Volume 2 Nomor1 November2000 ISSN 1411-1349

KAJIAN PERKEMBANGAN TEKNOLOGIAKSELERATOR UNTUK RADIOTERAPI KANKER

Sudjatmoko,Triyono,E. SupriyatniP3TM-BATAN, KotakPos 1008, Yogyakarta 55010

ABSTRAK

Kajian Perkembangan Teknologl Akselerator Un/uk Radlo/erapi Kanker. Berkas partikel hadronikyaitll proton, neutron ion partikel-partikel bermuatan telah dipelajari untuk terapi kanker olehbeberapa pusat penelitian di beberapa negara stIGma duo dekade terakhir ini. Dalam makalah inidibahas secara ringkas tentang jenis akselerator don pemanfaatannya. Kecenderungan mendatangterlihal dalam pengembangan teknologi baru seperti penggunaan proton gantry, leknik pemayaranberkas,perbaikan penanganan pasien don peningkatanpresisi terapi.

ABSTRACT

Study of Ihe Accelerator Technology Development for Cancer Radiotherapy. The hadronic particlebeams including both protons, nellironsand chargedparlicles have been studiedfor cancer therapy by anllmber of research cenlers in sel'eral CO/lllir/e.rduring the past hvo decades. In this paper is brieflydiscussed concerning the accl'leralor type and its applications. Thefll/ure Irends are seen in the newtechnological developmenls like Ihe lI.reof proIon ganlries, beam scanning techniqlles, improvedpatienlhandling system and in the increa.ringpreci.riollof trealmenl.

PENDAHULUAN

Pads gnat ini telah tersedia beberapa jenisperalatan yang dapat digunakan dalammetode radioterapi kanker yaitu cobalt-60

(cobalt bombs), cesium-137, akselerator linear clanterapi hadronik.[1.2] Meskipun secara lung istilahradioterapi hadronik belum populer dalam duniamedis, tetapi teknik in! telah mendapatrekomendasidari para ilmuwan fisika. Radioterapi hadronikmenggunakan partikel-partikel seperti proton,neutron, pion clanpartikel-partikelbermuatan untukterapi tumor radioresistan clanyang terletak dekatdengan organ-organ kritis. Perhatian stall minatdalam radioterapi tumor menggunakan berkasproton clanpartikel bermuatan lainnya berkembang

. secara lambat tetapi mantap dalam komunitas medisdunia. Perkembangan tersebut semakin cepatdengan berhasilnya perbaikan teknik diagnostikuntuk lokalisasi tumor, termasuk CT (ComputerizedTomography),MRI (MagneticResonance Imaging)clanPET (PositronEmission Tomography).[3,4J

Alasan utama untuk menggunakan partikelhadronik adalah kemungkinan dari kemampuannyauntuk terapi konformal (con/ormaltherapy) secaramudah. Proton sesual untuk terapl konformal,tetapi kurang cocok untuk tumor radioresistanclaripada sinal-X; sedangkan ion-ion beratmempunyai keunggulan karena merupakan highLET (Linear Energy Trans/er) particles yangbermanfaat untuk radioterapi tumor radioresistan.

Keunggulan lainnya adalah bahwa terapi hadronikhanya memerlukan waktu terapi yang sangatsingkat (orde beherapa delik atau menU) padsdosis yang diinginkan, Pads umumnya energiproton yang digunakan untuk radioterapi adalahsekitar 250 MeV clan lebih besar lagi energinyauntuk partikel bermuatan lainnya; clan untukmendapatkan energi berkas setinggi itu digunakanjenis akselerator sinkrotron atau sinkrosiklotron.Dalam makalah ini dibahas tentang terapi hadronik,khususnya terapi proton, status terapi proton,kecenderungan penggunaannya di mass depan clanperbaikan penanganan pasien, Berta jenisakselerator termasuk sistem gantry clan teknikpemayaran berkas proton. Diharapkan makalah in!menjadi salah Situ masukan untuk programpengembangan akselerator untuk radioterapi tumoryang tengahdisiapkan oleh Batan.

TERAPI PROTON

Tujuan utama terapi proton adalahpenggunaan berkas proton untuk radioterapi tumorterlokalisasi clan untuk radiosurgery dengansasaran untuk memperbaiki metode radioterapi.Perbaikan yang diharapkan semata-mata adalahjenis teknologl yang digambarkan oleh kemampuanproton menghasilkan distribusi dosis yang lebihbalk di dalam tubuh pasien dibandingkan denganterapi foton.

Proton mempunyai potensi untuk

KAJlAN PERKEMBANGAN TEKNOLOGI AKSELERATOR UNTUK RADlOTERAPl KANKERSudjatmoko, dkk.

173

Volume 2 Nomor 1 Nopember 2000 ISSN 1411-1349

/'

menghasilkan perbaikan pacta teknik terapi radiasioleh karena sifat-sifat fisikanya yang sangatistimewa, Dosia yang diserahkan oleh berkasproton terlokalisaai dengan baik dalam suaturuangan, tidak hanya dalam arab lateral tetapi jugakedalaman penetrasinya sangat akurat yangdisebabkan adanya karakteristik pooeak Bragg.Dalam Gambar 1 ditampilkan perbandingandistribusi kedalaman-dosis dari sinar-X, sinar-ydinberkas elektron dengan distribusi berkas protonootuk tumor daIam yang terletak 32 em di daIamtubuh, Berkas proton menyerahkan sebagian besardosis radiasinya pactatempat yang sangat tepat dariletak tumor, energi yang berkaitan dengan letakatau kcdalaman penetrasi disebut pooeak Bragg,sedangkan dalam Gambar 2 disajikan jangkauanproton daD ion dalam medium air sebagai fungalenergi kinetik partikel.

! '

1oo

r" 911AGGPcg~

:t:: 80 '~~"'" X'II;FjSY8V1a 't.. ...

&!60 ~~""" PtQ.a~2XIY8V(h 4 \ '0., ".~ . ."'" ...0 . ~ -~~~

0 2 EklulQ~ 1 Plao~ -""""" ~~Y8V" CalSlkOO """"~ "'.0 . ,I tit -5 10 15 20 25 3032

kedslsman di deismtubuh (em)

GambaI' I. Distribusi kedalaman-dosis ootllk sinal'-x 80 MV, sinar-y Co-60, berkaselektron 20 MeV daD berkas proton230 MeV [I)

40' .30

-20

~O...ase5'5 .

Q)CIc:~...

, . .,',', " "r:-1~ / ,/ I

./' ~/',,"'"

j". /~./// I'" /'

i /l/.' .I /./ I, .r'"

~

/ ."//" ", ~/ />/ -, "/,,.I /

"

I

' I."/ I.'

