Týdeník věnovaný aktualitám a novinkám z fyziky a astronomie. Vydavatel: AGA (Aldebaran Group for Astrophysics) Číslo 23 – vyšlo 2. července, ročník 19 (2021) © Copyright Aldebaran Group for Astrophysics Publikování nebo šíření obsahu je zakázáno. ISSN: 1214-1674, Email: bulletin@aldebaran.cz

23/2021

Radiace, která léčí – část první

David Zoul

Již jeden měsíc po objevu „nového druhu paprsků“ W. C. Roentgenem použil E. H. Gurbée dne 29. 1. 1886 záření X u rakoviny prsu a u lupus vulgaris. Od té doby až po dnešek prodělala léčba rentgenovým zářením a zářením gama veliký rozvoj. Některé její způsoby byly zcela opuštěny, jiné nahrazeny modernějšími metodami, další patří dosud k jedněm z nejúčinnějších zbraní v léčbě zhoubných nádorů. Po zjištění, že rentgenové záření má biologický účinek na nádorovou tkáň, se hledaly různé způsoby, jak léčebně ovlivnit zhoubné nádory. První skutečné vyléčení rakoviny bylo dosaženo kontaktní aplikací radiaRadium – šestý prvek ze skupiny kovů alkalických zemin, silně radioaktivní, vzniká v rozpadové řadě uranu a thoria. Radium bylo objeveno roku 1898 Marií Curie-Sk³odowskou, jejím manželem Pierem a Gustavem Bémontem v jáchymovském smolinci.. Tak bylo prokázáno, že ionizujícím zářenímIonizující záření – jakékoli radiační pole, jehož kvanta mají dostatečnou energii, aby ionizovaly atomy a molekuly. V biomedicíně musí proniknout do těla a ionizovat biomolekuly. lze rakovinu vyléčit. Jeden ze směrů využití paprsků X proto spočíval v „napodobení“ kontaktní terapie radiem (muláže) a vyústil v kontaktní rentgenovou terapii. Problémem zůstávaly nádory uložené v hloubce. V tomto směru se zvyšovala energie záření, filtrace záření a vzdálenost ohnisko – kůže, aby se docílilo vyšší procentuální hloubkové dávky. S tím ruku v ruce postupovalo hledání nových ozařovacích technik, o kterých pojednáme dále. Jestliže ještě v padesátých letech byla rentgenová terapie nejdostupnějším a nejrozšířenějším prostředkem k léčbě nádorových onemocnění zářením, dnes již dominuje vysokoenergetické záření X generované lineárními urychlovači.

Moderní ozařovací zařízení s lineárním urychlovačem. Fotografie: Ed Massery.

Radioterapie – metoda léčby využívající destruktivních účinků ionizujícího záření na buňky živých tkání. Teleterapie – část radioterapie, při níž se zdroj záření nalézá vně ozařované tkáně a v definované vzdálenosti od povrchu těla pacienta. Brachyterapie – část radioterapie, při níž je zdroj záření v těsném kontaktu s ozařovanou tkání, nebo se zavádí přímo do nitra ozařované tkáně. Ionizující záření – jakékoli radiační pole, jehož kvanta mají dostatečnou energii, aby ionizovaly atomy a molekuly. V biomedicíně musí proniknout do těla a ionizovat biomolekuly. Nepřímo ionizující záření – ionizující záření, které je vyvoláno proudem elektricky neutrálních částic. Generátory ionizujícího záření – skupina zdrojů ionizujícího záření, v nichž jsou nabité částice urychlovány elektrickým polem. K radioterapeutickým účelům se pak využívá buď přímo svazku těchto nabitých částic, nebo sekundárních částic vznikajících při interakčních procesech na vhodných terčících. Filtrace svazku – rentgenové záření, vznikající dopadem urychlených elektronů na vhodný terčík, je tvořeno převážně brzdným zářením se spojitým energetickým spektrem. Vložením filtru z vhodného materiálu (Al, Cu, …) do svazku dojde k potlačení (pohlcení) nízkoenergetických (měkkých) složek brzdného záření, čímž se celé spektrum posune k vyšším energiím (vytvrdí se).

Rentgenka

Jedním z nejjednodušších takovýchto zařízení je rentgenová lampa (rentgenka). Její základní části jsou katoda emitující elektrony, kterou obvykle tvoří wolframovéWolfram – Wolframium, šedý až stříbřitě bílý, velmi těžký a mimořádně obtížně tavitelný kov. Hlavní uplatnění nalézá jako složka různých slitin, v čisté formě se s ním běžně setkáváme jako s materiálem pro výrobu žárovkových vláken. Wolfram byl objeven roku 1781 švédským chemikem Wilhelmem Scheelem. vlákno žhavené na teplotu 2 000 až 2 500 °C, a anoda, zhotovená většinou rovněž z wolframu. V rentgenkách se někdy používá výstupní okénko vyrobené z beryliaBerylium – nejlehčí prvek ze skupiny kovů alkalických zemin, tvrdý, šedý kov o značně vysoké teplotě tání. Vede špatně elektrický proud a teplo. Velmi dobře propouští radioaktivní záření. Jeho soli jsou mimořádně toxické. Berylium bylo objeveno roku 1798 Louisem Vauguelinem jako součást minerálu berylu a smaragdů., které má pro rentgenové záření nízkou pohltivost.

Obr. 1: Řez rentgenkou s beryliovým okénkem, chlazené vodou, 50 kV, 25 mA, typ AEG 50 (Maohlett): 1 – katoda, 2 – anoda, 3 – beryliové okénko, 4 – anodová hlavice, 5 – přípoj na vodu ke chlazení, 6 – skleněná baňka.

Obr. 2: Radioterapeutický rentgen

Základní kritériem pro léčebné použití rentgenového záření je uložení nádorového ložiska, jeho rozsah a požadovaná velikost ložiskové dávky. Musí být zajištěna dostatečná dávka v nádorovém ložisku s minimálním zatížením zdravých tkání. Podle výše uvedeného kritéria můžeme rentgenovou terapii rozdělit na tři hlavní skupiny, zcela od sebe odlišné ozařovací technikou, přístroji a indikacemi:

1. Povrchová rentgenová terapie

Povrchovou rentgenovou terapií se ozařovala chorobná ložiska na povrchu těla, tj. do hloubky několika milimetrů, až asi dvou centimetrů, přičemž ve větší hloubce pod povrchem se pod chorobným ložiskem předpokládala již zdravá tkáň. Obecně byla povrchová terapie charakterizována prudkým poklesem dávky s hloubkou. Tento prudký spád dávky mohl být docílen nezávisle na sobě několika způsoby: 1) krátkým OKOK – vzdálenost Ohnisko – Kůže. V rentgenové terapii a diagnostice udává vzdálenost mezi ohniskem rentgenky a povrchem těla pacienta. i při vysoké energii záření, 2) nízkým vrcholovým napětím na rentgence, 3) „měkkou" filtracíFiltrace svazku – rentgenové záření, vznikající dopadem urychlených elektronů na vhodný terčík, je tvořeno převážně brzdným zářením se spojitým energetickým spektrem. Vložením filtru z vhodného materiálu (Al, Cu, …) do svazku dojde k potlačení (pohlcení) nízkoenergetických (měkkých) složek brzdného záření, čímž se celé spektrum posune k vyšším energiím (vytvrdí se)., 4) kombinací výše uvedených způsobů.

