Sugárterápia

Orvosoknak (Graduális) » Sugárterápia

24. Sugárterápia

Írta:

Vígváry Zoltán (†)

Semmelweis Egyetem Radiológiai Klinika

Zaránd Pál

Budapesti Műszaki és Gazdaságtudományi Egyetem - Nukleáris Technikai Intézet, óraadó tanár

Pesznyák Csilla

Budapesti Műszaki és Gazdaságtudományi Egyetem - Nukleáris Technikai Intézet

24.1. Bevezetés

A sugárterápia célja a kóros szövetek elpusztítása úgy, hogy az ép részek (így a bőr) károsítása minimális legyen. Ezt a sugárzások fizikai tulajdonságának kihasználásával vagy geometriai biztosíthatjuk. Ezek közül legfontosabbak a kereszttűz-besugárzás alkalmazása, a megfelelő energia megválasztása, a felépülési zóna kihasználása, a töltött részecskék jól definiált hatótávolsága (és a Bragg-Gray csúcs), a négyzetes fogyás törvényének alkalmazása. Ezeket a lehetőségeket, illetőleg azok egy részét az alábbi sugárforrások biztosítják.
A terápiában használt sugárforrásokat többféle szempont szerint lehet osztályozni. A csoportosítás alapja lehet a forrás jellege (radioaktív izotóp, fékezési sugárzás, töltött részecskék, stb.), dózisteljesítménye, a készülék fajtája (kobaltágyú, gyorsító, afterloading, stb.) vagy a besugárzandó objektumtól való távolsága (teleterápia, brachyterápia). Ebben a fejezetben ezt az utolsó csoportosítást használjuk. Helyszűke miatt a ma már nem, vagy alig használt készülékeket legfeljebb megemlítjük, ezekkel általában nem foglalkozunk.
A legfontosabb eszközök a következők: teleterápiás berendezések, brachyterápiás készülékek, speciális képalkotó berendezések és besugárzéstervező programok.

24.2. Teleterápiás berendezések

Röntgenkészülékek. Kialakulásuk sorrendje szerint az első a terápiás röntgenkészülék volt. A nagyfeszültség általában 10 és 300 kV között van, az áramerősség 6-25 mA között változtatható, vagy állandó. Ez a készüléktípustól és a felhasználási területtől függ. Ún. lágysugár terápiára a 10-50 kV tartományt használják Be ablakos csövekkel, rendszerint fix nagyfeszültség-szűrés kombinációval és állandó áramerősséggel. A másik Európában használatos speciális röntgen készülék a Chaoul. Ez speciális anóddal, állandó nagyfeszültséggel és csőárammal, fix szűréssel és 1,5-5 cm-es fókusz-bőr távolságon (FB) működik. Az 50-300 kV tartományban különböző szűréssel működő berendezéseket szokták orthovoltos mélyterápiás készülékeknek nevezni (FB 30-50 cm). Jelentőségük erősen csökken.

1. ábra: Felületi és mélyterápiás röntgen berendezés	2. ábra: Kobaltágyú besugárzó fej hosszmetszete

