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B978-3-437-23292-3.00034-9

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978-3-437-23292-3

Übersicht IMRT-Techniken

Tab. 34.1
Technik Dosisrate MLC Gantry-Winkel
Step and Shoot Konstant Konstant Konstant
dMLC Dynamisch Dynamisch Konstant
VMAT/RA Dynamisch Dynamisch Dynamisch

Konstant bzw. dynamisch bezieht sich auf die Phasen eingeschalteter Strahlung bei den unterschiedlichen Techniken.

Strahlencharakteristika bei unterschiedlichen Energien

Tab. 34.2
Max. Strahlenenergie Max. Durchmesser (cm), der mit vertretbaren Maxima durchstrahlt werden kann Tiefe des Dosismaximums bezogen auf die Haut (cm) Halbschatten (80 %–20 %; mm)
4 MeV, Co-60 16 0,5–1 9–15
6 MeV 20 1,6–1,8 6
10 MeV 25 2 7
15 MeV 27 3 10
25 MeV > 30 4 12

Praktische Strahlenphysik

Sven Clausen

Strahlenarten

  • Röntgenstrahlung: StrahlenphysikStrahlenarten

    • < 100 kV: weiche Photonenstrahlung, Anwendung in der Brachytherapie und IORT, dazu gehören:

      • Grenzstrahlen (7–10 kV, Einsatz in der dermatologischen Therapie gutartiger Erkrankungen, z. B. Psoriasis)

      • Weichstrahltherapie (10–50 kV, oberflächliche Prozesse)

      • Oberflächentherapie (bis 100 kV, Körperhöhlen),

      • Halbtiefentherapie (100–300 kV, degenerative Gelenkerkrankungen)

    • 100 kV bis 1 MV: harte Photonenstrahlung

    • > 1 MV: ultraharte Photonenstrahlung, Anwendung in der Teletherapie

  • Gammastrahlung: Anwendung in Brachy- und Teletherapie (z. B. Gammaknife)

  • Elektronenstrahlung: Anwendung in der Brachytherapie, IORT und Teletherapie

    • Elektronen streuen in Luft, daher Kollimation nahe an der Haut (z. B. Tuben). Hierdurch stimmt das Lichtfeld bei größeren Abständen der Haut zum Tubus nicht mehr mit dem Strahlenfeld überein. Das Strahlenfeld wird durch die Streuung weiter ausgeweitet als das Lichtfeld.

    • Ausgeprägter Aufbaueffekt bei geringen Energien, weniger bei hohen Energien. Daher bei geringen Energien (6 MeV) Bolusmaterial verwenden, wenn hohe Hautdosis gewünscht ist.

    Merke

    • Faustregel zur therapeutischen Reichweite von Elektronen (Tiefe der 80 %-Isodose von der Oberfläche aus): ⅓ des numerischen Wertes der gewählten Energie (6 MeV → 2 cm, 12 MeV → 4 cm).

    • Faustregel zur effektiven Reichweite (Tiefe der 20 %-Isodose von der Oberfläche aus): ½ des numerischen Wertes der gewählten Energie (6 MeV → 3 cm, 12 MeV → 6 cm).

  • Protonen/Schwerionen: Anwendung in der speziellen Teletherapie. Diese Teilchen haben ein völlig anderes Tiefendosisverhalten als Photonen und Elektronen. Sie deponieren fast ihre gesamte Energie durch den sog. Bragg-Peak auf ein sehr begrenztes Gebiet in einer gewissen Tiefe, abhängig von der Strahlenergie der jeweiligen Teilchen.

Info

Einheiten

Energieeinheit: Elektronenvolt – eV, bzw. keV, MeV (Strahlenenergie)
Beschleunigungsspannung: Volt – V, bzw. kV, MV
Beispielsweise wird eine 50 kV-Röntgenstrahlung durch eine Beschleunigungsspannung (zwischen Anode und Kathode der Röntgenröhre) von 50 kV erzeugt. Dies führt zu einer maximalen Energie im entsprechenden Röntgenspektrum von 50 keV. Der Rest des Energiespektrums ist abhängig vom Target und der Filterung. So können also zwei als 50 kV bezeichnete Röntgenstrahlungen durchaus unterschiedliche Energiespektren und somit unterschiedliche Eigenschaften besitzen.
Wichtig: Gammastrahlung wird im Gegensatz zu Röntgenstrahlung immer mit der jeweiligen Strahlenenergie des diskreten Linienspektrums in eV betitelt da diese Form der Strahlung aus Kernprozessen hervorgeht und nicht durch eine Beschleunigungsspannung erzeugt wird.