Protože napětí (kV), filtraceFiltrace svazku – rentgenové záření, vznikající dopadem urychlených elektronů na vhodný terčík, je tvořeno převážně brzdným zářením se spojitým energetickým spektrem. Vložením filtru z vhodného materiálu (Al, Cu, …) do svazku dojde k potlačení (pohlcení) nízkoenergetických (měkkých) složek brzdného záření, čímž se celé spektrum posune k vyšším energiím (vytvrdí se). a vzdálenost OKOK – vzdálenost Ohnisko – Kůže. V rentgenové terapii a diagnostice udává vzdálenost mezi ohniskem rentgenky a povrchem těla pacienta. nedostatečně charakterizují povrchovou rentgenovou terapii, byl zaveden ještě pojem tkáňová polohloubka, který udává v milimetrech hloubku tkáně, ve které dávka klesá na polovinu povrchové hodnoty. Při praktickém použití teleterapieTeleterapie – část radioterapie, při níž se zdroj záření nalézá vně ozařované tkáně a v definované vzdálenosti od povrchu těla pacienta. nás v prvé řadě zajímá spádový graf dávky ve tkáni, který je funkcí kvality záření (napětí v kilovoltech a filtrace), vzdálenosti OK a velikosti pole. Změnou těchto parametrů při zachování ostatních podmínek se podstatně mění rozložení a spádový graf dávky, zatímco stejný spádový graf dávky můžeme docílit při zcela rozdílných základních parametrech. Při zvyšování energie záření (keV) nebo při zvyšování filtrace záření stoupá procentuální hloubková dávka stejně tak jako při zvětšování vzdálenosti OK a zvětšování ozařovaného pole (obr. 3).

Obr. 3: Srovnání hloubkových izodózIzodóza – plocha v prostoru, kterou charakterizuje všude stejná velikost absorbované dávky, popřípadě dávkového příkonu. stejné rentgenky s beryliovým okénkem při stejném napětí 50 kV a stejném OK 10 cm – nalevo bez filtrace, napravo s filtrací svazku vrstvou Al o tloušťce 0,1 mm.

a) Bucky-terapie

Tento způsob ozařování používal nejměkčích rentgenových paprsků (do 10 keVElektronvolt – jednotka energie. Jde o energii, kterou získá elektron urychlením v potenciálovém rozdílu jeden volt, 1 eV = 1,6×10⁻¹⁹ J. V jaderné fyzice se používají spíše větší násobky této jednotky, kiloelektronvolt keV (10³ eV), megaelektronvolt MeV (10⁶ eV), gigaelektronvolt GeV (10⁹ eV), teraelektronvolt TeV (10¹² eV) nebo petaelektronvolt PeV (10¹⁵ eV). V těchto jednotkách se také vyjadřuje hmotnost (E=mc²) a teplota (E=k_BT). Jeden elektronvolt odpovídá teplotě přibližně 11 600 K.), které jsou na hranici ultrafialového a rentgenového záření (tzv. hraniční paprsky). Jejich vlnová délka je 2,0–1,6×10⁻¹⁰ m. Jsou tak málo pronikavé, že výstupní okénko v Buckyho rentgence muselo být zhotoveno ze speciálního skla (Lindemannova), které je z lehkých prvků lithia, berylia a bóru, protože normální křemičité sklo by tyto paprsky pohltilo. Výstupní okénko bylo velmi křehké, a protože je hydroskopické, bylo opatřeno zevně slabým šelakovým nátěrem. Anoda byla chlazena vzduchem, anodový proud se pohyboval v rozmezí 15–25 mA. Dávkový příkon byl značný – přesahoval 10 GyGray – Gy, jednotka absorbované dávky záření, energie ionizujícího záření absorbovaného v 1 kg látky. 1 Gy = 1 J/kg. Vyjadřuje pouze energii absorbovaného ionizujícího záření, nikoli jeho účinky na danou látku. Menší jednotkou je centigray (cGy), setina graye./min. Ozařovalo se ze vzdálenosti 10–15 cm, velikost pole se vymezovala tenkou lamelovou clonou (jako u fotografického přístroje) a bylo ji možno měnit plynule od průměru 0,5 cm do průměru asi 6 cm.

Buckyho záření pohltí již nejsvrchnější vrstvy epidermisEpidermis – svrchní vrstva kůže, tzv. pokožka. Neobsahuje cévy a je vyživována z vnitřní části kůže – škáry., hloubková dávka v 1 mm (což odpovídá tloušťce epidermis) je jen asi 17 % povrchové dávky a ve 2 mm hloubky jsou již jen asi 4 % povrchové dávky. Bylo proto možno ozařovat chorobné afekce na epidermis bez postižení hlubších struktur, jako jsou vlasové kořínky a potní žlázky, které obdrží asi 1 % povrchové dávky.

Tyto parametry předurčovaly využití Bucky-terapie především v kožním lékařství v nenádorové terapii (chronické ekzémy, lupus vulgaris, někdy psoriáza aj.). Jednotlivé dávky například na chronické ekzémy se pohybovaly v rozmezí asi 100–300 cGyGray – Gy, jednotka absorbované dávky záření, energie ionizujícího záření absorbovaného v 1 kg látky. 1 Gy = 1 J/kg. Vyjadřuje pouze energii absorbovaného ionizujícího záření, nikoli jeho účinky na danou látku. Menší jednotkou je centigray (cGy), setina graye. v intervalu několika dnů až týdnů, podle reakce onemocnění (celková dávka do 10 Gy).

b) Kontaktní terapie

H. Chaoul a A. Adam v roce 1933 jako první upozornili na skutečnost, že nesporně lepší výsledky u brachyterapieBrachyterapie – část radioterapie, při níž je zdroj záření v těsném kontaktu s ozařovanou tkání, nebo se zavádí přímo do nitra ozařované tkáně. ve srovnání s rentgenovou terapií jsou dány lepší objemovou distribucí dávky. Při přiblížení zdroje záření k nádorovému ložisku (muláž) nebo dokonce při zavedení zářiče přímo do nádoru (intersticiální brachyterapie) docházelo k velmi prudkému poklesu dávky do okolí i u nejtvrdšího záření. Vůbec první ozařování provedl H. Chaoul s diagnostickou rentgenkou. Druhým průkopníkem kontaktní terapie byl G. J. van der Plaats, který navrhl rentgenku Metalix firmy Philips.

