BAB II LINEAR ACCELERATOR
2.1
Definisi Linear Accelerator Linear accelelator
(Linac) adalah device yang menggunakan gelombang
elektromagnetik dengan frekuensi tinggi untuk mempercepat partikel bermuatan seperti elekron dengan energi tinggi saat melewati linear tube. Elektron berenergi tinggi tersebut bisa digunakan untuk mengobati tumor pada kedalaman yang dangkal, atau electron tersebut dikenakan pada target sehingga menghasilkan Foton untuk mengobati tumor dengan kedalaman yang cukup jauh. Linac bisa juga digunakan dalam stereotactic radiosurgery, yang pencapaiannya sama dengan gamma knife pada target di otak, tetapi pada Linac bisa digunakan untuk mengobati area diluar otak. Linac menyampaikan dosis yang seragam dengan energy tinggi Foton dan berkas electron pada bagian tumor/kanker pasien. Proses ionisasi sebagai hasil dari interaksi radiasi pengion (berkas elektron dan Foton) dengan materi (dalam hal in jaringan tumor/ kanker), akan membuat rantai DNA tumor/kanker terputus sehingga dapat mematikan jaringan tumor/ kanker tersebut. Input yang dibutuhkan adalah jumlah dalam Monitor Unit (MU). Jumlah MU in bergantung pada besar dosis yang akan disampaikan, kedalaman kanker, laju dosis referensi/kalibrasi monitor, ukuran setting kolimator, field size kanker dan variabel-variabel lainnya
6
7
.
Gambar 2.1 Linear Accelerator (sumber:http://www.cerebromente.org.br/n02/tecnologia/radiocirurg_i.htm)
2.2
Cara kerja Linear Accelerator Elekton merupakan sumber awal radiasi yang dikenakan ke pasien. Kemudian
elektron tersebut dipercepat menjadi elektron berenergi tinggi. Selanjutnya elektron tersebut dilewatkan ke magnet pembelok (bending magnet). Bending magnet akan membelokkan berkas elektron yang biasanya sebesar 900. Pada bending magnet elektron dengan energi yang sedikit lebih tinggi atau lebih rendah dari yang dikehendaki, akan dibelokkan sedemikian rupa sehingga energi dan lintasannya dapat
8
sesuai kembali dengan yang dikehendaki. Sedangkan elektron dengan penyimpangan energi agak besar akan dihilangkan oleh sebuah filter celah mekanis. Dengan demikian, dapat dihasilkan pemfokusan yang sangat baik dari berkas elektron serta energi yang monokromatis. Setelah mengalami pembelokan, berkas elektron berenergi tinggi yang keluar dari bending magnet akan dipakai untuk terapi Foton (Gambar 3. Bagian A) atau terapi elektron (Gambar 2. Bagian B)
Gambar 2.2 Kepala linac. A. model terapi Foton. B. model terapi electron. Form Karzmark CL, Morton RJ, A primer on theory and operation of linear accelerator in radiation therapy. Rockville, MD: U.S. Departement of Health and Human Service, Bureau of Radiological Health, 1981 (Sumber: The Physics of Radiation Therapy. Faiz. M. Khan 1984)
9
2.2.1
Terapi Foton Bila yang dikehendaki berkas Foton maka berkas elektron berenergi tinggi
tersebut dilewatkan pada target. Pengereman oleh target pada elektron yang dipercepat menghasilkan Bremsstrahlung. Bremsstrahlung adalah Foton dengan spektrum energi yang kontinu. Penciptaan Foton mempunyai intensitas yang tinggi pada arah sumbu target. Maksimum energi Foton akan sama dengan energi elektron datang yang ditembakkan ke target. Foton tersebut akan diteruskan melewati primary collimator menuju bagian carrousel. Bagian carrousel akan mengeluarkan alat filter pemerata (flattening filter). Filter pemerata (flattening filter) yang terbuat dari baja anti karat bertujuan mencapai kerataaan (flatness) yang diperlukan. Kemudian Foton hasil pemerata diteruskan ke ion chamber untuk membentuk dosis Foton dalam jumlah Monitor Unit (MU). Lalu diteruskan ke secondary collimator untuk lebih mendapatkan Foton dalam MU yang flat. Hasil akhir Foton akan keluar dari bagian pada Linac yang disebut gantry, yang berotasi sekitar pasien. Pasien berbaring di meja perawatan yang dapat bergerak. Untuk menjamin ketepatan posisi pasien digunakan bantuan ruangan perawatan.
laser yang vertikal dan horizontal dan dipasang di dinding
10
Gambar 2.3 Laser vertical dan horizontal dalam ruang perawatan Linac (Sumber:http://www.hayseed.net/~jpk5lad/Prostate%20cancer%20treatment/Prostate%20Cancer%20D iary.htm)
Radiasi bisa disampaikan pada tumor dengan berbagai sudut dari rotasi gantry (sampai 360º ) dan perpindahan meja perawatan yang bertujuan memaksimalkan pencapaian target.