/ j /,,)\'.~_.~-100

Enerai(MeVAJ)

1",10

. . .. ..,1000

GambaI' 2. Jangkauan proton din ion di dalam airsebagai fungalenergi kinetik Partikel. [51

Keootungan terapi proton dibandingkan denganterapi foton yang juga disebut radioterapikonvensionaladalab sebagai berikut. [5.6.7)

(I) Dosis di belakang pooeak Bragg pactadasarnyaadalab Dol. Kenyataan ini merupakan suatukeuntoogan yang dapat dimanfaatkan untuk

iradiasi tumor yang dikelilingi oleh organ-organ kritis dimana berkas proton akanberhenti dalam jaringan tumor sebelummencapai organ kritis.

(2) Jika energi daDpelebaran energi berkas protondiatur sehingga terjadi pelebaran pooeak Braggdalam jaringan tumor, seperti terlihat dalamGambar 3, kerusakan radiasi pacta jaringannormal antara kulit daD jaringan tumorberkurang secara tajam jika dibandingkandengan terapi foton. ,

(3) Waktu terapi sangat pendek, sebagai eontohootuk terapi tumor intra cranial daD tumormats dapat dikurangi hingga sekitar 1 minggujika dibandingkan dengan 6 minggu hingga 8minggudengan menggooakanterapi foton.

(4) Berkas proton sangat sesuai ootuk terapikonformaldibandingkandengan terapi foton,

Kekurangan utama dari terapi proton adalahkurang sesuai ootuk radioterapi tumor radioresistandibandingkan dengan terapi sinar-X; seisin ituootuk membelokkan berkas proton energi hingga250 MeV diperlukan kuat medan magnet yangsangat besar sehingga ukuran sistem isocentricgantry sangat besar din sangat mahal.

-~.Q3...(h

.~0

"0

~ 0)-- --.r . "O" .tumor kedalam~t

'810'0:.0~Q)-Q)

b)

Gambar 3. Modifikasi distribusi kedalaman-dosisdari partikel bermuatan : (a) olehperubaban energi berkas, daD (b) olehmodifikasi intensitas berkas. (2]

STATUSTERAPIPROTON

Daiam taboo 1946 R.R. Wilson adalabilmuwan pertama yang mengusulkan babwa protondapat digunakan ootuk radioterapi tumor, daDdalam taboo 1950 telab diawali penggunaan protondaD ion helium di Berkeley, USA. Pusat-pusatpenelitian lainnya yang menjadi pelopor terapipartikel bermuatan adalab Uppsala (Swedia, 1957),Harvard (USA, 1961), Dubna (Rusia, 1975),Moscow (Rusia, 1969), St. Petersburg (Rusia,1975), Chiba (Jepang, 1979) din Tsukuba (Jepang,

I'/'(}.~idillg Se/llinar Nasional Tekllologi AIc.~elera/o/' tit/II Aplika,\'ill,l'aVau",e 2. Nomer J. November 2000.. 173-/85

174

Volume2 Nomor1 November2000 ISSN 1411-1349

1983).11.61

Sebagian besar dart radioterapi tumor telahdiaplikasikan pacta tumor-tumor padat dalam bolamati (terutama melanoma) menggunakan protonenergi rendah (sekitar 70 MeV). Teknik inidikembangkan oleh Harvard clan Berkeley dankemudian diperkenalkan ke benua Eropa yaitu diPSI (Swiss, 1984). Keberhasilan aplikasi inidibuktikanbalk oleh cepatnya penyebaranke pusat-pusat penelitian lainnya, misalnya di Clatterbridge(Inggris, 1989), Louvain-Ia-Neuve(Belgia, 1991),

Tabel!. Akselerator untuk terapi proton (per 1Januari 1996).[1.2J

Nice din Orsay (Perancis, 1991) clan di IndianaUniversity (USA, 1993).[6) Keberhasilanradioterapi mati telah menjadi dorongan yangsangat besar untuk memperluas terapi proton energitinggi untuk jenis tumor lainnya yang terletak didalam tubuh. Akhlr-akhir ini terapi proton denganberkas energi tinggi (200 MeV) telah juga dimulaidi Cape Town (Afrika Selatan, 1993) clandi Orsay(Perands,1991).

--

Hingga pertengahan tahun 1970, radiotcrapidengan berkas ion berat dilakukan hanya terbataspada tumor lunak ked I clan tumor Banas. Dalamtatun 1970 juga barn dikembangkan teknikpelebaran berkas (technique of beam spreading)clanmodulasi jangkau ion berat (heavy ion rangemodulation) yang memungkinkan untuk iradiasitumor besar dengan medan yang homogen. Hinggatahun 1981, sekitar 4.000 pasien telah dirawatdengan berkas proton clanion-ion ringan serta beratdengan menggunakan akselerator yang semuladirancang untuk studt fisika energi tinggi, danselanjutnya disesuaikan untuk aplikasi kedokterandalam lembaga-Iembaganon medis. Dalam tatun1980, penelitian tenting terapi hadronik menjadi

lebih berkembang clan dalam bulan Juni 1989jumlah pasien total yang telah mengalami terapihadronik lebih besar daTi 11.254 pasien, tennasukyang dirawat dengan berkas meson (859 pasien),berkas ion (2.257 pasien) clan proton (8.138pasien). (I)

Dalam terapi proton, energi maksimumyangbiasa digunakan adalah 250 MeV, yangberhubungan dengan jangkauan sekitar 38 emdalarn air. Energi minimum mendekati 70 MeVyang membcrikan jangkauan sekitar 4 em. Padagnat ini actadun aplikasi utama berkas proton yangdijumpai dalam praktek klinis.[I)

KAllAN PERKEMBANGAN TEKNOLOGl AKSELERATOR UNTUK RADiOTERAPl KANKER

SlIdjatmoko, dkk.175

No. Institusi. Jenis Akselerator Energi Tahun Jumlah

(MeV) Operasi PasteD

1 Donner Lab. Berkeley,USA Sinkrosiklotron 340 1954-57 30

2 Werner Institute Uppsala, Sweden Sinkrosiklotron 85 1957-76 73

3 Harvard Cyclotron Lab., USA Sinkrosiklotron 160 1961 6.626

4 Dubna, Russia Sinkrosiklotron 90-200 1964-74 84

5 Inst. Teoret. i Eksp. Fiziki, Moscow Sinkrotron 70-200 1969 2.8776 LIJF, St. Petersburg, Russia Sinkrosiklotron 70-1000 1975 9697 NIRS. Chiba, Japan Sinkrosiklotron 70 1979 868 PARMS, Tsukuba, Japan Sinkrotron 250 1983 4629 SIN, Villingen, Switzerland Siklotron Isokron. 70-590 1985 1.78510 Werner Institute Uppsala, Sweden Sinkrosiklotron 1989 6511 Clatterbridge Hospital, Bebington,UK SiklotronIsokron. 62 1990 65612 LLUMC, Loma Linda, USA Sinkrotron 70-250 ! 1990 1.26213 Louvain-Ia-Neuve,Belgium Siklotron 90 1991 2114 Nice, France Siklotron 65 1991 63615 CPO Orsay, France Sinkrosiklotron 70-200 1991 67316 NAC, South Africa Siklotron 200 1993 10617 IUCF, USA Siklotron 200 1993 118 UCDavis,USA Siklotron 68,S 1994 5019 TRIUMF, Canada Siklotron 180-520 1995 5

Volume 2 Nomor 1 Nopember 2000

(1) Menggunakan proton energi relatif rendah, EpS 80 MeV yang seeara spesifik ootuk terapitumor mata menggunakanukuran medan lebihkeeil dari 10 em3.

