstka ma ładunek q,
uzyskuje ona wówczas energię kinetyczną Ek=qV.
W przypadku elektronu Ek=eV,
stąd 1eV=1,6·10-19 J
(1MeV=1,6·10-13 J)
17
Osiągnięcia radiotechniki, techniki radarowej (radiolokacyjnej)
i telewizyjnej, a także bardzo szybkie postępy w generowaniu
mikrofal stworzyły podstawy rozwoju przyspieszania cząstek
naładowanych za pomocą składowej elektrycznej E pola
elektromagnetycznego wielkiej częstotliwości.
Metody te nadają się zarówno do przyspieszania lekkich
elektronów, jak i ciężkich jonów, umożliwiając osiąganie
energii w zakresie od rzędu MeV do energii GeV.
18
W akceleratorach radioterapeutycznych typowo stosuje się
częstotliwości 3 GHz, czyli długość fali 10 cm.
Ponieważ wymiary liniowe rezonatorów są proporcjonalne do
długości fal, w przypadku akceleratorów elektronowych w.cz.
można stosować rezonatory o znacznie mniejszych wymiarach i
o stosunkowo prostej budowie.
Przy zasilaniu energią 3 GHz typowe wymiary pojedynczego
rezonatora wynoszą: średnica 10 cm i długość 2,5 do 5 cm.
Na rys poniżej widać zespół nieskomplikowanych rezonatorów
cylindrycznych tworzących falowód, obraz tu widoczny
przesuwa się wzdłuż rezonatorów akceleratora w kierunku
osiowym z prędkością tzw. fali bieżącej.
19
Powstawanie fal przyspieszających w akceleratorze
elektronowym w.cz.:
a) fala bieżąca,
b) fala stojąca
20
Akceleratory radioterapeutyczne zasilane są mocą w.cz. generowaną
przez lampy mikrofalowe – magnetrony i klistrony.
Impulsowe pole elektryczne przykładane pomiędzy katodę i anodę
powoduje ruch elektronów wyemitowanych w wyniku termoemisji
w kierunku anody.
Kombinacja pola magnetycznego i impulsowego pola elektrycznego
sprawia, że ten ruch odbywa się po spirali, a elektrony przechodząc
do wnęk rezonansowych oddają tam swoją energię w postaci energii
w.cz.
Typowy magnetron pracujący w paśmie 3 GHz (S) może
generować impulsy w.cz. o mocy szczytowej 2-5 MV. Magnetrony
mają znacznie mniejsze wymiary, są lampami samowzbudnymi, nie
wymagają dodatkowego układu wzbudzającego w.cz., są też
znacznie tańsze, ale mniej trwałe. Stosuje się je zwykle do zasilania
akceleratorów o energiach 4-20 MeV (mniejsze i średnie energie).
21
Akceleratory elektronowe do terapii rutynowej
Przy leczeniu chorób nowotworowych radioterapia bierze na
siebie wielką odpowiedzialność, ponieważ z jednej strony
stanowi dobrą metodę leczenia, z drugiej jednak strony jest
działaniem groźnym, nieodwracalnym w taki sam sposób jak
zabieg chirurgiczny oraz trudnym do zaplanowania i
przeprowadzenia.
Zadaniem każdego zabiegu radioterapeutycznego jest
podanie optymalnej ściśle określonej dawki promieniowania
jonizującego do obszaru lub obszarów, które mają być
naświetlone, tak aby dawka była możliwie równomiernie
rozłożona w obszarze przeznaczenia i maksymalnie obniżona
poza tym obszarem
22
a) Metody konwencjonalne z wiązkami jednorodnymi
b) Metody niekonwencjonalne z wiązkami niejednorodnymi
Rozwój budowy liniowych akceleratorów
radioterapeutycznych
24
a) konstrukcje stosowane w połowie lat 50-tych pracowały w tzw.
Układzie liniowym głowicy, osiągany wówczas liniowy gradient
energetyczny 4MeV/m. uniemożliwiał pełny obrót struktury wokół
stołu;
b) lata 60-te poziome ( w przybliżeniu ) usytuowanie stosunkowo długiej
struktury przyspieszającej umożliwiającej osiąganie wysokich energii,
która współpracowała z magnesem zakrzywiającym wiązkę o kąt ok.
90o, dzięki czemu możliwe było znaczne skrócenie pionowego
wymiaru głowicy i pełny obrót wokół stołu - zachowane stosunkowo
niewysokie izocentrum;
c) początek lat 70-tych nowa generacja z zastosowaniem magnesów
achromatycznych, zakrzywiających wiązkę o kąt ok. 270 0,
zastosowanie tych magnesów polepszyło parametry wiązki i stabilność
pól terapeutycznych, zestawienie na rys.3.27;
d) zastąpienie układu o fali bieżącej układami o fali stojącej umożliwiło
zwiększenie gradientów linowych do 12-18 MeV/m., co dało
możliwość znacznego skrócenia struktury przyspieszającej.
Zestawy układów magnetycznych do wychylenia wiązki:
26
Układ ogólny akceleratora:
27
Widok struktury przyspieszającej akceleratora:
28
Akcelerator medyczny Coline 10:
Spełniający wymagania najnowszych norm bezpieczeństwa
akcelerator medyczny Coline 10 umożliwia napromienianie
wiązkami fotonów i elektronów o energiach od 6 do 10 MeV.
http://www.hitecpoland.eu/produkty.php?strona=akceleratory_med
29
yczne&podstr=coline10