Bestrahlungseinrichtungen

Kobalt 60

BestrahlungseinrichtungStrahlenphysikBestrahlungseinrichtungenKobalt 601951 erster Einsatz in Kanada, zum ersten Mal gute Tiefenpenetration. Strahler mit langer HWZ, Austausch alle 4–5 Jahre, leicht zu handhaben und zuverlässig. Energien: 1,17 MeV und 1,33 MeV (d. h. durchschnittlich 1,25 MeV), Halbwertstiefe ca. 10 cm, aber schlechte Homogenität bei großen Feldern (Flatness).

Betatron

Betatron1941 erster Einsatz, Energie 2 MeV, Prinzip ist die Elektronenbeschleunigung auf ein Target mit konsekutiver Erzeugung von Bremsstrahlung. Problem: schwerfälliges Gerät, kein Moving Beam wegen 30 Tonnen Gerätegewicht.

Linearbeschleuniger (LINAC)

Linearbeschleuniger (LINAC)1953 erster Einsatz am Hammersmith Hospital, heute 50–90 % aller Installationen. Wiegt ca. 7 t. Ist vom technischen Prinzip her ein Mikrowellenbeschleuniger.
Funktion eines LINAC
  • Generierung von Elektronen, Vorbeschleunigung in der Elektronenkanone (50–150 kV) und Injektion ins Beschleunigerrohr.

  • Generierung von Beschleunigungswellen (Wander- oder Stehwellen) durch Mikrowellensender im festen Beschleunigerteil (3 GHz, Klystron bzw. Magnetron, Wellenlänge 10 cm). Die so erzeugten Mikrowellen werden über Hohlleiter zur Beschleunigungsstrecke geführt.

  • Gepulste Stromversorgung für beide Elemente durch Modulator.

  • Beschleunigung der Elektronen im Beschleunigerrohr im beweglichen Beschleunigerteil, ggf. mehrstufig für Maschinen mit multiplen Energien.

    Für geringe Energien: Wanderwellen (1,25 m langes Beschleunigerrohr für 10 MeV Elektronen), Wellenerzeugung durch Magnetron (billiger).

    Für höhere Energien (> 6–10 MeV): Stehwellen, halbe Baulänge des Wanderwellenbeschleunigers (0,625 m Beschleunigungsrohr für 10 MeV Elektronen), Mikrowellenerzeugung mit Klystron (teurer, hält aber länger).

  • Ablenkung durch 270°-Magneten (schärferer Fokus als 90°). Brennfleck bei modernen Linearbeschleunigern 2–3 mm (Durchmesser des primären Elektronenstrahls am LINAC). Beim Kobalt beträgt der Fokusdurchmesser 2 cm, daher geringerer Halbschatten am LINAC.

  • Elektronenbetrieb: Elektronenstrahl wird durch Streufolie diffus gemacht oder tastet im Scanning-Betrieb das Feld ab.

  • Photonenbetrieb:

    • Target zur Erzeugung von Bremsstrahlung.

    • Ausgleichskörper (Flattening Filter) zur Feldhomogenisierung (schluckt 98 % der eingestrahlten Energie → hohe Belastung im Photonenbetrieb → hohe Gefahr, wenn Ausgleichskörper im Photonenbetrieb unabsichtlich nicht im Strahl [noch 1986 traten solche Unfälle in USA auf]). Ist in der Mitte aus Wolfram und Blei gefertigt, weist daher hohe Kernladungszahl (Z) auf, weicht Spektrum auf. Am Rand aus Aluminium und Eisen gefertigt (niedriges Z), härtet Spektrum hier auf, insgesamt wird die Strahlung homogener. In 10 cm Tiefe beträgt die Homogenität bis zu einer Feldgröße von 30 × 30 cm ≤ 1,06. Für Photonen ≥ 0,6 MeV entsteht ein Aufbaueffekt. Dieser beschreibt den Anstieg der Energiedosis durch die Compton-Streuung in der Materie, wobei sich im Bereich der mittleren Reichweite der Sekundärelektronen dann das Dosismaximum befindet (0,5 cm bei Co-60 und 1,5 cm bei einem 6 MV LINAC)

    • Moderne Beschleuniger haben auch einen ausgleichskörperfreien Bestrahlungsmodus z. B. FFF (Flattening Filter Free). Hierbei können deutlich höhere Dosisleistungen erzeugt w

    • erden. Auch für die Algorithmen der Bestrahlungsplanung bietet dieser Modus Vorteile. Gleichzeitig wird bei höheren Energien die Hauptquelle für Neutronenstrahlung eliminiert.