Kobaltágyú. Majdnem 40 éven keresztül a daganatterápia legfontosabb távolbesugárzó berendezése a kobaltágyú volt. Igaz, hogy egy időben nagy reményeket fűztek a 137Cs sugárforráshoz is, de ez zsákutcának bizonyult.
A mesterséges radioaktív sugárforrástól aránylag kis méretet, 1 MeV feletti $\gamma$ -energiát (bőrkímélő hatás), kellően hosszú felezési időt várunk el. A 60Co sugárforrás két $\gamma$ -vonalának átlagenergiája 1,25 MeV, felezési ideje 5,28 év, az izotópból 1-2 cm átmérőjű, 3-400 TBq aktivitású sugárforrás készíthető, ami 80 cm távolságban mintegy 3 Gy/min dózisteljesítményt biztosít. A forrást a betegforgalomtól függően elegendő 5-8 évenként cserélni.
Felépítését tekintve állórészből (statív), mozgatható C-karból, az ezen elhelyezett besugárzó fejből és besugárzó (legalább forgatható és a három koordináta tengely mentén mozgatható) asztalból áll. A fej nagy tömege miatt a C-kar másik végére ellensúlyt, vagy ún. sugárfogót kell szerelni. A besugárzó fej tartalmazza a sugárforrást, a mezőhatároló blende-rendszert, és a mezőkivetítő rendszert. A készüléket kívülről külön vezérlőből lehet működtetni. Modern kobaltágyúk feje ezen kívül a fej hossztengelye körül forgatható.
A töltet ritka kivételtől eltekintve tároló helyzetben is a fejben marad. A besugárzó helyzet és a tároló helyzet között a töltet mozgatás történhet mechanikusan (pl. tolórúddal, csúszó-kuplunggal, stb.), pneumatikusan, esetleg a forrás nem mozog, hanem a nyalábot fémblokk szakítja meg. A készüléket a személyzet és a beteg biztonságának növelésére számos retesz egészíti ki.
Elektrongyorsítók. Elvileg ugyan igen egyszerű az elektronok gyorsítása, a gyakorlati megvalósítás azonban csak a nagyteljesítményű (2 MW-nál nagyobb) nagyfrekvenciás berendezések megjelenésével vált lehetségessé. A második világháború alatt Európában a nagyteljesítményű nagyfrekvenciás oszcillátort, a magnetront fejlesztették ki, Amerikában pedig a nagyfrekvenciás erősítésre alkalmas klisztront találták fel. Mindkettőt katonai titok volt, így a háború befejezéséig az orvosi felhasználás szóba sem jöhetett. Az orvosi gyorsítók a 2,97 GHz frekvencián működnek.
A magnetronban a központi hengeres katódot a vörösrézből készült anódblokk veszi körül úgy, hogy a kettő között hengeres üreg marad. az anódblokkban körkörös elrendezésben alakítják ki a rezonátor üregeket. A magnetront az ábra síkjára merőleges homogén mágneses térbe helyezik. A központi izzókatódból kilépő elektronok az egyenáramú feszültség impulzusok és a mágneses tér hatására bonyolult pályán mozognak az anód felé. Rezonancia esetén nagyteljesítményű nagyfrekvenciás rezgés jön létre, amit megfelelő antennával a hullámvezetőn keresztül a gyorsítócsőbe lehet juttatni. Általában másodpercenként néhány száz, egyenként 2-5 $\mu s$ szélességű csomag keletkezik.


3. ábra: Magnetron (fent) és klisztron metszete	4. ábra: Lineáris gyorsító blokkvázlata