(2) Terapi tumor besar atau tumor dalam (deeptumor) dengan menggunakan berkas energilebih besar (Ep ~ ISO MeV, maksimum 250MeV) dengan medan radiasi besar atau keeil.Intensitas maksimum berorde lO" proton/detik(atau 10 -30 nA rata-rata ootuk waktu terapi30 -60 detik).

Jangkauan proton bervariasi antara 2 glem2daD 25 glem2 dipandang sudah eukup ootukmemenuhi semua permlntaan terapi, daD bahkanuntuk tumor dalam pactapasiengemuk. Untukterapi mata diperlukanjangkauan lebih pendek, 2,5glem2 ootuk lokasi dangkal daD 3,2 glem2 ootuklolcasiyang lebih dalam. Untuk terapi tumor didalam kepala dan leher diperlukanjangkau antara 2glem2 dan 10 glcm2. Radioterapi mata yangmemerlukan waktu iradiasi sangat pendek ($ 20 -30 detik), laju dosis yang sangat tinggi dalamSOBP (Spread Out Bragg Peak) sangat diperlukan(sekitar 30 - 40 Gy/menit) agar supaya ketepatandosisyangdiberikanpactavolume target terjamin.Hal in! diperlukan ootuk terapi pacta volume leblhkeeil dari 50 em3. Untuk volume antara 50 daD2.000 em3 diperlukan laju dosis dalam soapadalah 2 - 10 Gy/menit.

Hingga tahoo 1995 acta 19 pusat terapiproton yang beroperasi di seluruh dunia, seeararinei tercantum dalam Tabel I. Akselerator jenissinkrosiklotron adalah yang paling banyakdigunakan dalam terapi proton, daD acta beberapabuab siklotron daDsinkrotron yang juga digunakandalam terapi proton. Untuk mengurangi ongkosper terapi, satu buah akselerator harns melayanibeberapa ruang terapi. Setiap ruang terapidilengkapi dengan satu unit rotating isocentricgantry ootuk melakukan iradiasi pasien dari setiapsudut, dan ootuk keperluan ini hams diperhitungkandalam peraneangan perisai radiasinya.

AKSELERA TOR MEDIS

Akselerator generasi pertama yangdigunakan dalam terapi proton pacta awalnyadiraneang ootuk studi fisika energi tinggi. Olehkarena itu akselerator tersebut hams disesuaikanootuk terapi proton, yang Bering memerlukanprosedur teknis yang rumit. Sebagai eontoh, dalamterapi proton harns digunakan sistem ootukmenurunkan energi berkas proton. Denganbertambahnya perhatian dalam modalitas baru ini,beberapa pusat penelitian telab membangunkcl11bali fasilitas akseleratornya dengan

ISSN 1411-1349

memberikan sebagian besar fasilitas ootukradioterapi tumor. Contoh terbaik adalah theSwedish Gustaf Werner Institute di Uppsala yangtelah memberikan sumbangan sangat besar ootukpengembangan terapi proton. Pacta taboo 1991,fasilitas sinkrotron 200 MeV di Orsay dekat Paris,awalnya digunakan ootuk riset fisika sejak 1958,telah disesuaikan semata-mata ootuk terapi protondaD disebut CPO (Centre de Protontherapied'Orsay).

Akselerator generasi kedua yang dipakaiuntuk terapi proton pacta awalnya dimaksudkanootuk produksi radioisotop daD terapi neutron.Akhir-akhir ini suatu kanal proton yang beroperasidi Clallerbridge Hospital di Jnggris digunakanuntuk terapi uveal melanoma, yang pacta awalnyaootuk produksi radioisotop. Suatu reneana yangserupa sekarang sedang dilaksanakan di theNational Accelerator Centre di Cape Town,Republik Afrika Selatan, energi proton yangdigunakanadalah 200 MeV.

Akselerator Loma Linda

Akselerator yang digunakan ootuk terapiproton di LLUMC (LomaLinda UniversityMedicalCenter), California, USA diraneang daD dibangunoleh Fermi National Accelerator Laboratory, daDmerupakan fasilitas akselerator proton pertama didunia yang dibangun khusus ootuk terapi proton diRumah Sakit. Fasilitas terapi proton inimempunyai tiga ruang terapi yang dilengkapidengan rotating gantry, dua ruang tabung berkashorisontal tetap, satu buah untuk terapi medan keeil(mata daD OInk) daD terapl medan besar, daDlainnya ootuk keperluan penelitian. Pasien pertamapenderita tumor mata diterapi dalam bulan Oktober1990, daDtabung berkas kedua yang berupa berkashorisontal dengan energi 250 MeV digunakanootuk terapi dalam bulan Maret 1991. Terapipasien dengan menggunakan gantry dimulai bulanJuni 1991. Hingga bulan Januari 1995 telahditerapi 1.000 pasien menggunakan fasilitastersebut.ll]

Akselerator Lorna Linda adalah sebuah zero

gradient synchrotron yang mempooyai delapanbuah magnet dipole 45° yang disusoo pacta empatbagian lurus yang menyediakan ruangan untuksistem injeksi, pemercepat daD ekstraksi.Sinkrotron ini mampu mempercepat proton hinggaenergi akhir antara 70 MeV hingga 250 MeV.Berkas proton 30 keV dari sistem sumber ionduoplasmatron diinjeksikan ke dalam sebuah RFQ(Radio Frequency Quadrupole) yang beroperasipada ti'ekuensi 425 MHz ootuk pereepatan hinggameneapai energi 2 MeV daD selanjutnyadiinjeksikan ke dalam sinkrotron setelah melewati

Prosiding Seminar Nasiona/ Tekn%gi Akse/era/or don Ap/ika.~inyaVol/me2, Nomer J. November 2000.. 173-185