Gambar 2.4 Gantry dengan kemungkinan perputarannya (Sumber: http://www.cerebromente.org.br/n02/tecnologia/radiocirurg_i.htm)
11
2.2.2
Terapi elektron Berbeda dengan terapi Foton, pada terapi elektron, hasil ekstrak elekron dari
microton langsung diteruskan ke primary collimator. Kemudian saat melewati bagian carrousel, yang dikeluarkan adalah alat scattering foil. Tujuannya adalah agar ekstrak berkas elekron dapat terhamburkan. Lalu dilanjutkan lagi pada secondary collimator. Electron applicator membantu berkas elektron hasil secondary collimator jatuh pada field size yang tepat.
2.3
Penentuan Jumlah Monitor Unit Pada Linear Accelerator Salah satu input untuk pesawat Linac adalah dosis penyinaran dalam satuan
Monitor Unit (MU). Untuk menghitung jumlah Monitor Unit (dinotasikan U) yang dibutuhkan untuk menyampaikan dosis DT untuk pasien, terapis harus mengacu pada kalibrasi monitor yang berupa dosis per Monitor Unit Dimana
dengan kondisi referensi.
yang berarti dosis per monitor pada kedalaman referensi
(zR), setting kolimator referensi (cR) dan jarak sumber ke point pengukuran referensi (fR). Kalibrasi monitor biasanya digunakan phantom. Phantom adalah suatu material yang digunakan sebagai pengganti jaringan manusia. Phantom yang digunakan mempunyai sifat seperti jaringan normal dengan nilai densitas yang hampir sama. Material phantom yang mirip dengan jaringan manusia adalah air. Oleh karena itu, phantom yang digunakan dalam hal ini adalah phantom air.
12
Penentuan jumlah Monitor Unit yang akan dibahas adalah berdasarkan hasil kesepakatan para fisikawan yang disponsori oleh European Society For Therapeutic Radiology And Oncology (ESTRO), pada tahun 1997, yaitu booklet dengan judul “Monitor Unit Calculation for High Energy Photon Beams”. Ada dua penentuan dosis Monitor Unit untuk phantom ukuran besar dan phantom ukuran kecil. Pembahasan ini untuk memisahkan kontribusi pada dosis oleh hamburan pada phantom air ukuran besar (2.3.1.1) dan kontribusi pada dosis oleh hamburan pada phantom air ukuran kecil (2.3.1.2). Phantom adalah tiruan dari jaringan manusia. Phantom dari bahan air adalah yang paling mendekati karakteristik jaringan manusia. Phantom besar biasanya berukuran sekitar 30x30x30cm3 sedangkan untuk phantom kecil, ukurannya harus lebih kecil dari fieldsize minimum yang bisa dijangkau alat tersebut. Kesepakatan ini diadobsi dalam perhitungan jumlah Monitor Unit di software ISIS yang dipakai oleh Treatment Planning System Bagian Radioterapy Rumah Sakit Hasan Sadikin Bandung
2.3.1
Penentuan Jumlah Monitor Unit (MU) berdasarkan European Society For Therapeutic Radiology And Oncology (ESTRO), booklet No.3
2.3.1.1
Penentuan Jumlah Monitor Unit (MU) berdasarkan booklet ESTRO No.3 dengan menggunakan Phantom Air Yang Besar
Persamaan (2.1) Dimana :
13
D(z,c) = dosis yang diharapkan pada kedalaman dan setting kolimator yang diharapkan (Gray) = dosis persatuan MU pada kondisi referensi U = dosis dalam Monitor Unit (MU) OR(c) = output ratio pada phantom besar = rasio dua dosis yang diukur pada kedalaman yang sama pada phantom dan pada jarak yang sama dari target, untuk dua perbedaan setting kolimator
Gambar 2.5 kondisi pengukuran output ratio OR(c) pada kondisi isocenter, sebagi rasio dosis untuk kolimator setting c dan kolimator setting cR dalam kondisi terhambur sempurna (Sumber:ESTRO booklet No.3” Monitor Unit Calculation For High Energy Photon Beam’)
Persamaan (2.2) ZR = Kedalaman pada point pengukuran referensi = 10 cm C= Setting kolimator yang diinginkan CR = Setting kolimator referensi =10x10 cm pada isocenter
14
T(z,s)= Tissue phantom ratio = rasio dosis D(z,s,f) pada kedalaman z dan dosis D(zR,s,f) pada kedalaman zR Persamaan (2.3) S = field size yang diinginkan f = jarak sumber ke point yang diinginkan Penggunaan phantom besar mempunyai kelemahan, yaitu terciptanya hamburan Foton pada bagian kepala dan pada phantom pada dosis tertentu, yang tentu saja menggangu perhitungan. Untuk mengatasinya van Gasteren et al., (1991) menggunakan phantom kecil, dengan harapan dapat meminimalkan terciptanya hamburan Foton pada bagian kepala dan pada phantom