A klisztron nem nagyfrekvenciás generátor, hanem csak a nagyfrekvenciás rezgéseket erősíti. Felépítését tekintve két kamrából (üregrezonátorok) és az azokat összekötő csőből áll. A katód oldalon táplálják be az erősítendő nagyfrekvenciát, aminek hatására az elektronos sebessége úgy modulálódik, hogy az anód oldalra már kompakt csomagokban érkeznek. Az anódoldali rezonátor üregből Az elektronok hatására keletkező és a bemenő oldalival azonos frekvenciájú, nagyteljesítményű teret kicsatolják, az elektronokat pedig az anód nyeli el. Ezzel a rendszerrel akár 5-30 MW teljesítmény érhető el.
A sugárterápiában a kisebb teljesítményt igénylő, csak 6 MV-vel, vagy az alatt működő lineáris gyorsítókban kizárólag magnetront, 15 MV felett pedig majdnem mindig klisztront használnak.
A lineáris gyorsító blokkvázlata gyorsító főbb elemeit mutatja (1. impulzusüzemű tápegység, 2. kontrol konzol, 3. klisztron, 4. hullámvezető, 5. cirkulátor, 6. elektronágyú, 7. gyorsító cső, 8. besugárzó fej az eltérítő mágnessel, 9. vákuum rendszer, 10. AFC (automatic frequency control) rendszer, 11. gáz-rendszer, 12. hűtővíz rendszer). Az elektronágyúból a gyorsítócsőbe az elektronok csomagokban, megfelelő időpontokban kerülnek, itt az elektromágneses tér hatására gyorsulnak. A gyorsítócső mérete jelentősen függ attól, hogy az elektronok gyorsítására milyen módszert alkalmaznak. Az ún. haladó hullámú készülékeken a cső tengelyével párhuzamos elektromos erőtér hatását használják fel. A lassú elektroncsomagok időegység alatt csak rövidebb utat tesznek meg, vagyis az elektronágyúhoz közeli üregek rövidebbek, majd miután az elektronok gyakorlatilag fénysebességre gyorsultak, azonos hosszúságú, hosszabb üregek szükségesek. A gyorsítócső végén az energiát vagy el kell nyeletni, vagy a cső elejére vissza kell csatolni. A rendszer előnye a jól definiált elektron energia. Hátrány a hosszú gyorsítócső, ami miatt bonyolultabb az elektronnyaláb egyben tartása, és csak forgódobos felfüggesztés lehetséges.
A mai lineáris gyorsítók – egyetlen gyártó kivételével - állóhullámú berendezések. Ezeknél a gyorsítócső kb. 1,7-szer rövidebb, mint a haladó hullámú készülékekben. További, igen jelentós méretcsökkentést tett lehetővé, hogy az ún. csatoló üregeket, amelyekben gyorsítás nem történik, a nyalábból „oldalra kitolták”. Ehhez képest már csak kis méretcsökkenést jelentett, hogy az energiát a hullámvezetőn oldalról csatolják. A végeredmény olyan rövid gyorsítócső (az elektronágyúval együtt), hogy 6 MV esetében az izocentrum felé lehet irányítani, és nincs szükség eltérítő mágnesre sem, a 10-25 MV tartományban pedig elfér a C-karban. Hátrány a szélesebb elektronspektrum.
Az elektronnyalábnak (a kilépő ablak után) az izocentrum felé irányítása (amennyiben szükséges) gyakorlatilag kétféle módszerrel történik. A haladóhullámú készülékekben a szükséges több mágnest kihasználva az ún. szlalom technikát használják. Az elektronnyaláb az első két mágnes terében úgy „szlalomozik”, hogy a harmadik, ami alig több, mint 90^o (a 90^o a széles spektrumot „teríti”, nem fókuszálja!), megfelelően fókuszálva a beteg felé irányítja. Az állóhullámú készülékekhez akromatikus 270^o -os mágnest alkalmaznak, ami megfelelő mágneses tér kialakítással a szélesebb spektrumot is fókuszálva az izocentrum felé irányítja.
A nyaláb további sorsa attól függ, hogy mire akarjuk használni. Ha elektron-besugárzást kívánunk végezni, akkor a keskeny nyalábot rendszerint két szóró fóliával „terítjük”, ha fékezési sugárzás szükséges, akkor megfelelő minőségű céltárgyat (pl. wolfram targetet) alkalmazunk. A céltárgy kialakítása olyan, hogy nem a testfelszínen akarunk homogén besugárzást, hanem ezt nagy (40 x 40 cm²) mezőben 10 cm mélyen kívánjuk meg. Így a felületen „over flattening”-et kell létrehozni.
A gyorsítókhoz igen bonyolult retesz rendszer csatlakozik. Ez a közvetlen biztonságtechnikai reteszeken kívül a gyorsító sugárfizikai paraméterinek állandóságát hivatott ellenőrizni. Ezek közül talán legfontosabb az ionizációs kamra rendszer. Ez nemcsak a nyaláb szimmetriáját, homogenitását, dózisteljesítményét ellenőrzi, de a dózis kiszolgáltatását is. A megfelelő mezők kialakítására blende rendszer szolgál.
A mezők alakját abszorbensekkel (pl. blokkok), a dóziseloszlását pedig ékekkel lehet módosítani. Az utóbbiakat újabban szoftverrel, a kollimátor mozgatásával (dinamikus ék) vagy egy 60-os ékelt és egy nyílt mező kombinálásával érik el. Az alábbi ábra lineáris gyorsítóval egybeépített röntgenberendezést mutat.