176

Volume 2 Nomor 1 November 2000

magnet pembelok 180°. Sebuah deburlchermengurangi terjadinya bentuk pelebaranmomentum dari 1% hingga menjadi 0,3% pactasistem injeksi. Segera setelah masuk ke dalam ring,berkas proton dipereepat hingga energi akhir olehsebuah simple ferrite loaded RF cavity yangberoperasi pacta harmonik pertama, yang terletakberseberangan dengan letak sistem injektor.Setelah meneapai energi akhir, berkas protondiekstraksi keluar dari sinkrotron menggunakarihalf-integral resonance pacta setengah bilanganbulBI pertama &ekuensi betatron. Frekuensi iniBeringdisebut tune of the accelerator yang diaturoleh magnet kuadrupol dalam akselerator. Selamaekstraksi resonansi, porsi berkas melintasi sekatelektrostatik dibelokkan masuk ke dalam sebuahmagnet ekstraksi Lambertson yang membelokkanberkas proton keluar dati sinkrotron masuk kedalam tabung transpor berkas. Waktu edar berkasproton dalam cincin sinkrotron adalah 2,4 atau 8detik clanwaktu ekstraksi aiau lama tumpahan (spillduration)yang dapat divariasi dari 0,4 detik hingga1Odetik. Intensitas berkas proton yang diraneang

Tabel2. Parameterutama akseleratorLLUMCYJ

ISSN 1411-1349

adalah1011proton/detik.

Tabung transportberkasmemanduberkasproton memasuki salah satu dati empat roansterapi. Seperti terlihat dalam Gambar 4, tigaruangan berisi isocentric gantries. Dalam semuagantry terdapat sekltar 3,4 m ruangan antara magnetpembelok akhir clangantry isocenter. Ruangan initerdiri dati sistem pengiriman berkas yangdilepaskanmelewati suatu sistem nozzle. Sisteminiterdiri dati instrumentasi dosimetri clan pirantipelebaran berkas untuk monitor dan kontrol dosispactapasien. Berkas proton memasukl nozzle kira-kira 1 em-FWHM dengan divergensi kurang daribeberapa milliradian. Oleh karena itu perlu untukmelebarkan berkas menjadi suatu luasan yang lebihbesar dengan medan yang seragam. Pada awalnyaakan diperlukan ukuran medan. radiasi hinggadiameter 20 em dengan keseragaman medan lebihbaik dati :t: 3%. Dosis juga harus dibuat seragamuntuk target yang terletak pacta kedalaman dati 1hingga 15 em.

~

KAJIANPERKEMBANGANTEKNOLOGIAKSELERATORUNTUKRADIOTERAPI](ANKERSlidjaimoko, dkk.

177

No. Parameter Nilai

1 Energi 70 -250 MeV2 Waktu penumpahanberkas 0,05 -9,9 detik3 Waktuputaran 2 detik4 Intensitas berkas 1011proton/detik5 Sumberion Duoplasmatron

Arus maksimum 100mA70 mA operasional30kV

6 Akselerator linier RFQ2MeV20 mikrodetikpulsa20 mA arus keluaran

7 Sinkrotron Zero gradientBetatron tune: ekstraksi 0,5 /1,36 (s)

flattop 0,6/1,30 (s)Harmonik ..ISingle turn injectionKeliling : 20,05 meterInjection above transitionWaktuputaran.. 2, 4,8 detikCelah.. 5 x 10 emEkstraksi : 0,4 - 10 detik

Volume 2 Nomor 1 Nopember 2000 ISSN 1411-1349

CiII'II8.

J

Gambar 4. Fasilitas terapi proton di Loma Linda UniversityMedical Center, California, USAY'"

Pacta taboo 1992 studi awal telab selesaidilakukan pacta taboog berkas horisontal. Dalambagian ini dapat diserahkan berkas proton 155 MeVdaD 200 MeV. melalui sebuab sistem double foilscal/ering ootuk menghasilkan ukul'an medanradiasi 15315 em2dengan keseragaman lebih baikdari ~ 3%. Keseragaman profil kedalaman-dosisdieapai melalui penggooaan sebuab rotatingvariable thickness polycarbonate modulator wheel.Pactaenergiproton200MeVdapatdilakukanterapihingga kedalaman 21,1 em, sedangkan pactaenergi155 MeV dapat dieapai kedalaman maksimum 13,1em. Keseragaman dosis 1ebihbaik daripada ~ 2%yang teramati pacta daerab 3 em hingga 10 em.Penumbra (90% - 50%) pacta profil dosis lateraldengan berkas 155 MeV bervariasi dari 0,2 empactapenetrasi 1 em hingga 0,4 em ootuk penetrasi12 em. Pactaencrgi 200 MeV penumbra bervariasidari 0,2 em pacta penetrasi 1 em dan 0,6 em pactapenetrasi 20 em. Laju dosis dapat tereapai hinggalebih dari 100 eGy/menit yang menghasilkanwaktuterapi kurang dari 2 menit.

CPO Synchrocyclotron

Beberapa taboo yang 1a1u telab diputuskanbabwa Orsay synchrocyclotron yang pactaawalnyadiraneangootuk penelitian fisika energi tinggi,yangterletak sekitar 20 km dari Paris, ditutup pactaakhirtaboo 1989. Selanjutnya telab dipertimbangkanbabwa fasilitastersebut akan dimanfaatkan ootukaplikasi medis, dimana proton energi 200 MeVdengan aros yang re1atif tinggi eukup memenuhisyarat ootuk radioterapi tumor dalam. Meskipoodibangoo taboo 1958, akselerator tersebut dalam

perawatan yang baik daDpemab diperbaiki dalamtaboo 1977 ke arab breakdown times kurang dari 5% dari waktu operasi.[8)

Orsay synchrocyc/otron telab disusunseperti sebuab Rumab Sakit umum dan CPO(Centre de Protontherapie d'Orsay) dibentuk pactabulan April 1990. Dalam operasi penult pactaakhirtaboo 1992, pegawai tetap terdiri daTi 1 orangdokter ahli mala, 2 orang radiation oncologists, 2orang ilmuwan fisika, 1 orang perawat, 1 oranginsinyur, 3 orang star administrasi dan 9 orangoperator akselerator. Anggaran ootuk peralatanruang terapi lengkap sebesar sepuluh juta francsplus enam hingga sepuluh juta francs per tabooootuk biaya operasi, terutama ootuk gaji karyawan.

Aros berkas maksimum yang dapatdisediakan adalab 2 j.1Amemberikan laju dosis daDfluks yang sangat stabil sekitar 10 Gy/menit (ootukproton energi 73 MeV) atau 5 Gy/menit (ootukenergi proton 200 MeV). Orsay synchrocyclotrondilengkapi dengan dua ruang terapi, satu ruangantelab dibuka dalam musim gugur taboo 1991 yangmampu memberikan medan radiasi keen (diameterkurang daTi4 em)yang digunakan ootuk radioterapitumor mata dan otak. Terapi tumor yang lebihbesar daDterletak sangat dalam pactatubuh pasiendilakukan di ruang terapi kedua. Jumlab pasienyang diterapi sekitar 100 orang tanpa sistem gantrydaD 300 pasien dengan menggunakan isocentricgantry.