Kontaktní terapií se ozařovaly karcinomy kůže a přístupných sliznic a některá nenádorová onemocnění. Nejčastější způsob dávkování byl 6×10 Gy nebo 12×5 Gy u nádorových onemocnění. Pro ozařování gynekologických karcinomů (karcinom děložního čípku) se někdy používaly Chaoulovy přístroje se speciálními tubusy (gottingenská metoda) nebo intrakavitární rentgenka Scháfera-Witteho (1929), kteří s ní ozařovali zánětlivě změněné karcinomy děložního čípku za účelem potlačení zánětu. Kontaktní rentgenový přístroj se špičatou anodou sloužil k ozařování malých tělních dutin.

c) Ozařování rentgenkou s beryliovým okénkem

Představitelem této skupiny je typ Machlett AEG-60 s wolframovou anodou v úhlu 45°, chlazenou vodou (obr. 4), anodovým proudem 50 mA a pracovním napětím 10–100 kV. Dávkový příkon těsně za okénkem dosahoval až 20 kGy/min. Výstupní okénko tvořil plátek kovového berylia tloušťky 1 mm. Široký rozsah napětí umožňoval dosažení různé tkáňové polovrstvy a dával přístroji univerzální charakter (zastoupil i speciální Buckyho rentgenku).

Obr. 4: Radioterapeutický zákrok prováděný rentgenkou s beryliovým okénkem.

2. Polohloubková rentgenová terapie

Týkala se oblasti nádorových ložisek, která jsou lokalizována v hloubce do cca 5 cm pod povrchem, nebo zasahují z povrchu až do této hloubky. Klinicky šlo o kožní nádory hluboce penetrující, o regionální uzliny infiltrované primárně (lymfomy) nebo sekundárně (metastázy), například na krku, v tříslech, dále o primární nádory v těchto hloubkách (parotidy) nebo po operačních výkonech (hrudní stěna po amputaci prsu). Jednalo se o oblasti nádorových ložisek, které byly až do doby nástupu urychlených elektronů velmi obtížně přístupné léčbě zářením, tj. dodání dostatečné nádorové dávky při maximálním šetření zdravé tkáně. Proto se hledaly různé ozařovací techniky, kterak pokrýt tuto oblast dostatečnou dávkou záření. Nejčastěji to byla tečná pole, klínová pole, kyvadlové ozařování nebo technika dvojitého pole podle Holfeldera.

Pro rentgenovou polohloubkovou terapii se používaly obvykle běžné rentgenové přístroje pro hloubkovou terapii, u kterých se měnily jen ozařovací podmínky, například malá filtraceFiltrace svazku – rentgenové záření, vznikající dopadem urychlených elektronů na vhodný terčík, je tvořeno převážně brzdným zářením se spojitým energetickým spektrem. Vložením filtru z vhodného materiálu (Al, Cu, …) do svazku dojde k potlačení (pohlcení) nízkoenergetických (měkkých) složek brzdného záření, čímž se celé spektrum posune k vyšším energiím (vytvrdí se). a velké OKOK – vzdálenost Ohnisko – Kůže. V rentgenové terapii a diagnostice udává vzdálenost mezi ohniskem rentgenky a povrchem těla pacienta. u nádorů, které se šíří z povrchu do hloubky, nebo naopak tvrdá filtrace a malé OK u nádorů v podkoží. Indikací pro rentgenovou polohloubkovou terapii byly nádory kostí, kožní nádory penetrující do hloubky, dále paliativní ozařování metastáz, a konečně se používala v nenádorové radioterapii.

3. Hloubková rentgenová terapie

Jedná se o ozařování chorobných ložisek v hloubkách větších než 5 cm fotonovým zářením vznikajícím v rentgence při napětí 150–400 kV, při filtraciFiltrace svazku – rentgenové záření, vznikající dopadem urychlených elektronů na vhodný terčík, je tvořeno převážně brzdným zářením se spojitým energetickým spektrem. Vložením filtru z vhodného materiálu (Al, Cu, …) do svazku dojde k potlačení (pohlcení) nízkoenergetických (měkkých) složek brzdného záření, čímž se celé spektrum posune k vyšším energiím (vytvrdí se). 0,5 mm až 5 mm Cu, OKOK – vzdálenost Ohnisko – Kůže. V rentgenové terapii a diagnostice udává vzdálenost mezi ohniskem rentgenky a povrchem těla pacienta. 40 až 60 cm.

Až do doby po druhé světové válce měli radioterapeuti pro ozařování nádorů v hloubce k dispozici pouze rentgenové přístroje pro hloubkovou terapii. Dosažení dostatečné nádorové dávky u nádorů ležících v hloubce bylo velmi obtížné, proto byly vypracovány různé ozařovací techniky – ozařování z více polí (křížový oheň), ozařování přes mřížku a pohybová terapie. I když se těmito technikami podařilo dosáhnout dostatečné ložiskové dávky v cílovém objemu, bylo to obvykle za cenu velkých objemových dávek a poškození okolních zdravých tkání. U nádorů méně citlivých na léčbu zářením, u objemných nádorů nebo u silných pacientů to nebylo možné vůbec.

V současné době, kdy se základním vybavením radioterapeutických pracovišť staly přístroje megavoltážní terapie (zejména lineární urychlovače), se již hloubková rentgenová terapie v léčbě zhoubných nádorů nepoužívá. Pro nenádorovou radioterapii zůstává rentgenová hloubková terapie dosud vhodnou metodou v indikovaných případech.

Výhody a nevýhody rentgenové terapie

Mezi nesporné výhody lze zařadit především nízké investiční náklady (co se týká přístroje i ozařovací místnosti). Ve světle soudobých technologických možností převažují spíše již jen nevýhody. Z nich vyjmenujeme alespoň některé: 1) kvalita a dosažitelná energie záření neposkytují dostatečnou hloubkovou dávku, a je tedy třeba používat u nádorů ležících v hloubce složitých ozařovacích technik; 2) u rozsáhlejších nádorových ložisek používání složitých ozařovacích technik (jako je pohybová terapie) již není možné, a jednoduché ozařovací techniky (dvě protilehlá pole) nestačí k zajištění dostatečné nádorové ložiskové dávky; 3) čím složitější ozařovací technika, tím snadněji může dojít k chybě (při zaměření a reprodukci ozáření, při výpočtu rozložení hloubkové dávky); 4) výpočet rozložení ložiskové dávky při rentgenové terapii je příliš zatížen mnoha korekčními faktory (rozdílná absorpce v různých tkáních), takže se stanovení ložiskové dávky stává nepřesným; 5) provozní a udržovací náklady jsou vyšší než například u malých radionuklidových ozařovačů.