5. ábra: Linac + on board imager (OBI)	6. ábra: MLC

Jelentős előrelépés a lemezes kollimátor (MLC, multi leaf collimator) megalkotása. Ezzel tetszőleges alakú mezőt lehet kialakítani. Az MLC lehet önálló egység, de lehet az egyik blendepár helyén is alkalmazni. Ma kétféle MLC létezik, az egyik a hagyományos sugárterápiában használatos (52-120 lemezből, nagy mezőkre, 40 cm-ig), a másik pedig a $\mu$ MLC legfeljebb 10 cm-es mezőre, de finom lépésekben (sztereotaktikus besugárzásra). Az MLC a konformális besugárzás és az intenzitás-modulált sugárterápia (IMRT) nélkülözhetetlen eszköze.
Egyéb részecske gyorsítók. A következőkben néhány egyéb berendezést is ismertetünk. Ezeket összességükben is csak a betegek néhány százalékánál alkalmazzák. Nem foglalkozunk olyan berendezésekkel, amiknek ma már gyakorlatilag nincs jelentősége (pl. betatron), vagy nem várható, hogy jelentősége lesz.

7. ábra: Cyberknife	8. ábra: Mikroton elvi működése

Cyberknife. Gyakorlatilag egy lineáris gyorsító és egy robotkar összeépítése, amit megfelelő képalkotó eszközök támogatnak. A lineáris gyorsítókhoz képest megduplázott frekvencia a rezonátor üregek és a gyorsító cső méretcsökkenését eredményezik.
Mikroton. A Mikroton olyan körkörös gyorsító, amely egyetlen rezonátor üreget tartalmaz, az ezen áthaladt elektronokat homogén mágneses térrel körpályára kényszerítve ismételten áthaladnak a gyorsító rezonátor üregen. Az elektronok sebességének növekedésével a körpálya sugara egyre nő, és megfelelő energia esetén az elektronnyalábot kicsatolva a terápiás eszközhöz vezetjük, ahol a megfelelő energiákon akár mint elektron-nyaláb, akár ütköztetve fékezési sugárzásként használhatjuk. Továbbfejlesztett változata több egymáshoz kapcsolt üreget tartalmaz (race track Microton), működési elve egyébként változatlan. Jelentőségét azzal lehet legjobban jellemezni, hogy amíg évente kb. 500 új lineáris gyorsítót állítanak üzembe, addig évi 1-2 Mikrotont gyártanak.