Siklotron CYCLONE 230 IDA

Sebuab siklotron CYCLONE 230 yang

Prosiding Seminar Nasional Telen%gi Alese/era/or dan AplikasinyaVolume 2, Nome,. 1. November2000: 173-185

178

Volume 2 Nomor 1 November 2000 ISSN 1411-1349

diusulkan oleh IBA Belgia adalah sebuahisokronous medan tinggi, siklotron nonsuperkonduktor yang dapat mempercepat protonhingga 230 MeV. Sebuah pertanyaan mendasardalam perancangan magnet ootuk siklotron iniadalah apakah menggunakan kumparansuperkonduktor atau tidak. Dalam keduapenyelesaian, tingkat medan magnet hampir sarna3,09 T pada daerah hills clan0,985 T pada daerahvalleys, medan rata-rata 2,165 T pada jari-jariekstraksi clan medan rata-rata di daerah pusatadalah 1,74 T menggunakankoil konvensional 190kW.[5.9] Gambar 5 memperlihatkan sistemCYCLONE230 yang diajukan oleh mA, Belgia.

Beberapa keootungan yang dapat diperolehjika siklotron tersebut menggunakan sistemsuperkonduktor,yaitu dapat mengurangikebutuhanbesi ootuk sistem magnet clan pengurangan dayalistrik, sehingga dapat mengurangi biaya investasitotal, sedangkan kerugian dari sistemsuperkonduktor ini antara lain adalab sistemmekanik dari split-coil cryostat sangat rumit,masalah utama penyedian helium cair sangat mahal,daD thermal time constant sangat lama clanwarm-up atau cool-down time lebih dati satu minggu.

Tabel 3. Siklotron vs sinkrotron ootuk radioterapi tumorY'S]

Gambar 5. Sistem siklotron CYCLONE 230 yangdiajukan oleh IBA, Belgia.[5.9]

Pemilihan jenis akselerator ootuk terapiproton baik sinkrotron atau siklotron cukup sulitdilakukan hingga saat ini.[2,5] Beberapa ciri-ciriutama yang dapat mempengaruhipemitihan fasilitasyang akan digunakantercantum dalam Tabel 3.

Akselerator RIMAC

Proyek HIMAC (Heavy Ion MedicalAccelerator in Chiba) dimulai pads tahoo 1983sebagai salah satu proyek Comprehensive 10 YearsStrategy for Cancer Control daD pembangunanserta instalasi semua fasilitas diselesaikan padaakhir tahoo 1993. Sejak musim gugur taboo 1994fasilitas tersebut yang berada di NIRS (NationalInstitute of Radiological Sciences) di kota Chiba,

Jepang telah beroperasi. Kompleks sinkrotron ionringan tersebut merupakan fasilitas pertama didunia khusus ootuk keperluan medis yangdigunakan ootuk Rumab Sakit. Tujuan dari proyekHIMAC adalab ootuk membuktikan manfaat terapiberkas ion dalam radioterapi tumor.[t.tO]

Bagian utama dari akselerator (Gambar 6)terdiri dari dUBcincin sinkrotron, dUBsumber ion,sebuah RFQ linac, sebuab Alvarez linac, clansebuah sistem transport berkas energi tinggi. Ada

/-

KAJIAN PERKEMBANGAN TEKNOLOGI A KSELERA TOR UNTUK RADlOTERAPI KANKER

Sudjatmoko, dkk.

179

No. Parameter Siklotron Sinkrotron

1 Variasi Energi Degrader PengaturanMesin2

Intensitas Berkas Tinggi (CWmode) Rendab (pulsed mode)3 Energi Injeksi 0,01 -0,1 MeV/nukleon 1 - 5 MeV/nukleon4 DiameterAkselerator:

. Proton 3m 6m

Ion8m 18m.

5Operasi

Simple PLC Control Computer Control6

Sistem Penyerahan BerkasRaster clan Pixel .1111 Raster

Volume 2 Nomor 1 Nopember 2000 ISSN 1411-1349

tiga ruang terapi : berkas vertikal, vertikal danhorisontal, maupoo ruangan ootuk studi fisika danradiobiologi. Dalam studi percobaan awal,percobaan kliNs dilakukan pada terapi tumorkepala dan leber, tumor CNS dan paru-paru; pasienpertama telah diterapi pada musim gugur tahoo

1994 menggunakan ion karbon. Sebagai ealonpengguna terapi ion ringan adalah pasien kankerhad, uterine cervic, bladder dan pros/a/e.Parameter utama dari akselerator HIMACtereantum dalam Tabel 4.

HighIn.'IIY

SIo'"E..

,.'7 ~rll.a", Transpor'

...e!fl'S,_OIIOll . - ---~

-------Gambar 6. Fasilitas HIMACyang dikonstruksidi Chiba, Jepang.ISI

dosis untuk setiap berkas ion adalah 5 Gy/menityang memungkinkan penyelesaian satu fraksiterapi dalam satu menit. Ukuran medanmaksimum(diameter) adalah 22 em.

Pada saat iN beberapa negara maju sedangmerancang pembangunan fasilitas terapi proton.terutama difokuskan pada pemanfaatan sinkrotronproton untuk radioterapi. Hal iN dilakukan karenadalam terapi proton, sinkrotron lebm kompetitifdibandingkan dengan siklotron. isochronousterutama karena biaya investasinya lebih rendah.Pada Tabel 5 dicantumkan pemakaian sinkrotrondalam radioterapi di beberapa institusi yang sudahberoperasi dan yang sedang dalam tarafpembangunan

proyek HIMAC memerlukan pemilihanjenis ion dalam jangkauan nomor atom antara 2(helium) dan 18 (argon) sebagai hasil penelitiandasar pada RBE (Relative Biological Efficiency)dan percobaan klinis yang dilakukan di LBL(Lawrence Berkeley Laboratory), USA.Jangkauan ion maksimum yang diperlukan dalamjaringan tubuh ditentukan dari hubunganjangkauan-energi ootuk silikon, dimana satu dariion-ion berat dan yang paling sesuai untukradioterapi tumor yang letaknya dalam danradioresistan. Energi maksimum ini adalah 800MeV/nukleon dapat memberikanjangkauan dalamjaringan yang lebm besar dari 30 em ootuk ion-ionyang lebih ringan dari silikon. Keperluan laju

I'rosiding Sell/inor Nosiono/1'ekn%gi Akse/erulor dun Aplikusin)/oVoume2. Nomer J, November 2000.. 173-18$

180

Volume 2 Nomor 1 November 2000 ISSN 1411-1349

Tabel4. Parameterutama dari akseleratorHIMAC [5,10].