Radionuklidové teleterapeutické ozařovače

Pro ozařování nádorů uložených ve větších hloubkách pod povrchem je již rentgenové záření nevýhodné, neboť pro energie v řádu desítek či několika málo stovek keV leží maximum hloubkové dávkové křivky jen v řádu jednotek milimetrů pod povrchem kůže.

Obr. 5: Cesiový ozařovač Cesioterax 3N, SSDSSD (radioterapie) – Source Skin Distance, vzdálenost zdroje od pokožky. Jde o anglickou obdobu české zkratky OK (vzdálenost ohnisko – kůže) používané běžně v megavoltážní teleterapii. 50 cm, aktivita 100 TBqBecquerel – Bq, fyzikální jednotka aktivity udávající počet radioaktivních přeměn za jednotku času ve studovaném objektu. V jaderné fyzice se používají zejména násobky této jednotky: kilobecquerel kBq (10³ Bq), megabecquerel MBq (10⁶ Bq), gigabecquerel GBq (10⁹ Bq) nebo terabecquerel TBq (10¹² Bq). Starší jednotkou radioaktivity je curie, 1 Ci = 3,7×10¹⁰ Bq. , dávkový
příkon 0,4 Gy/min, energie fotonů 0,662 MeV, poločas přeměny zdroje 30 let.

Na rozdíl od RTG lampy, která vyzařuje spojité rentgenovské spektrum od nuly až do maxima energie, daného velikostí anodového napětí, radionuklid ¹³⁷Cs vydává monochromatické záření gama na přesně vymezené energii 662 keV, což je mnohem více, než vyvine většina běžně vyráběných rentgenových lamp. Césiové ozařovače se proto v poválečném období v oboru teleterapieTeleterapie – část radioterapie, při níž se zdroj záření nalézá vně ozařované tkáně a v definované vzdálenosti od povrchu těla pacienta. stále více prosazovaly a postupně vytlačovaly rentgenové lampy. Brzy však i tyto typy ozařovačů začaly ustupovat do pozadí před nově nastupující generací ozařovačů kobaltových, které se v humánní medicíně velmi rychle prosadily a jejich vývoj pokračoval ještě i po roce 2000. V dnešní době se lze s nimi setkat spíše již jen v medicíně veterinární.

Jako zdroj záření se používal radioaktivní kobalt ⁶⁰Co, který se získával neutronovou aktivací ze stabilního kobaltu ⁵⁹Co. Podle délky aktivace bylo možno dosáhnout vysokých měrných aktivit 1,85 až 7,4 TBqBecquerel – Bq, fyzikální jednotka aktivity udávající počet radioaktivních přeměn za jednotku času ve studovaném objektu. V jaderné fyzice se používají zejména násobky této jednotky: kilobecquerel kBq (10³ Bq), megabecquerel MBq (10⁶ Bq), gigabecquerel GBq (10⁹ Bq) nebo terabecquerel TBq (10¹² Bq). Starší jednotkou radioaktivity je curie, 1 Ci = 3,7×10¹⁰ Bq./g.

Obr. 6: Kobaltový ozařovač – izocentrický set-up umožňuje otáčení veškerých komponent (kolimátoru, gantryGantry systém – část ozařovače, která zajišťuje rotaci generovaného svazku záření okolo pacienta., stolu s pacientem) okolo jediného bodu v prostoru – tzv. izocentraIzocentrum – bod v prostoru, okolo kterého probíhá buď kyv, nebo rotace veškerých komponent teleterapeutického ozařovače. Izocentrum musí ležet vždy uvnitř ozařovaného cílového objemu..

Radioaktivní kobalt vydává bichromatické záření γ o energii 1,17 a 1,33 MeVElektronvolt – jednotka energie. Jde o energii, kterou získá elektron urychlením v potenciálovém rozdílu jeden volt, 1 eV = 1,6×10⁻¹⁹ J. V jaderné fyzice se používají spíše větší násobky této jednotky, kiloelektronvolt keV (10³ eV), megaelektronvolt MeV (10⁶ eV), gigaelektronvolt GeV (10⁹ eV), teraelektronvolt TeV (10¹² eV) nebo petaelektronvolt PeV (10¹⁵ eV). V těchto jednotkách se také vyjadřuje hmotnost (E=mc²) a teplota (E=k_BT). Jeden elektronvolt odpovídá teplotě přibližně 11 600 K. – střední energie 1,25 MeV. Poločas rozpadu je 5,26 let. V praxi se pro teleterapiiTeleterapie – část radioterapie, při níž se zdroj záření nalézá vně ozařované tkáně a v definované vzdálenosti od povrchu těla pacienta. používaly nejčastěji zdroje o dávkovém příkonu 1–2 Gy·s⁻¹·m². Radioaktivní kobalt ve formě na sebe naskládaných pelet délky 1,1 mm byl neprodyšně uzavřen ve dvojité kapsli (pouzdru, obr. 7) mezinárodních standardních parametrů z nerezavějící oceli. Výměna radioaktivního zdroje se prováděla u kobaltu jednou za 4 až 5 let, a to buď přímo na pracovišti, kam se radioaktivní zdroj přivezl ve speciálním kontejneru, nebo se hlavice k provedení výměny zdroje zasílala výrobci.

Ozařovací hlavice měla většinou tvar koule a byla vyrobena z olova, wolframové slitiny nebo z ochuzeného uranu, anebo z kombinace všech tří absorpčních materiálů. Wolframová slitina má 1,4krát a uran 1,8krát větší absorpci než olovo. V ozařovací hlavici byl umístěn radioaktivní zdroj.

Obr. 7: Konstrukční uspořádání kobaltového zdroje.

Obr. 8: Hloubkové izodózníIzodóza – plocha v prostoru, kterou charakterizuje všude stejná velikost absorbované dávky, popřípadě dávkového příkonu. křivky kobaltového ozařovače.
SSDSSD (radioterapie) – Source Skin Distance, vzdálenost zdroje od pokožky. Jde o anglickou obdobu české zkratky OK (vzdálenost ohnisko – kůže) používané běžně v megavoltážní teleterapii. 60 cm, pole 7×7 cm, penumbra (polostín) 7 mm.

Obr. 9: Konstrukční řešení ozařovací hlavy a mechanizmu
pro přesun zdroje do pracovní polohy.