Dosisspezifikation nach ICRU-Reports
Begriffsbestimmung:
  • Gross Tumor Volume (GTV): makroskopischer Tumor.

  • Clinical Target Volume (CTV): schließt subklinische Ausbreitung mit ein.

  • Planning Target Volume/Risk Volume (PTV/PRV): CTV inklusive Margin für Lagerungsunsicherheit und Organbeweglichkeit, definiert für Zielvolumen und Risikoorgane.

  • Treated Volume: Volumen, das z. B. von 95 % der Verschreibungsdosis umschlossen wird

  • Irradiated Volume: Volumen, das – gemessen an der Normalgewebstoleranz – eine signifikante Dosis erhält.

  • Organs at Risk (OR): Risikoorgane und -strukturen

  • Referenzpunkt:

    • Punkt, an dem die Dosis verschrieben wird.

    • Idealerweise ein Punkt am oder nahe am Zentrum des PTV, bei einfachen 3-D-Plänen typischerweise das Isozentrum, denn die Dosis an diesem Punkt ist klinisch relevant und repräsentativ für PTV.

    • Er sollte klar, einfach und eindeutig definiert sein, die Dosis sollte dort genau bestimmbar sein.

    • Damit verbietet sich die Lage im Bereich steiler Dosisgradienten.

Zielgrößen für einen Plan gemäß ICRU 50: Maximum < 107 %, Minimum > 95 % im PTV.
Die wesentlichen Merkmale von ICRU 50 wurden für ICRU 62 übernommen, Erweiterung im Hinblick auf das Reporting von Dosen bei Patientengruppen, Erläuterung der verschiedenen Reporting-Level unterschiedlicher Komplexität.
Außerdem wichtig:
  • ICRU 83 für intensitätsmodulierte Strahlentherapie (IMRT)

  • ICRU 91 für stereotaktische und Kleinfeldtherapien

  • ICRU 38 für Brachytherapie (ICRU 89 für Brachytherapie des Zervixkrzinoms)

  • ICRU 71 für Elektronenbestrahlung

  • ICRU 58 für interstitielle Therapie

  • ICRU 78 für Protonenstrahltherapie

Bestrahlungsplanung

Strahlenphysik Bestrahlungsplanung Entwicklung der Bestrahlungsplanung in der Strahlentherapie:
2-D-Bestrahlungsplanung: Anfänglich wurde auf einfachen (zweidimensionalen) Röntgenbildern ein Bestrahlungsfeld angepasst. Der Behandlungsstrahl wurde mit einem individuell gegossenen Bleiblock oder später mit einem Multileaf Collimator (MLC) entsprechend ausgeblockt, um nur das vorher festgelegte Zielgebiet zu bestrahlen.
3-D-Bestrahlungsplanung: Hier dient ein dreidimensionaler Bilddatensatz der Bestrahlungsregion des Patienten als Bestrahlungsplanungsgrundlage. In den meisten Fällen handelt es sich um eine CT-gestützte Bestrahlungsplanung, da zur Dosisberechnung Elektronendichteverteilungen des Bilddatensatzes benötigt werden. Es gibt auch Ansätze, aus MRT-Bildern künstliche CT-Bilder zu generieren („synthetisches CT“). Auch gibt es Möglichkeiten, PET-/PET-CT- oder MRT-Bilder mit einem eigens für die Bestrahlungsplanung angefertigtem CT-Datensatz zu fusionieren.
IMRT (intensitätsmodulierte Strahlentherapie): Gehört zu den 3-D-Bestrahlungstechniken. Hierbei wird die Fluenz und somit die Intensität pro Bestrahlungsfeld angepasst bzw. moduliert um steilere Dosisgradienten zu erzeugen und somit eine bessere Risikoorganschonung zu erzielen. Durch die höheren Dosisgradienten wird eine präzise Lagerungs- und Einstelltechnik Voraussetzung z. B. durch IGRT (Image-guided Radiation Therapy).
IMRT-Techniken (Tab. 34.1):
  • Keile: Einschub von Absorptionskörpern in den Strahlengang. Unterschiedliche Typen je nach Hersteller. Hierdurch wird ein Gradient in dem Strahlenfeld erzeugt. Die resultierende Änderung des Winkels der Isodose in 10 cm Wassertiefe wird zur Planung angegeben, z. B. 10°, 30° oder 60°.