2.3.1.2
Penentuan Jumlah Monitor Unit (MU) berdasarkan booklet ESTRO No.3 dengan menggunakan Phantom Air Yang kecil
Persamaan (2.4) Dimana: OO (c)= Output ratio pada phantom yang kecil Persamaan (2.5)
15
Gambar 2.6 Kondisi pada pengukuran output ratio OO(c) pada kondisi isocenter, sebagai rasio dosis pada setingan kolimator c dan pada setingan kolimator CR pada mini phantom (Sumber:ESTRO booklet No.3” Monitor Unit Calculation For High Energy Photon Beam’)
V(z,s)= volume scatter ratio = rasio dosis D(z,c) pada kedalaman z untuk field size s saat kedalamannya mengalami hamburan sempurna phantom air, dan dosis DO(z,s) pada mini phantom untuk kedalaman yang sama, setingan kolimator sama, dan jarak yang sama dari sumber ke detektor f D ( zR , c) V ( zR , c) = Persamaan (2.6) Do ( z R , c ) D ( z R , cR ) Persamaan (2.7) V ( z R , cR ) = Do ( z R , cR ) 2.4
Quality Control Kontrol kualitas dari Linac juga sangat penting. Ada banyak sistem kontrol
yang dibangun di dalam Linac jadi tidak akan menyampaikan dosis tinggi dari yang Oncologist radiation tentukan. Pagi hari sebelum banyak pasien, radiation therapists menggunakan peralatan yang diberi nama “tracer” untuk menjamin bahwa nilai intensitas radiasi keluaran tepat sama dengan bacaan di monitor. Sebagai tambahan,
16
Radiation therapists membuat pengecekan detail accelelator beam secara periodik, yaitu mingguan dan bulanan. Keselamatan pasien juga sangat penting. Selama perawatan, Radiation therapists secara kontinu menyaksikan pasien dalam sebuah layar. Ada juga micropone dalam kamar perawatan sehingga pasien bisa berkomunikasi dengan therapist jika dibutuhkan. Linac berada di ruangan dengan dinding timah dan beton, jadi energy tinggi Foton tidak keluar. Radiation therapists harus menyalakan mesin accelelator di luar ruang perawatan. Karena accelelator bisa mengeluarkan radiasi ketika dinyalakan, resiko kecelakaan penyinaran sangat rendah. Oleh karena itu, petugas wanita yang sedang hamil boleh mengoperasikan Linac. Mesin radiasi yang modern punya pengecekan sistem dari dalam untuk memberikan keselamatan lebih lanjut, jadi mesin akan nyala sampai semua keperluan dipenuhi oleh physicist dengan sempurna. Ketika semua pengecekan sesuai dan sempurna, mesin akan dinyalakan untuk perawatan pasien
2.5
Kelemahan dan Solusi Pada Linear Accelerator
Kelemahan pada pesawat Linac adalah adanya ketidakstabilan berkas terhadap waktu akibat rumitnya rangkaian elektronika yang ada. Untuk itu, mengontrol tingkat kestabilan berkas sebagai bagian dari quality assurance (jaminan kualitas) merupakan hal yang sangat penting dilakukan mengingat ketepatan dan
17
ketelitian dosis yang diberikan pada pasien sangat mempengaruhi efektivitas pengobatan atau perlakuan terapi. Salah satu cara untuk mengetahui tingkat kestabilan berkas radiasi suatu Linac adalah dengan menentukan besarnya flatness dan symmetry berkas radiasi. Dengan mengetahui besaran tersebut di atas, dapat diputuskan apakah pesawat terapi layak dan terjamin untuk keperluan terapi terhadap pasien pada hari perlakuan. Flatness dan symmetry berkas radiasi adalah parameter yang harus diperiksa pada waktu acceptance test pesawat radioterapi dan secara periodik setelah itu. Flatness berkas radiasi Foton didefinisikan sebagai prosentase variasi dosis maksimum yang diperbolehkan dalam satu lapangan berkas radiasi. Dengan kata lain, flatness dapat pula dinyatakan sebagai perbandingan dosis maksimum yang terjadi dalam suatu lapangan berkas radiasi dengan dosis minimum yang terjadi di lapangan tersebut. Sedangkan symmetry berkas radiasi Foton didefinisikan sebagai prosentase deviasi maksimum yang diperbolehkan dari dosis di sisi kiri terhadap dosis di sisi kanan berkas radiasi