Ozařovače měly akumulátorový rezervní zdroj. U českých ozařovačů Terabalt existovala mimo náhradní zdroj elektrického proudu ještě možnost uzavření zdroje klikou. Otevírání a uzavírání zdroje se dělo pomocí elektromotorů. V případě přerušení dodávky elektrického proudu musel mít každý radioizotopový ozařovač nouzový uzávěr. Ten pracoval automaticky při „výpadku sítě", a to několika způsoby: tahem pružiny, protizávažím, nebo tlakem stlačeného vzduchu. V otevřené poloze byl zdroj držen elektromagnetem, v případě přerušení elektrického proudu se automaticky vrátil do uzavřené polohy.

Obr. 10: Kolimační systém kobaltového ozařovače.

Kruhové urychlovače nabitých částic

Pro vyšší energie záření je zapotřebí použít opět generátorů, konkrétně urychlovačů nabitých částic. Ty bývaly zpočátku především kruhové.

Poznámka: v posledních 30 letech se v oboru radioterapie prosadily téměř výhradně lineární urychlovače elektronů (o kterých budeme hovořit za chvíli), a to zejména vzhledem k příznivé ceně a vysokým dosažitelným hustotám toku urychlovaných částic.

U urychlovačů určených speciálně pro generování záření X je uvnitř urychlovací trubice umístěn terčík, ze kterého je po dopadu elektronů emitováno brzdné záření, v principu je však možné též vyvedení samotného elektronového svazku z urychlovací komory a jeho přímé využití.

1. Mikrotron

Mikrotron je rezonanční urychlovač elektronů. Uspořádání drah elektronů uvnitř mikrotronu vidíme na následujícím obrázku.

Obr. 11: Schéma mikrotronu. M – magnetron, 1 – vlnovod, 2 – rezonátor, 3 – elektro­nové dělo, 4 – shluky elektronů, 5 – deflekční trubice, 6 – elektronovod, 7 – wol­fra­mový terčík, 8 – ozařovaný objekt. Zdroj [2].

Magnetické pole je kolmé na rovinu dráhy částic, je časově konstantní a homogenní. Pro urychlování částic není podstatné, jen zakřivuje trajektorii elektronů. Důležité ale je, aby frekvence pole byla taková, aby částice přicházela do urychlovací štěrbiny vždy ve správné fázi, kdy je polem urychlena. Mikrotrony se používají pro urychlování elektronů přibližně do energie 20 MeV.

2. Betatron

BetatronBetatron – urychlovač elektronů navržený Donaldem Kerstem z Univerzity v Illionois v roce 1940. Jde v podstatě o transformátor, jehož sekundárním závitem je vakuová trubice ve tvaru torusu. Střídavý proud v primární části urychluje elektrony v sekundáru podél kruhové dráhy. Název je odvozen od rozpadu beta, jehož produktem jsou právě elektrony. je indukčním urychlovačem elektronů, v němž se elektrony pohybují v evakuovaném prstenci a jsou urychlovány elektrickým napětím vytvořeným elektromagnetickou indukcí. Konstrukčně je betatron tvořen jádrem, na němž je vinutí elektromagnetu, viz obr. 13. Elektrony jsou urychlovány v kruhové uzavřené trubici. Magnet je napájen střídavým proudem frekvence 50 až 600 Hz, urychlování probíhá v jedné čtvrtperiodě při vzrůstu napětí od nulového do maximálního.

Obr. 12: Princip betatronu.

Cívka elektromagnetu vytváří magnetické pole, které svou změnou v čase danou změnou proudu dI/dt protékajícího cívkou, způsobí změnu magnetického toku dϕ/dt ve feromagnetickém jádře elektromagnetu. Tyto změny magnetického toku pak indukují elektrické pole o intenzitě E, které se mění v závislosti na změnách magnetického toku.

Obr. 13: Urychlovací komora betatronu. Zdroj [2].

V okamžiku nulového napětí je část elektronů, které vyletují z elektronové trysky, pro něž je splněna podmínka urychlování, zachycena do urychlovacího procesu. Urychlování probíhá po dráze s konstantním poloměrem r₀, při vzrůstu proudu protékajícího magnetem, a tím také při vzrůstu magnetické indukce B. Protože se injektovaný elektron v urychlovací trubici pohybuje po rovnovážné kruhové dráze, musí být uplatněna rovnováha mezi odstředivou a Lorentzovou silouLorentzova síla – síla, kterou působí magnetické pole na pohybující se nabité částice s nábojem Q. Je úměrná rychlosti částice v a indukci magnetického pole B. Směr má kolmý na rychlost částice i na aplikované magnetické pole. Matematicky je Lorentzova síla dána vektorovým součinem F = Q v×B., která je popsána rovnicí mv²/r₀ = evB, kde m je hmotnost elektronu, v okamžitá rychlost elektronu, r₀ poloměr rovnovážné dráhy, e elementární náboj a B je elektromagnetická indukce působící na elektron. Tato rovnice je splněna jen pro první čtvrtinu periody průběhu budícího magnetického toku, kde je dϕ/dt > 0. Největší postavené betatronyBetatron – urychlovač elektronů navržený Donaldem Kerstem z Univerzity v Illionois v roce 1940. Jde v podstatě o transformátor, jehož sekundárním závitem je vakuová trubice ve tvaru torusu. Střídavý proud v primární části urychluje elektrony v sekundáru podél kruhové dráhy. Název je odvozen od rozpadu beta, jehož produktem jsou právě elektrony. urychlovaly elektrony na kinetickou energii až 340 MeV, při poloměru urychlovací trubice R = 1,27 m a hmotnosti magnetu až 340 t. Z ekonomických důvodů se však betatrony stavěly nejčastěji jen do kinetických energií okolo 50 MeV.

Obr. 14: Český betatronový ozařovač OSTRON 22 MeV

Lineární urychlovače nabitých částic

Podle způsobu urychlení elektronu je možno lineární akcelerátory (vícestupňové urychlovací trubice) rozdělit na vysokonapěťový či vysokofrekvenční lineární urychlovač s elektrodami, s nosnou vlnou a se stojatou vlnou.

1. Vysokonapěťový lineární akcelerátor s elektrodami

Základní schéma elektrostatického lineárního urychlovače je na obr. 15. Ze zdroje vstupují elektrony do urychlovacího systému tvořeného několika souosými kovovými válcovými elektrodami V₁, V₂, … , V_n, mezi nimiž je rozloženo postupně vzrůstající vysoké napětí U₁, U₂, U₃, … , U_n. Elektrostatickým polem jsou nabité částice s nábojem q na lineární dráze urychlovány na energii E = q (U₁ + U₂ + U₃ + ··· + U_n), danou součtem napětí na jednotlivých elektrodách. Mezera mezi dvěma po sobě následujícími válcovými elektrodami působí na letící částice jako „elektrická čočka“ fokusující proud částic do úzkého svazku, který nakonec dopadá na terčík. Urychlovací elektrody jsou napájeny vysokým napětím buď z elektronického kaskádního násobiče (soustava vhodně zapojených diod a kondenzátorů), nebo z elektrostaticko-mechanického Van de Graffova generátoru. Používá se napětí od několika stovek kilovoltů až asi do pěti megavoltů (vyšších napětí je obtížné dosáhnout z důvodu vzniku korónových a jiskrových výbojů).