10. ábra: Kínai gammakés	9. ábra: Tomoterápiás berendezés és bináris MLC

Tomoterápia. Működési elve azonos a spirál-CT-vel, a sugárforrás alacsony energiájú lineáris gyorsító. Ezt bináris MLC egészíti ki.
Gammakés. Különböző számú Co-60 sugárforrást tartalmaz, amelyeknek nyalábjai kollimálva egy pontra irányultak (Leksell) vagy csak néhány, egy íven elhelyezkedő ceruzanyalábot alakítanak ki, de az ívet egy tengely mentén mozgatják (kínai megoldás). Mindkét megoldás kis térfogat pontos besugárzására alkalmas.
Ciklotron. A körkörös gyorsítók közül az orvosi gyakorlatban legnagyobb szerepe a ciklotronoknak van. Szerepük kettős: egyrészt rövid felezésű izotópok termelésére használják (ezeknek a nukleáris medicinában, a pozitron emissziós tomográfiában, PET van fontos szerepe), másrészt a sugárterápiában is felhasználható: proton és neutron terápiára. Az utóbbiakat nehéz ionizált részecskéket (proton, deutérium, $\alpha$ ) gyorsítva magreakciókkal állítják elő.
A berendezés két független félkör alakú mágnesből áll, ezek közé kapcsolják a nagyfrekvenciás teret. A berendezés közepén elhelyezett ion-forrásból injektált részecskéket a nagyfrekvenciás tér kizárólag a két mágnes-pofa között gyorsítja, a mágneses tér pedig körpályára kényszeríti. A résbe visszaérve ismét gyorsítás következik, és így tovább. Tekintettel arra, hogy a részecskék sebessége egyre nő, a körpálya is mindig nagyobb lesz, majd megfelelő sebesség (energia) esetén kicsatolják. Ha neutronokat akarunk előállítani, akkor például az általában 15-50 MeV energiára gyorsított deuteronokat ütköztetjük valamilyen alacsony rendszámú céltárgyra, pl. berilliumra. A magreakció során keletkezett neutronok energia spektrumának csúcsa a bombázó deuteron energiájától függően kb. 6-20 MeV között lesz. A nyaláb mélydózis görbéje nagyon hasonlít a kobaltágyúéhoz. A neutronoknak sugárbiológiai szempontból egyetlen előnyük, hogy gyakorlatilag nincs oxigén effektus (ld. a sugárbiológiával foglalkozó fejezetet).
A monoenergetikus töltött részecskék mélydózis görbéje igen attraktívnak tűnik: a felszín közelében a maximális értéknek alig egynegyed része, és csupán (az energiától függően) nagyobb mélységben kezd hirtelen emelkedni (Bragg csúcs), majd hirtelen nullára esik. A baj ott van, hogy a Bragg-csúcs félérték szélessége 2-3 cm, tehát lényegesen kevesebb, mint amekkora általában a klinikai gyakorlatban besugárzandó terület lineáris mérete. Így tehát az emberi testszövetet szűrővel helyettesítve, és ezzel a Bragg csúcsot „felhúzva” több nyalábot kell szuperponálni, és ezzel a felszínen a kis dózisból származó előnyöket akár teljesen el is veszíthetjük.

24.3 Brachyterápiás sugárforrások és eszközök

A brachyterápiás sugárforrásokat is osztályozhatjuk a felhasznált izotóp fajtája, felezési ideje, a felhasználás célja, ismételhetősége, vagy az izotóppal működő készülékek szerint. Ebben a fejezetben egyáltalán nem tárgyaljuk a ma már nem használatos 226Ra-ot, vagy a régebben manuális kezelésekre kialakított ismételten felhasználható sugárforrásokat, és kizárólag zárt sugárforrásokkal foglalkozunk. Az alábbi Táblázat néhány, a brachyterápiában használatos sugárforrás adatait foglalja össze. Az adatok tájékoztató jellegűek, mert a tokozás anyagától függően fluoreszcens röntgensugárzás is keletkezik, ugyanakkor a sugárterápia szempontjából felesleges elektronokat és néhány keV-es fotonokat a tok elnyeli.

Táblázat. A brachy- és kontakt terápiában használt sugárforrások
Izotóp	T_1/2	E_av	felhasználás
⁶⁰Co	5,28 év	1,25 MeV	afterloading
¹⁹²Ir	74,2 nap	0,38 MeV	afterloading, intersticiális
¹²⁵I	60,2 nap	35,5 keV	intersticiális	betegben maradó
¹⁰³Pd	17 nap	20,8 keV	intersticiális	betegben maradó
¹⁰⁶Ru	374 nap	354 keV	$\beta$ -, szemészet