Tabel 5. Beberapa parameter dari sinkrotron biomedis yang sudah beroperasi clan yang sedans dalampembangunan. [\]

KECENDERUNGANPERKEMBAN GAN TERAPIPROTON MASA DEPAN

berkas, sinkrotron meropakan pilihan utama.Tabel 3 di stag paling tidak dapat digunakansebagai dasar pemilihan jenis akselerator untukkeperluan radioterapi tumor. Dengan demikiankecenderungan pengembangan terapi proton dimass mendatang lebih ditekankan pads perbaikanclanpeningkatan ketepatan posisi pasien terhadapberkas clankontrol jangkauan proton dalam tubuhpasien, perbaikan sistem pemayaran berkas clansistem gantry.

Setiap jenis akseleratQr balk sinkrotron,sinkrosiklotron stall siklotron pads dasarnya dapatdimanfaatkan untuk terapi proton. Secara relatifmanfaat dari setiap jenis tersebut cukup sulitdiputuskan hingga gnat ini. Ditinjau dari scSikeandalan clan kesederhanaan operasi, makasiklotron meropakan pilihan yang cukup menarik.Tetapi apabila ditinjau dari scSi variasi energi

KAJiAN PERKEMBANGAN TEKNOLOGIAKSELERATOR UNTUK RADlOTERAPI KANKER

SlIdjatmoko, dkk.181

No. Parameter Nilai

1. Jangkau enel'gi 100 - 800 MeV/nukleon2. Diameter rata-rata 41m3. Struktur: FODO

. 12 Bending magnets Bmoks=1,5T

. Q-poles magnets Gmok! = 7,0 Tim4. Sumber ion .1112PIG + ECR5. Energi injeksi 6 MeVInukleonAlvarez /inac6. Pemercepatan f= 1,0 - 7,5 MHz

V=6kV7. Tumpahan ekstraksi 0,4 detik, 1/3 integer resonanceslow

ejection

No. Lokasi Partikcl Energi Arus Ion SistemMeV/nukleon per detik Injeksi

Fasilitns Yane:Sudah BcroDcraslI PARMS,Tsukuba, Japan p hingga 250 10" .1113Linac

2 ITEP, Russia p 70-200 Linac

3 Bevatron, Brookhaven,USA a,Ar hingga 700 109 Linac

4 Fennilab, LornaLinda, USA p 70-250 10" RFQ

Fasilitas Sedang Da/am Pembangunan

I Argonne, USA p 2-250 1010_10" Tandem

2 Harvard, USA p 50-250 10" RFQ

3 Bevatron, Brookhaven,USA a,Ar hingga 700 10" Linac

4 NIRS, Chiba, Japan a,Ar hingga 600 109-10\0 Linae

5 LBL, Berkeley,USA a,Ar hingga 800 107-109 Linac

6 PARMS, Tsukuba, Japan p (HO) 120-230 10-20nA Tandem

Volume 2 Nomor 1 Nopember 2000

~

ISSN 1411-1349

_/

Peningkatan Ketelitian

Terapi proton di masa mendatang akanlebih ditandai dengan pemngkatan ketelitianmengenai letak atau posisi pasien terhadap berkasclan kontrol jangkauan proton di dalam tubuhpasien. Kemungkinan peningkatan ketelitianposlsi pasien dapat diperoleh denganmengintegrasikan perangkat CT (ComputerizedTomography) ke dalam peralatan terapi, yangberfungsi untuk akuisisi dart irisan-irisanCT untukpereneanaan terapi dan untuk kontrol posisi(menggunakan scout view images) sebelumpemberian fraksi dosis.

Kontrol jangkauan proton dalam tubuhpasien dilakukan dengan tara in vivo dosimetryclan bahkan dengan pengukuran menggunakankamera PET. Gambaran radiografi proton tidakhanya terdiri dari data yang dapat digunakanuntukkontrol posisi paSien terhadap berkas, tetapi jugainformasi pactaturah jangkauan proton. Informasiim dapat digunakan untuk perkiraan programpereneanaan terapi clan dapat digunakan sebagaisuatu test jangkauan proton dalam tubuh pasien.

Sistem Transpor Berkas daDProton Gantry

Dalam kebanyakan fasilitas terapi proton,akselerator seeara fisik dipisahkan dari ruangradioterapi. Oleh karena itu harus digunakansebuah sistem khusus untuk transpor berkas dariruang akselerator ke ruang terapi dimana pasienditempatkan. Metode paling sederhana daripemindahan berkas proton atau berkas ion adalahmenggunakan horizontal immobile channel,Pasien diiradiasi dalam posisi ductule atauberbarlng, hal 1mhanya sesual untuk Iradiasi tumordi kepala karena pembatasan volume tumor.Berbagai raneangan telah diajukan untukmengembangkan proton gantry dengan putaran360°penuh.

Kuat medan magnet untuk berkas protonyang dipercepat hingga energi 250 MeV, batasatas jangkauan yang digunakan adalah Br = 2,4Tm. Dengan menggunakan magnet konvensionalpacta suhu kamar untuk membelokkan berkasproton dapat meneapai induksi magnet sekitar 1,5T, jari-jari pembelokan sekitar 1,6 m, sedangkanuntuk proton 50 MeV jari-jari pembelokan sekitar0,7 m. Gambar 7 adalah skema yang menyajikansistem magnet pembelok berkas proton yangdisebut Corkscrew Gantry. Berkas proton datangdari sebelah kiri dibelokkan oleh dUBbuah dipolkeen sekitar 90°. Apabila berkas memasukibidang rotasi, dalam bidang yang tegak lurusdengan arab proton mula-mula datang, berkasproton meneapai dUBbuah dipole besar berurutan

dengan sudut pembelokan roBBing-roBBingsekitar135°. Dipol-dipol tersebut membelokkan berkasdalam bidang rotasi gantry hingga ke arabisocentric, Gambar 8 memperlihatkanbentuk laindari sistem isocentric gantry. Sistem corkscrewmemperkeeil keperluan untuk lantai ruangan clanjuga mengurangi keperluan perisai radiasi hingga1.400 metrik ton beton. Dalam raneangan lainnya,perisai radiasi dapat mencapai berat 1.900 metrikton beton. Sistem yang disajikan dalam Gambar 7telah dipakai pacta akselerator yang dipasang diLoma Linda.

:/7l'; . ?'"'"il '- Ithe,'

Anglr~. -w.- .. ':..-~._~ot.athJnA,.. '" 'w "'-.;1' ~f$..,... I

~w "

'.. : i w. w,.:. I ,... : t Soce,,\er

',: :--ow: .'...

Proton Beut

,'" ..'