Obr. 15: Schéma vysokonapěťového lineárního urychlovače s elektrodami. Zdroj [2].

2. Vysokofrekvenční lineární akcelerátor s elektrodami

Efektivnější způsob, jak na lineární dráze urychlit nabité částice na značně vysokou energii několika megaelektronvoltů bez použití extrémně vysokého napětí, je realizován ve vysokofrekvenčním lineárním urychlovači, jehož schéma je na obr. 16. Nabité částice ze zdroje vstupují do evakuované trubice se soustavou dutých válcových elektrod V₁, V₂, … , V_n, které jsou připojeny ke střídavému elektrickému napětí o amplitudě U₀ a frekvenci f. Liché válce jsou připojeny k jednomu pólu, sudé válce k druhému pólu vysokofrekvenčního zdroje vysokého napětí. Přiletí-li elektron s nábojem q a hmotností m ze zdroje ve fázi, kdy první válcová elektroda V₁ má kladný potenciál U₀, pak získá energii E₁ = q U₀.

Obr. 16: Schéma vysokofrekvenčního lineárního urychlovače s elektrodami. Zdroj [2].

Je-li frekvence f střídavého napětí volena tak, aby urychlená částice vstoupila do mezery mezi válci V₁ a V₂ v čase, kdy se polarita obrátí a válec V₁ má záporný a V₂ kladný potenciál, je částice znovu urychlena o energii qU₀, tj. má již energii 2qU₀. Po průletu počtem n elektrod tak částice získá celkovou energii E_n = nqU₀.

Protože částice v urychlovací trubici získává stále větší rychlost, je nutné, aby se s rostoucí rychlostí částice zvětšovala délka elektrod, aby doba průletu elektrodou zůstala konstantní. To je velkou nevýhodou vysokofrekvenčních lineárních urychlovačů s elektrodami – při urychlování na vyšší energie částic se výrazně prodlužuje délka trubice.

3. Vysokofrekvenční lineární akcelerátor s nosnou vlnou

Dalším krokem ve vývoji lineárních urychlovačů elektronů se stal v 80. letech minulého století vysokofrekvenční lineární urychlovač s nosnou vlnou. Urychlovací trubice je v tomto případě tvořena vlnovodem, kterým postupuje elektromagnetická vlna, jež má podélnou složku elektrického pole nenulovou. Toto pole může předávat energii elektronům, a tím je urychlovat.

Obr. 17: M – magnetron, G – generátor, PM – pulsní modulátor elektronového děla ED, C – fokusační cívky, V – iontová vývěva, MG – magnet měnící směr částic, X – wolframový terčík, KOL – kolimátor, F – filtr, IK – kontrolní ionizační komoraIonizační komora – plynový detektor pracující v tzv. oblasti nasyceného proudu, tj. v intervalu velikostí připojeného elektrického napětí, kdy počet sebraných nosičů náboje odpovídá počtu těchto nosičů náboje uvolněných ionizujícím zářením (v detektoru tedy nedochází k plynovému zesílení, ani ohmickému zeslabení jeho účinnosti)..

Elektromagnetické vlny patřičných vlastností získáme v tzv. vlnovodu s periodickou strukturou. Ten je tvořen válcovitou trubicí, do níž jsou zasazeny kruhové clony s otvorem uprostřed. Tyto clony představují zatížení vlnovodu, kterým lze docílit, že fázová rychlost šíření elektromagnetické vlny bude menší než rychlost světla. Po vypuštění z injektoru do vlnovodu se emitované částice setkávají s touto „podsvětelnou“ elektromagnetickou vlnou. Docílíme-li toho, že v okamžiku setkání bude rychlost částice blízká rychlosti vlny, částice bude svou polohu vzhledem k vlně udržovat, a tím bude po jistou dobu pod vlivem urychlujícího pole (jako loďka nesená mořskou vlnou). Největší experimentální zařízení tohoto typu s délkou urychlovací trubice přes 3 000 m dosahují energií převyšujících 20 GeV, s hustotou toku elektronů 3×10¹⁴ s−¹.

4. Vysokofrekvenční lineární akcelerátor se stojatou vlnou

Obr. 18: Vnitřní uspořádání clinacuLINAC – zkratka používaná pro lineární urychlovače (LINear ACcelerator). Příkladem může být první urychlovací předstupeň Velkého hadronového kolideru v CERNu. V případě radioterapeutických účelů někdy užívá zkratky clinac. s krátkou urychlovací strukturou (6 MeV).

Dalšího výrazného pokroku stran celkového zkrácení urychlovací trubice, při současném zachování výstupní energie urychlovaných částic, bylo v 90. letech minulého století dosaženo konstrukcí lineárních urychlovačů se stojatou vlnou. U nich proběhne vysokofrekvenční vlna po urychlovací dráze a na konci se odrazí zpět. Superpozicí tam a zpět postupujících vln vzniká stojatá vlna o velmi silném elektrickém poli, která mohutně urychluje elektrony.

Lineární urychlovače se stojatou vlnou na velmi krátké dráze docílí značného urychlení elektronů. Mají tedy kratší trubice, ale jsou komplikovanější po stránce elektrotechnické. U menších a jednodušších urychlovačů tohoto typu býval zdrojem urychlovacích elektromagnetických vln magnetronMagnetron – speciální elektronka, v jejímž centru je katoda, ze které vyletují elektrony a míří k anodě. Ta je tvořena velkým blokem kovu, zpravidla mědí, a na jejím vnitřním povrchu je tvarována do řady dutin. Elektron je na cestě k anodě ovlivněn silným magnetickým polem, které ho uvede na zvlněnou dráhu mezi katodou a anodou. Elektron, jehož rychlost se periodicky mění, vyzařuje mikrovlnný elektromagnetický signál. (levnější, jednodušší k výměně, ale s kratší životností). Používal se u lineárních urychlovačů se svisle uloženou (krátkou) urychlovací strukturou (do 6 MeV).

Obr. 19: Magnetron – vlevo odhalené elektronové dělo,
vpravo detail vysílací elektronky.