  • Step and Shoot: Sowohl Feld-in-Feld- als auch Patched-Field-Techniken werden verwendet, um die Intensitätsmodulation zu erreichen. Hierbei werden statische Felder unterschiedlicher Form von diskreten Gantry-Winkeln bestrahlt. Während der Feldänderung, MLC-Bewegung oder Gantry-Bewegung wird die Strahlung ausgeschaltet.

  • dMLC (dynamic MLC): Bei dieser Technik wird das Feld während der eingeschalteten Bestrahlung moduliert, d. h. der MLC bewegt sich und verändert seine Form. Ebenso wird die Dosisrate moduliert. Nur während der Gantry-Bewegung wird die Strahlung ausgeschaltet.

  • VMAT (Volumetric Modulated Arc Therapy)/Rapid Arc: Hier bleibt die Strahlung während der Therapie eingeschaltet und alle Parameter werden moduliert. D. h. Dosisrate, Feldgröße (MLC) und Gantry-Geschwindigkeit können variieren und erzeugen dadurch die Intensitätsmodulation.

Bestrahlungsplanberechung: BestrahlungsplanungBerechnung
  • Vorwärtsplanung: Gantry-Winkel, MLC-Konfiguration sowie relatives Dosisgewicht der einzelnen Felder werden manuell für jeden Plan festgelegt. Danach wird von der Bestrahlungsplanungssoftware die resultierende Dosisverteilung berechnet.

  • Rückwärts-/inverse Planung: Hier werden zunächst die Bedingungen für das Zielvolumen und die Risikoorgane durch den Anwender definiert. Auch Geometrien wie z. B. Gantry-Winkel oder Winkelsegmente können je nach Bestrahlungstechniken vorgegeben werden. Aus diesen Vorgaben wird von der Software ein Bestrahlungsplan optimiert und die Dosis berechnet. Diese Methode erlaubt deutlich komplexere Bestrahlungstechniken, da hier nicht mehr von Hand gewichtet werden muss.

Berechnungsalgorithmen: BestrahlungsplanungBerechnungsalgorithmen
  • Äquivalentfeld-Methode: Rudimentäre und einfache Methode zur Berechnung der benötigten Monitoreinheiten MU zur Erreichung einer Fraktionsdosis Df (in cGy) bei einfachen symmetrischen Feldern. Gewebeabhängige Faktoren werden nicht berücksichtigt. Als Grundlage dienen der prozentuale Tiefendosiskurvenwert Pd in der Normalisierungstiefe d sowie der Dosisoutputfaktor OF (in cGy/MU, gemessen bei 100 cm SSD und einem Feld mit 10 × 10 cm2) bei verschiedenen quadratischen Äquivalentfeldern. Folgender einfacher Zusammenhang besteht bei konstantem Fokus-Haut-Abstand:

    MU=DfPd×OF

    Diese Methode kann für statische rechteckige Stehfelder oder zwei opponierende Gegenfelder verwendet werden. Sie benötigt keine CT-gestützte Bestrahlungsplanung. Einzig die Dosierungstiefe muss bekannt sein.

  • Pencil Beam: Die Photonenfluenz, die den Linearbeschleunigerkopf verlässt, wird in kleine infinitesimale Nadelstrahlen zerlegt. Diese erzeugen bei ihrer Interaktion mit dem Gewebe oder Phantom eine Dosiswolke um den jeweiligen Interaktionspunkt. Um Rechenzeit zu sparen wird über die Tiefe entlang des Zentralstrahls integriert. Inhomogenitäten werden durch Streckung oder Stauchung des Dosiskernels miteinbezogen. Durch diese Vereinfachung ist dieser Algorithmus in inhomogenen Fällen allerdings ungenau und erzeugt gerade bei scharfen Dichteunterschieden wie z. B. zwischen Lunge oder Knochen und dem umliegenden Gewebe größere Fehler. Daher wird diese Methode heutzutage nur noch selten verwendet und wird nicht mehr weiterentwickelt. Da die Rechenleistung heute ohnehin deutlich angestiegen ist, können somit auch komplexere und dadurch genauere Algorithmen verwendet werden.