Gambar 7, Sistem pembelokan berkas protoncorkscrew yang dikembangkan olehHarvard Laboratory,[2]

(1) Sistem Modifikasi Berkas Pasif

Berkas partikel berat bermuatan biasanyamempunyai ukuran 3 - 4 rom, yang apabilaberhenti di dalam air ukurannya bertambahmenjadi 1 - 2 em. Volume dimana merekaberhenti adalah hasil perkalian luas berkas dengan

janr,auannya, yaitu sekitar 40 em x 1 em2 = 40em tanpa sistem penghambur. Volume I em3menyatakan volume dimana terjadi deposisi dosismaksimum (:I: 10 % dart maksimum), Tanpapenambahan peralatan untuk memodifikasi berkas,volume dimana partikel berhenti akan keeil.Ukuran volume !ni, karakteristik untuk ion yangdigunakan clan Bering disebut voxel, adalahbergantung pacta kedalaman terapi, multi-hamburan dan jangkauan ion (straggling), Untukion berat seperti neon, ukuran voxel sekitar satuorde lebih kedl daripada proton. Untukmenepatkan volume berkas saat berhenti pactavolume target memerlukan tidak hanya penyebaranberkas seeara lateral, tetapi juga perlu pengaturanenergi berkas sehingga diperoleh kedalamanpenetrasi yang diperlukan. Pembentukan medanlateral dapat dibuat dengan menggunakan sistemkeping penghambur atau oleh magnet pemayar,Sebaliknya, pengatuxanjangkauan berkas partikeldibuat dengan menggunakan suatu variasipenyerap (absorber) atau dengan mengubah energi

Prosiding Seminar Nasiona/ Teknologi Akseleralor don AplikaJ'inyaVoume 2, Nomer 1, November 2000.. 173-185

182

Volume 2 Nomor 1 November 2000

berkas partikel yang dikeluarkan oleh akselerator.

ISSN 1411-1349

Gambar 8. Sistem isocentric gantry. [2]

Teknik utama untuk mendapatkan medanterapi yang besar adalah scatteringfoils clanridgefilters. Hamburan pactakeping timbal (leadfoils)akan menyebarkan berkas dalam suatu bentukGaussian, tetapi medannya tidak eukup seragam.Keseragaman yang balk dapat dieapai denganmenggunakan cylindrical blocking rings sepertiditunjukkan dalam Gambar 9a. Diameter medanbentuk lingkaran dapat diperoleh dengan ukuranmeneapai 20 hingga 30 em. Ridge filters dibuatdari bahan dengan ketebalan tidak seragam yangdilctakkan antara keluarnya berkas dari akselerntordan pasicn. Bcrkas proton yang mclcwati bagianfilter tipis mengalami pengurangan energi lebihkedl dibandingkan dengan yang melewati bagianfilter yang lebih tebal. Maka bagian jaringantumor yang lebih dalam letaknya teriradiasi seearaseragam. Ridge filters biasanya dibuat darikunigan dengan permukaan bereelah. Filtertersebut berputar pacta keeepatan konstan,sehingga serous luasan medan tcrapi "melihat"jangkauan modulasi seluruhnya.

Modalitas seperti yang terlihat dalamGambaI'9a yang digunakan untuk menghamburkanproton stall ion-ion ringan berdasarkan sistempasif karena menggunakan clemen-clemenmekanis pasif. Akan tetapi sistem ini mempunyai

. kelebihan karena sederhana, akurat clan nodal,sedangkan kekurangannya adalah medan terapimempunyai kedalaman modulasi yang seragamsehingga tidak dapat digunakan untuk iradiasitumor yang mempunyaibentuk tidak teratur. Agarsupaya dapat digunakan untuk iradiasi bentuktumor tak teratur diperlukan sebuah kolimator aktifseperti ditunjukkan dalam. Gambar 10. Sebuahindividual compensatoryang diletakkan pactakulitpasien dapat menambah pengatllran jangkauankedalaman berkas pacta lapisan volume targetterdalam.

}~-& -$-~-B -"---4" ~,. I..; -

(b) INobblllr ". - '. - . . . I

%-8-

"- ... -. 3- -1-.~""'I'-- I.

. (~;.~~~e' ScaNI.

>--EF-,. . ~i. ..

:~) PI"uaS<:.ilMer lJ .

~

1t-B e"

Ie) ll~~'h'PUS

GambaI'9. Sistem modifikasi (pelebaran) berkasproton: (a) double scatteringfoil. (b) wobbler, (c)Lissajous scanning. (d) raster scanning. (e) pixescanning. [2)

"ft

: "... =

II]

g"::""".....-.

Sebuah sistem untuk minimisasiiradiasi jaringan normal dalammodalltas 3D dengan suatu sistempelebaran berkss seragam, suatumulti-leaf' collimator clanIndividual compensator pads kulilpasien.12)

(2) Sistem Modifikasl Berkas Magnetlk

Kekurangan sistem pasif tersebut di stagdapat diatasi dengan menggunakan kontrol berkasmagnetik dalam bidang x-y bersama dengan sistemkontrol modulasi kedalaman. Sistem yangdigunakan untuk membelokkan berkss proton clanion disajikan seeara skematis dalam GambaI'9b -e. Dalam sistem wobbler (Gambar 9b), magnetpembelok didorong oleh arus sinusoidal rase 90°sehingga berkas bergerak dalam lintasan bentuklingkaran pads medan yang diterapi. Jari-jari

GambaI' 10.

KAJ/AN PERKEMBANGAN TEKNOLOGI AKSELERATOR UNTUK RADIOTERAP/ KANKER

Sudjatmoko. dkk.183

<-'

Volume 2 Nomor 1 Nopember 2000 ISSN 1411-1349

-~

lingkaran dapat dikontrol dengan mengubahamplituda arus catu daya sinusoidal.

Lissajous scanner (Gambar 9c) yangdikenal dalam teknik osiloskop adalah jenis laindari sistem wobbleI'. Magnet pembelok didorongoleh gelombang gigi-gergaji tak gayut tTekuensi.Dalam raster scanner (Gambar 9d) berkasdibelokkan oleh sebuah sapuan arus bentuk gigi-gergaji tunggal yang cepat clanmagnet kedua jugadidorong oleh gelombang gigi-gergaji yangbergerak sangat lambat, yang menentukan gerakanpemayaran linier secara lambat. Sistem yangdiperlihatkan dalam Gambar ge disebut pixel atauspot scanning, menggerakkan berkas dad pixel kepixel, yaitu dari satu titik ke titik berikutnya.Berkas dapat dipertahankan pada suatu pixeltertentu hingga dosis yang dikehendaki tercapaisecara penuh, atau dapat digerakkan beberapa kalisehingga setiap pixel menerima dosis parsialselama satu pemayaran clankemudian semua dosisparsial bertambahagar diperoleh dosis total.