U větších a pokročilejších radioterapeutických urychlovačů se po roce 2000 začal stále častěji prosazovat klystron (náročnější, dražší, ale s mnohem vyšším výkonem a delší životností). Jedná se o vakuovou elektronku fungující na podobném principu jako magnetron, je však výrazně větší, a na rozdíl od magnetronu, kde urychlované elektrony opisují spirální dráhu lemovanou periodickou strukturou rezonančních dutin, u průletového klystronu jsou elektrony urychlovány na lineární dráze, lemované rezonančními dutinami ve tvaru jakýchsi prstenců obepínajících tuto dráhu. Dutiny se chovají jako závit cívky spojený s kondenzátorem (oscilátor) a odebírají elektronům jejich kinetickou energii. Výsledné mikrovlnné elektromagnetické pole je poté vyvedeno z klystronu vlnovodem.

Obr. 20: Uložení klystronu uvnitř lineárního urychlovače se stojatou vlnou (vlevo). V pravé části snímku jsou dobře patrné vlnovody s cirkulátorem a tlaková láhev se zhášecím plynem – viz dále v textu.

Zatímco frekvence magnetronuMagnetron – speciální elektronka, v jejímž centru je katoda, ze které vyletují elektrony a míří k anodě. Ta je tvořena velkým blokem kovu, zpravidla mědí, a na jejím vnitřním povrchu je tvarována do řady dutin. Elektron je na cestě k anodě ovlivněn silným magnetickým polem, které ho uvede na zvlněnou dráhu mezi katodou a anodou. Elektron, jehož rychlost se periodicky mění, vyzařuje mikrovlnný elektromagnetický signál. je napevno určena výbrusem, u klystronuKlystron – zařízení využívané jako zesilovač mikrovlnných a radiových frekvencí. Energii získávají vlny ze svazku elektronů emitovaných z tepelné katody. Přístroj vynalezli bratři Russell a Sigurd Varianovi v roce 1937. je potřeba frekvenci nastavit prostřednictvím tzv. modulátoru. Jedná se o vysokonapěťový elektromagnetický oscilátor s mohutnou cívkou a kondenzátorem, vysokonapěťovými diodami a vysoko­napěťovými spínacími elektronkami – tzv. tyratrony – provádějícími de-Q-ing – vybití kondenzátoru v přesně stanovené fázi vlny. Činností tyratronů získávají původně harmonické průběhy vysokonapěťových pulzů generovaných modulátorem spíše pilovitý charakter. Výsledné vysokonapěťové pulzy jsou z modulátoru přiváděny na klystron, který je značně zesílí a vyzáří do urychlovací trubice v podobě vysokofrekvenčního elektromagnetického pole.

Obr. 21: Vnitřní uspořádání modulátoru. Vlevo je dobře patrný vysokonapěťový elektromagnetický oscilátor (v horní části cívka, v dolní části vysokonapěťový kondenzátor šedé barvy, před ním série vysokonapěťových diod. Vpravo detail jednoho z tyratronů s nažhavenou katodou.

Urychlovací trubice urychlovače se stojatou vlnou je konstruovaná jako vakuový vlnovod s kanálem uprostřed (umožňujícím průlet urychlovaných elektronů), na který je přiveden vysokofrekvenční signál (přibližně 3 GHz). Tento signál způsobí ve vlnovodu vznik stojatého vlnění s kmitnami a uzly. Při průletu elektronů tímto vlnovodem dochází v oblasti kmitny k urychlování resp. brždění elektronů za předpokladu, že je okamžitá hodnota intenzity elektrické složky vlnění kladná resp. záporná. Protože brždění elektronů je v tomto případě nežádoucí a způsobuje jen prodlužování urychlovací trubice, je potlačováno použitím přídavných dutin na obvodu trubice. Tyto dutiny – viz. obr. 22 – způsobí vyvedení záporné půlvlny z hlavní trubice vlnovodu, tak aby přestala ovlivňovat elektrony prolétající trubicí. Takto upravená urychlovací trubice – „struktura“ – pak umožňuje kanálem prolétající elektrony pouze urychlovat.

Obr. 22: Krátká urychlovací struktura (300 mm) pro urychlení
elektronů na energii 6 MeV.

Urychlující vlny jsou do vakuované urychlovací struktury vedeny měděnými vlnovody, v nichž by vlivem silného elektromagnetického pole mohlo docházet k elektrickým výbojům a následnému tepelnému poškození (podobně, jako když omylem vložíte do mikrovlnné trouby kovový kastrol, nebo talíř i s příborem). Z toho důvodu jsou vlnovody plněny pod tlakem tzv. zhášecím plynem (fluorid sírový – SF₆), jenž těmto výbojům účinně brání.

Jednou z nejdůležitějších součástek, jejíž objev v podstatě umožnil konstrukci lineárních urychlovačů se stojatou vlnou, je tzv. cirkulátor. Jedná se o pasivní prvek, který přesměrovává vracející se odraženou elektromagnetickou vlnu do vodní zátěže tak, aby se vyzářená energie nevracela zpět do zdroje, což by vedlo k jeho přetížení a poškození.

Obr. 23: Cirkulátor.

U velkých moderních lineárních urychlovačů pro radioterapii tak vznikají poměrně veliké nároky na chlazení, neboť ve vodní zátěži končí během činnosti urychlovače elektromagnetický výkon okolo 50 kW generovaný klystronem.

Zatímco u radionuklidových ozařovačů byla dávka v cílovém objemu funkcí ozařovacího času, který bylo nutno stanovit zvlášť pro každý den na základě aktuální aktivity zářiče měnící se s časem dle rozpadového zákona radionuklidu, u generátorů záření lze dávkový příkon v cílovém objemu takřka libovolně předem zvolit. Aby měl urychlovač zpětnou vazbu, jakou dávku již do pacienta vyzářil, prochází svazek záření před výstupem z přístroje monitorem vyzářené dávky – ionizační komorouIonizační komora – plynový detektor pracující v tzv. oblasti nasyceného proudu, tj. v intervalu velikostí připojeného elektrického napětí, kdy počet sebraných nosičů náboje odpovídá počtu těchto nosičů náboje uvolněných ionizujícím zářením (v detektoru tedy nedochází k plynovému zesílení, ani ohmickému zeslabení jeho účinnosti)., která slouží k okamžitému měření dávky a dávkového příkonu, homogenity svazku, zpětnovazebné regulaci výkonu urychlovače a včasnému vypnutí urychlovače ve chvíli, kdy byla vyzářena požadovaná dávka záření. Komora je dělena na dvě části, které měří nezávisle na sobě a kontrolují tak permanentně nejen výkon urychlovače, ale i samy sebe navzájem. Každá část komory je dále rozdělena na několik segmentů, které nezávisle měří dávkový příkon v různých částech svazku. Pokud by došlo k nárůstu nehomogenity energie ve svazku mimo toleranci, urychlovač okamžitě přeruší svoji činnost.

Obr. 24: Monitor vyzářené dávky.