Betegben maradó sugárforrások. A betegben maradó sugárforrások ún. seed-ek valójában kb. 0,8-1 mm átmérőjű, 4-5 mm hosszú rudacskák, amelyek felépítése az izotóp és a felhasználástól függően változatos. A 125I-ot például a kis energia miatt igen vékony Ti tokba szerelt hordozóra (pl. henger) viszik fel, a 103Pd forrás nem látszana a röntgenfelvételen, ezért a seed közepében ólom jelzés van, stb. A seed-eket a szúr-csatornán keresztül speciális szerszámmal juttatják a megfelelő helyre.
Kontakt terápia. A test felületen szükséges besugárzásokat lehet speciális eszközökkel, applikátorokkal végezni. A leggyakrabban a különféle típusú, de alapvetően gömbhéj-rész alakú 1ö6Ru sugárforrást tartalmazó szemészeti applikátorokat használják. Nagyságrendileg évente 100 ezer lakosra egy eset esik.
Elvileg lehet egyedi felületi applikátorokat készíteni jód seed-ekből.
Manuális afterloading. Az eljárás lényege benne van a nevében. A kezelő személyzet sugárterhelésének csökkentésére inaktív eszközöket, drótvezetőket, üreges tűket, rögzítő eszközöket (template) szúrnak a terápiás tervnek megfelelően a betegbe, majd az inaktívan már megfelelőnek bizonyult elrendezésbe manuálisan helyezik el a sugárforrásokat. A rendszerint 192Ir drót készülhet Ir-Pt ötvözetként, amit sugárvédelemmel ellátott speciális eszközzel a kívánt méretre vágnak. A másik szokásos eljárás az, hogy műanyag csőbe 1 cm-es távolságban 3-3 mm-es 192Ir forrásokat helyeznek el, és a szükséges hosszúságot az inaktív részen történő levágással hozzák létre.
Utántöltési eljárás (afterloading). Olyan eljárás, amelyben a későbbiekben megfelelő dóziseloszlást biztosító applikátorokat (sokszor külön kezelő helyiségben) teszik a betegbe, majd miután a helyes elrendezésről képalkotó eljárással is meggyőződtek, a kívánt dóziseloszlást egyetlen pontforrás mozgatásával érik el.

11. ábra: Afterloading és kezelő ágy	12. ábra: Terápiás szimulátor

Az afterloading berendezések főbb egységei a következők: forrás-mozgató berendezés, csatorna-választó szerkezet, konténer, forrásvezető csövek és applikátorok, valamint a számítógépes vezérlő egység. A telepített rendszert a reteszeléseken kívül biztonságtechnikai eszközök egészítik ki. A modern afterloading berendezés biztonságtechnikai rendszerének szükséges része az ún. dummy (inaktív) forrás is, amivel valamennyi sugárforrás mozgatást ellenőriz a rendszer a tényleges besugárzás megkezdése előtt. A pontforrás mozgatással tetszőleges sugárforrás imitálható, ehhez csupán a lépésenkénti tartózkodási időket kell (besugárzástervező programmal) meghatározni. A szokásos források 192Ir és kevésbé 60Co. Az irídium forrás kezdeti aktivitása általában 370 GBq, kobalt esetében 37 Gbq. Irídiummal nagyobb fajlagos aktivitás érhető el, ezért igen sok féle applikátorral, beleértve a tűket is, használható. Hátránya viszont, hogy nagyobb forgalmú intézményben a 3 havonkénti töltetcsere mindenképpen indokolt. A kobalt források kisebb fajlagos aktivitása miatt a töltet mérete is nagyobb, ezért tűzdelésre nem alkalmas, de üregi kezelésekre (nyelőcső, végbél, nőgyógyászat) kiválóan alkalmas. A töltetcsere szükséges gyakoriságát kizárólag a mozgatókábelen való forrásrögzítés minősége határozza meg.

24.4. Speciális képalkotó berendezések

Szimulátor. A szimulátor olyan speciális képerősítő eszköz, amelynek forrás-detektor távolsága változtatható, és a klasszikus gyorsítók valamennyi mozgására képes, és lehetővé teszi a besugárzási tervek ellenőrzését.
CT-szimulátor. Klasszikus CT berendezés, ami a besugárzás-tervezéshez szükség anatómiai adatokat biztosítja, és a koordináta rendszer valamint a mezőbelépések jelölésére speciális lézerberendezéseket tartalmaz.