Gambar 11 memperlihatkan sebuah sistem yangdikembangkan oleh PSI {Paul Scherrer lnstitut},Villigen, Swiss. Berkas proton 250 MeVdipayarkan pada volume target irisan demi irisan,seperti metode CT oleh magnet pembelokbersamaan dengan modulasi jangkauan daDtranslasi pasien. Agar supaya dapat mengatur ataumencocokkan volume teriradiasi pada volumetarget yang rumit clan tidak teratur, makadiperlukan sejumlah besar pixel atau voxel.Sebagai contoh, jika volume target 1.000 cm3atau I liter, jumlah voxel sekitar 10.000 ootukjarak antara pixel 5 rom. Karena waktu terapiharus dibatasi hanya beberapa menit, waktuiradiasi per voxel harus sekitar 15 mg. Antara duatitik berurutan berkas dimatikan clan dihidupkanoleh sebuah magnet skalar cepat. Magnet lainyang serupa memastikan bahwa berkas berjalanpada koordinat yang diinginkan. Waktu tanggapkedua magnet dan sistem monitor berkas hamsberorde 0,1 IDS ootuk mencapai' keseragamanberkas lebih baik dari 1%.

Dalam sistem yang ditunjukkan padaGambar 11, modulasi energi atau jangkauandilakukan dengan memasukkan lempeng kecilpolietilene setebal 5 rom yang mempooyai tujuanootuk mengurangi jangkauan berkas. Variablebeam degrader yang ditunjukkan secara skematisdalam Gambar 11 dimaksudkanootuk menurunkanenergi keluaran akseleratorpada energi terapi.

+

Gambar 11. Sebuah sistem ootuk pemayaran daDmodulasi berkas proton 250 MeVyang dikembangkanoleh PSI.[2]

PENUTUP

Berdasarkan uraian yang telah dipaparkandi alas dapat diketahui bahwa terapi proton telahdiusulkan sekitar 50 tahoo yang lalu clan mulaidikenal di kalangan dunia medis sekitar satudekade terakhir ini. Hal ini bisa dilihat dariterealisasikannya fasilitas terapi proton khususootuk pelayanan radioterapi tumor sepertl di LomaLinda clan Chiba. Kendala dari perkembanganterapi proton antara lain adalah masalah biayainvestasi yang sangat mahal, masalah teknologikomputer daD teknologi diagnoslik.Perkembangan yang sangat cepat barn terlihatbeberapa tahun yang lalu dimana telah terscdiakomputer super cepat clan teknologi diagnostikmodem, seperti CT-scan,PET clanMRl, Bertatelahberhasil dikembangkan sistem modifikasi berkasclan teknik gantry yang dapat memberikanketelitian iradiasi lebih presisi.

DAFfAR PUSTAKA

1. SCHARF, W., Physica Medica, AnInternational Journal Devoted to theApplicationsof Physics to Medicine andBiology,Vol.XII,No.4, 1996.

2. SCHARF, W., Biomedical ParticleAccelerators,AmericanInstituteof Physics,NewYork

3. SLATER, J.M., Applying Charged ParticlePhysics Technology for Cancer Control atLoma Linda UniversityMedical Center, USA,Department of Radiation Sciences, LomaLinda University Medical Center, LomaLinda, California,USA., 1990

4. CASTRO, J.R., Review of Medical Treatmentwith Heavy Charged Particle Beams,University of California Lawrence BerkeleyLaboratory, Building 55, Mailstop 121,

Prosiding Seminar Nasional Teknologi Akse/erator dun AplikasinyaVoume 2, Nomer /. November 2000.. /73-/85

184

Volume 2 Nomor 1 November 2000 ISSN 1411-1349

Berkeley, CA 94720, USA., 1990

5. MANDRILLON, P., High Energy MedicalAccelerators, Laboratoire du Cyclotron,Centre Antonie Lacassagne, 227 Avenue de laLanteme, 06200 Nice, France, 1990

6. PEDRONI, E., Status of Proton Therapy..results and future trends, Paul ScherreInstitute,Division of Radiation Medicine, CH-5232 VillingenPSI, Switzerland, 1990

7. LEVY, R.P., et ai, Heavy Charged ParticleRadiosurgery of the Pituitary Gland.. ClinicalResults of 840 Patients, Donner Pavilion andDonner Laboratory, Lawrence BerkeleyLaboratory, University of California atBerkeley,Berkeley, CA 94720, USA., 1990

8. ROSENWALD, J.C., . et ai, RecentDevelopments of a High EnergyProtontherapy Project in Orsay (France),Institut Curie, Paris, 1990

9. JONGEN, Y., et ai, Preliminary Design of aReduced Cost Proton Therapy Facility Usinga Compact, High Field IsochronousCyclotron, Ion Beam Applications s.a.,Chemin du Cyclotron, 2 B-1348 Louvain-Ia-Neuve, Belgium., 1990

10. HIRAO, Y., et ai, HIMAC Project at NIRS -Japan, National Institute of RadiologicalSciences, 4-9-1, Anagawa, Chiba-shi, 260,Japan., 1990

TANYAJAWAB

Sukarni, H.

. Ditinjau dari sistem yang ada, apapersoalan/kegagalanyang mungkin timbuldad sistem yang ditawarkan?

Sudjatmoko

. Pada sisi teknologi termasuk sisteminstrumentasi kendali pada umumnya telahteruji dengan balk sehingga kecilkemungkinannya terjadi kegaga/an. Aleantetapi ado beberapa komponen utamaalese/erator seperti sistem sumber ion donsistem pemercepat, serta sistem vakummemerlukan jadwa/ perawatan secaraperiodile,agar supaya Udaleterjadi leegagalansoot dioperasikan.

Sigit Purwanto. Bagaimana cara mengetahui kedalamanpenetrasi proton (depth profile) di dalamtubuh manusia ?

Bagaimana hubunganantara waktupenembakan, closis clan energi ion dengantingkat keparahan (stadium) penyakit kankertersebut ?

.

Sudjatmoko

. Cora mengetahuinya tidaledilakukansecaralangsung, tetapi disiapkan lebih dahulusebelum proses terapi, antara lain penentuanukuran, bentulc don letale kanleer di dalamtubuh dengan menggunalcanMRl alau PET;selanjumya dilalculcanpenentuan besar dosisradiasi don energi radiasi dengan coraperhitungan don simulasf berdasarkanprotoleolslandaryang telah ditetapkan secarainternasional.

Dosis radiasi yang diberikan berkaitandengan tingkat keparahan konkel', donbesarnya dosis radiasi sebagai fungsi arusberkas proton/ion don waktu penembalean(waktu radiClsi), sedangkan energi ionberkaitan dengan letaleatau posisi kanleerdidalam tubuh.

-

.

KAJIAN PERKEMBANGAN TEKNOLOGI AKSELERArGR UNTVK RADIOTERAPI KANKER

SlIdjatmoko, dkk.185