Elektroniczna aparatura medyczna cz. 11

Prezentacja na temat: "Elektroniczna aparatura medyczna cz. 11"— Zapis prezentacji:

1 Elektroniczna aparatura medyczna cz. 11

2 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.

3 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.

4 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.

5 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.

6 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

7 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

8 Widok betatronu radioterapeutycznego produkcji Brown Boveri z lat 60-tych (Szwajcaria):

9 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

10 Akcelerator liniowy w. cz
Akcelerator liniowy w.cz. Clinac 20 z pochłaniaczem wiązki firmy Varian (USA):

11 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 cGy/min ( rad/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

12 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

13 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

14 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

15 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 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 MV. 15

16 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

17 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)

18 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

19 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

20 Powstawanie fal przyspieszających w akceleratorze elektronowym w.cz.:
a) fala bieżąca, b) fala stojąca 20

21 Akceleratory radioterapeutyczne zasilane są mocą w. cz
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

22 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

23 a) Metody konwencjonalne z wiązkami jednorodnymi
b) Metody niekonwencjonalne z wiązkami niejednorodnymi

24 Rozwój budowy liniowych akceleratorów radioterapeutycznych
24

25 a). konstrukcje stosowane w połowie lat 50-tych pracowały w tzw
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 , 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 MeV/m., co dało możliwość znacznego skrócenia struktury przyspieszającej.

26 Zestawy układów magnetycznych do wychylenia wiązki:
26

27 Układ ogólny akceleratora:
27

28 Widok struktury przyspieszającej akceleratora:
28

29 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. 29