24.5. Besugárzástervezés folyamata

Amikor a beteg megfelelő kivizsgálás után megjelenik sugárkezelésre, akkor először rögzítik, majd a besugárzás-tervezéshez „terápiás” CT képsorozatot készítenek. Ezeket a képeket a kontúrozó munkaállomás informatikai hálózaton vagy valamilyen adathordozón keresztül tudja fogadni. Megfelelő program segítségével berajzolják a célterületet és a védendő szerveket, és az adatokat tovább küldik a tervező munkaállomásra. A célterület ismeretében kell kiválasztani a megfelelő sugárminőséget (foton vagy elektron) és a sugárzás energiáját, a mezőelrendezést és a mezőmódosító eszközöket (ékek, blokkok, MLC). Ezt követően a terv elemezése és jóváhagyása után a record  verify rendszer segítségével eljut a szimulátor és a besugárzó készülékek vezérlő-számítógépére. A szimulátorban a betegen beállítják a mezőket, ellenőrzik, hogy a szimulátor alatt készített mezőellenőrző felvétel megegyezik-e a tervezőrendszer által készített digitálisan rekonstruált röntgenfelvétellel (DRR). A kezelés megkezdése előtt a tervet ellenőrizni kell a besugárzó készülék alatt is. A rendelkezésünkre álló eszköztár függvényében vagy mezőellenőrző filmet, vagy valamilyen elektronikus mezőellenőrzésre szolgáló berendezést használunk. Az így elkészült képet újból össze kell hasonlítani a szimulátor felvétellel és a DRR képpel, és csak ezután kezdődhet el a kezelés.
Teleterápiás besugárzástervezés folyamata:

a. betegrögzítés
b. tervezési CT képkészlet
c. védendő szervek meghatározása (kontúrozás)
d. céltérfogatok meghatározása
e. sugárterápiás terv elkészítése
f. sugárterápiás terv dozimetriai ellenőrzése
g. sugárterápiás terv elemzése a szervek és célterület dózisterhelése szempontjából
h. a besugárzási terv szimulálása a betegre (hagyományos szimulátor vagy CT szimulátor)
i. mezőellenőrzés a besugárzókészüléken


13., 14., 15. ábra: Betegrögzítés

16., 17. ábra: Kontúrozás

18., 19. ábra: Tervezés

Tervezőrendszereink három különböző típusú algoritmussal képesek számolni:

Mérés-alapú számolási algoritmus
Modell-alapú algoritmusok, amelyek a ceruzanyaláb konvolúciós modellt használják, és az inhomogenitások figyelembe vételéhez elsődlegesen az ekvivalens szabad úthosszt veszik figyelembe. Az oldalirányú elektron és foton transzport változásait nem modellezik (oldalra szórás nincs).
Modell-alapú algoritmusok, amelyek elsődlegesen a pont-kernel konvolúciós/szuperpozíciós modellt használják, és 3D-ben veszik figyelembe a sűrűségváltozásokat. Az oldalirányú elektron és foton transzport változásait közelítéssel modellezik (oldalra szórással).

Javasolt irodalom a sugárterápiához
Emerald Consortium: Image Database Vol. 1: Physics of X-ray Diagnostic Radiology ISBN 1 870722 03 5, Vol. 3: Physics of Radiotherapy ISBN 1 870722 09 4. Emerald Consortium, 1999.
Johns, H. E. Cunningham, J. R.: The Physics of Radiology (Fourth Edition) Charles C. Thomas Publisher, Springfield, Illinois, USA 1983. pp. 796
Kahn, F. M.: The Physics of Radiation Therapy. 2^nd ed. Williams & Wilkins, Baltimore, 1994. pp. 542
Perez, C. A., Brady, L. W.: Principles and Practice of Radiation Oncology. 3^rded. on CD-

Export

Medical Imaging

Site Language: English