  • Collapsed Cone: Letztendlich ist der Pencil-Beam-Algorithmus ein über die Tiefe integrierter Collapsed Cone. Durch den Verzicht dieser Vereinfachung beim Collapsed Cone wird die Genauigkeit gerade in inhomogenen Regionen stark erhöht. Es werden aber die Dosiswolken in Richtungen um den Interaktionspunkt diskretisiert und durch Kegel beschrieben. Moderne Algorithmen dieser Art sind heutzutage sehr schnell, was auch erklärt weshalb die Pencil-Beam-Varianten nicht mehr benötigt werden.

  • Monte-Carlo-Methode: BestrahlungsplanungBerechnungsalgorithmenMonte-Carlo-Methode

    • Full Monte Carlo: Diese Variante ist die genauste der hier vorgestellten Methoden. Jedes Partikel und jedes Quant wird von seiner Entstehung an virtuell simuliert. Die Wirkungsquerschnitte mit den jeweils bekannten Wahrscheinlichkeitsfunktionen aller im entsprechenden Energiebereich möglichen physikalischen Wechselwirkungen werden berechnet. Aufgrund dieser Wahrscheinlichkeiten entstehen Spuren des jeweiligen Quants. Auf diesen Spuren werden in bestimmten Abständen Energie – also Dosis – deponiert und eventuell neue Quanten und Partikel durch Wechselwirkung mit Materie und somit neue Spuren erzeugt. Für eine akkurate Dosisverteilung benötigt man hierzu eine große Menge an primären Quanten und Partikeln um einen möglichst kleinen statistischen Fehler zu erhalten. Allerdings steigt mit Erhöhung der Teilchenzahl auch die Rechenzeit, selbst mit moderner Hardware, immens an. Solche Simulationen werden daher meist auf Serverclustern mit einer möglichst hohen Prozessorzahl durchgeführt. Für den klinischen Alltag sind diese Simulationen daher viel zu langsam. Für die Forschung und als Grundlage für weiter vereinfachende Algorithmen sind solche Simulationen allerdings unersetzlich.

    • Variance Reduction MC und virtuelle Quellenmodelle: Auch bei Mont-Carlo-Simulationen gibt es verschiedene Wege der Vereinfachung, um Rechenzeit zu sparen und die Vorteile dieser Technik auch im klinischen Alltag zu nutzen. Es können beispielsweise virtuelle Quellen genutzt werden, um eben nicht beim ersten erzeugten Partikel oder Quant anfangen zu müssen, da sonst schon viel Rechenleistung für die Wechselwirkungen im oberen Bestrahlungskopf (z. B. Target, Ausgleichsfilter usw.) verloren geht ohne überhaupt Dosis im Patienten berechnet zu haben. Diese Quellen können sog. Phasenräume (Phase Spaces) sein, in denen einfach Partikel und deren Eigenschaften gespeichert sind und nur einmal erzeugt werden müssen, sodass diese Rechenleistung nicht für jeden Patienten neu aufgebracht werden muss. Die eleganteste Lösung sind aber analytische virtuelle Quellen, die die austretende Strahlung mathematisch modellieren und parametrisieren. Aber auch am Ende einer Partikelspur kann Rechenleistung eingespart werden. Teilchenenergien, die eine geschickt festzulegende Mindestenergie oder eine Mindestreichweite (mittlere freie Weglänge) unterschreiten, können lokal deponiert werden, um eine weitere Berechnung, die keinen klinisch relevanten Beitrag mehr liefert, zu sparen. Je nach Bestrahlungsplanungssoftware und Hersteller gibt es mittlerweile viele verschiedene Varianten und Ausprägungen der Vereinfachung.

Charakteristika von Photonenstrahlen unterschiedlicher Energien

PhotonenstrahlCharakterstikaTab. 34.2 zeigt verschiedene Charakteristika von Photonenstrahlen mit unterschiedlicher Energie.

Weiterführende Literatur

Bille and Schlegel, 1999

Bille J, Schlegel W. Medizinische Physik 1. 1. A. Heidelberg. Springer-Verlag Berlin Heidelberg. 1999. DOI:10.1007/978-3-642-58461-9.

Krieger, 2012

Krieger H. Grundlagen der Strahlungsphysik und des Strahlenschutzes. 4. A. Wiesbaden, Vieweg + Teubner Verlag. 2012. DOI:10.1007/978-3-8348-2238-3.

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