Pro radioterapeutickou praxi se lineární urychlovače rozdělují na malé (4–6 MeV) a velké (18–25 MeV, některé až 35 MeV). Pro přeměnu energie urychlených elektronů na rentgenové záření se do cesty elektronovému svazku vysouvají wolframové brzdné terčíky. U urychlovačů pro větší energie je v gantryGantry systém – část ozařovače, která zajišťuje rotaci generovaného svazku záření okolo pacienta. urychlovací struktura umístěna ve vodorovné nebo šikmé poloze, a proto je nutné před bržděním elektronového paprsku změnit jeho směr pomocí tzv. bending magnetuBending magnet – magnet sloužící k zakřivení dráhy urychleného elektronového svazku o předem definovaný úhel (napříklsd o 90°, resp. 270°) před jeho výstupem z evakuované urychlovací trubice..

Obr. 25: Vnitřní uspořádání clinacuLINAC – zkratka používaná pro lineární urychlovače (LINear ACcelerator). Příkladem může být první urychlovací předstupeň Velkého hadronového kolideru v CERNu. V případě radioterapeutických účelů někdy užívá zkratky clinac. s dlouhou urychlovací strukturou (20 MeV).

Velké urychlovače se dnes konstruují s možností volby několika pásem fotonového záření a ještě většího množství pásem energie elektronového záření, které se nastavují stupňovitě prostřednictvím přepínače energie zvaného „energy switch“. Ten je schopen vyřadit části urychlovací struktury z urychlovacího procesu a tím řídit energii elektronů ve svazku na výstupu z urychlovače.

Obr. 26: Různé funkční prvky ovlivňující elektronový svazek
v průběhu jeho urychlování.

Obr. 27: Uložení dlouhé urychlovací struktury pro maximální energii 20 MeV uvnitř gantryGantry systém – část ozařovače, která zajišťuje rotaci generovaného svazku záření okolo pacienta.. U nejmodernějších radioterapeutických přístrojů dosahují elektrony na stejné dráze (cca 1 m) energie až 25 MeV.

Rozložení dávky v závislosti na hloubce je pro vysokoenergetické fotony různých energií znázorněno na obrázku níže. Povrchová dávka je vždy velmi malá s hloubkou velmi rychle narůstá, dokud nedosáhne maxima, jehož poloha silně závisí na energii (tzv. build-up effectBuild-up effect – fyzikální jev charakteristický pro ozařování nepřímo ionizujícím zářením. V blízkosti povrchu, kterým vstupuje fotonové záření do látky, je vysoká pravděpodobnost, že část energie předané z fotonů na nabité částice (charakterizované veličinou kerma) opět unikne z látky pryč ve formě brzdného, charakteristického, rozptýleného a anihilačního záření. S narůstající hloubkou roste pravděpodobnost, že i tato záření stihnou v látce zainteragovat a předat jí tak svoji energii. Veličina absorbovaná dávka představuje energii, která byla skutečně sdělena (předána) elementu látky, vydělenou hmotností tohoto elementu. Blízko povrchu látky je proto dávka mnohem menší než kerma, a hodnoty obou veličin se k sobě přiblíží až v určité hloubce (hloubce maxima dávky), která je funkcí energie dopadajících fotonů a materiálu látky.. V ještě větších hloubkách nastává u fotonů velmi pozvolný pokles dávky, který prakticky již kopíruje průběh kermyKerma – kinetická energie nabitých částic uvolněných nenabitými částicemi v elementu látky, vydělená hmotností tohoto elementu. Jde o zkratku z anglického Kinetic Energy Released in MAterial..

Obr. 28: Hloubkové dávkové křivky fotonů různých energií pro SSDSSD (radioterapie) – Source Skin Distance, vzdálenost zdroje od pokožky. Jde o anglickou obdobu české zkratky OK (vzdálenost ohnisko – kůže) používané běžně v megavoltážní teleterapii. 100 cm.

Obr. 29: Izodozní hloubkové křivky megavoltážní fotonové terapie
a) 4 MeV, b) 18 MeV, c) 22 MeV.

Po výstupu z terčíku je rozložení energie ve svazku silně nehomogenní – největší hustota fotonů leží vždy v ose svazku, směrem k okrajům pole tato hustota velmi rychle klesá, viz obr. 30.

Obr. 30: Distribuce energie v homogenizovaných a nehomogenizovaných
fotonových svazcích různé energie.

K homogenizaci fotonového svazku slouží tzv flattening filtry (FF). Jedná se o kovové kužely, které přístroj dle zvolené energie záření automaticky vkládá do svazku ještě před jeho výstupem. Uprostřed kuželu musí fotony projít nejsilnější vrstvou materiálu, a jsou proto nejvíce pohlcovány. Výsledkem je rovnoměrné rozložení fotonů v ozařovacím poli, což značně usnadňuje dozimetrii a výpočty dávkové distribuce v cílovém objemu během plánování radioterapeutického zákroku. Nevýhodou používání FF filtrů je výrazné prodloužení ozařovací doby, neboť filtr pohltí převážnou většinu záření, které by jinak mohlo býti využito k terapeutickému účelu. Nejmodernější přístroje typu TrueBeam proto již více než jedno desetiletí pracují s nefiltrovaným svazkem (Flattening Filter Free – FFF), neboť pokroky v oblasti výpočetní techniky a dozimetrie umožnily velmi přesné plánování radioterapie i v případě svazků s nehomogenní distribucí energie.

Obr. 31: Vnitřní uspořádání karuselu s FF filtry fotonových svazků
a rozptylovými fóliemi elektronových svazků.

Obr. 32: Hloubková distribuce dávky ve vodě pro dvě různé energie
filtrovaného (vlevo) a nefiltrovaného (vpravo) fotonového svazku.

Tato technologie posunula celé odvětví radioterapie na zcela novou úroveň. Hustota energie ve svazku se rapidně zvýšila, což umožnilo rozvoj nových ozařovacích technik, jako jsou metody RapidArc, Respiratory Gating, a mnohé další, s nimiž vás blíže seznámím v příštím bulletinu. Lineární urychlovače se stojatou vlnou reprezentují moderní trend v léčbě pomocí ionizujícího záření, kde vedle větších rozměrů pole je velkou výhodou větší dávkový příkon s možností regulace. Oproti kobaltovým ozařovačům mají výhodu ostrého svazku záření (bez polostínu), vysoký dávkový příkon, možnost vyšších energií fotonového záření, možnost volby dávkového příkonu a možnost ozařování přímo elektronovým svazkem o různých energiích a velkých rozměrech pole.

Radioterapie – jak funguje lineární urychlovač? Zdroj: Elekta Radiotherapy,
hudba Philip Thomas Brown.

Pokračování příště

Odkazy