Monte-Carlo basierte Kommissionierung eines mobilen

Monte-Carlo basierte Kommissionierung eines
mobilen Elektronenbeschleunigers zur
intraoperativen Radiotherapie (IORT)
Masterthesis
im Rahmen des
Studiengang Master of Science Medizinische Physik (M.Sc. MP)
Technische Hochschule Mittelhessen
Fachbereich Krankenhaus- und Medizintechnik,
Umwelt- und Biotechnologie
vorgelegt von
André Toussaint
durchgeführt am
Institut für Medizinische Physik
und Strahlenschutz
Gießen
Referent: Prof Dr. rer. nat. K. Zink
Korreferent: Dr. rer. physiol. J. Wulff
2
Inhaltsverzeichnis:
INHALTSVERZEICHNIS:
2
1.
3
EINLEITUNG
2. GRUNDLAGEN
2.1
INTRAOPERATIVE RADIOTHERAPIE
2.2
BESCHLEUNIGER
2.3
MONTE-CARLO-METHODE IN DER MEDIZINISCHEN PHYSIK
2.3.1
WECHSELWIRKUNGEN IN DER MONTE-CARLO METHODE
2.3.2
CONDENSED HISTORY (CH)
2.3.3
VARIANZREDUKTIONSVERFAHREN
2.3.3.1
Range rejection (rr)
2.3.3.2
Photon splitting
2.3.4
EGSNRC MONTE-CARLO-TRANSPORTPARAMETER
2.4
ANPASSUNG DER OP-BEREICHE AN DIE IORT
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5
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9
10
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12
12
13
15
3.
ZMP ARTIKEL
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4.
LITERATURVERZEICHNIS.
31
5.
ERKLÄRUNGEN DES KANDIDATEN / DANKSAGUNG
35
1. Einleitung
3
1. Einleitung
Die intraoperative Strahlentherapie bietet dem Radioonkologen die große Chance,
bereits während einer chirurgischen Tumorexzision Elektronenstrahlung in hoher Einzeldosis auf das Tumorbett zu applizieren. Der besondere Vorteil liegt hierbei in der
Schonung des tumorfreien Gewebes oberhalb des Tumors, da es nicht durchstrahlt
wird, sondern durch Applikatoren aus dem Strahlengang herausgehalten wird. Das
hinter dem Tumor liegende Gewebe kann unter Umständen durch zusätzliche Abschirmkörper weiter geschont werden.
Bei den ersten erfolgversprechenden Versuchen der Strahlentherapie gegen Karzinome, Anfang des 20. Jahrhunderts, handelte es sich um intraoperative Techniken
(Beck 1909). Später, in den 1970er und 80er Jahren gab es erste erfolgreiche Versuche,
mit der zur Verfügung stehenden konventionellen Elektronenbeschleunigertechnik
IORT durchzuführen (Abe 1971,1981,1984, Goldson 1974). Seit wenigen Jahren stehen
nun kleine mobile Anlagen zur Verfügung, mit denen auch in herkömmlichen OP-Sälen
mit geringen Umbaumaßnahmen (Soriani 2010) intraoperative Radiotherapiebehandlungen möglich sind. Dies verschafft dieser vergleichsweise alten Behandlungsmethode
durch die neuen technischen Möglichkeiten wieder verstärkte Bedeutung in der klinischen Routine.
Für die intraoperative Radiotherapie kommen verschiedenen Gerätekonzepte in Betracht. Zum einen besteht die Möglichkeit, den narkotisierten Patienten während der
Behandlung vom OP zu den Beschleunigern der Strahlentherapieabteilung zu bringen.
Dies birgt ein potentielles Infektionsrisiko beim Transport des Patienten mit offener
Operationswunde und eingebrachten Applikator durch unsterile Bereiche des übrigen
Krankenhauses. Die vorgesehene Therapieeinrichtung muss für die gesamte infrage
kommende Zeit blockiert werden und bedarf vorher noch einer entsprechenden Reinigung. Dies ist mit einem enormen Personal- und Zeiteinsatz verbunden und behindert
die übrige Strahlentherapie am jeweiligen Operationstag enorm.
Zum anderen besteht die Möglichkeit, direkt im OP-Trakt der Klinik einen konventionellen Linearbeschleuniger oder aber einen eigenen Operationssaal im Bereich der
Strahlentherapie unterzubringen. Dies kann aufgrund des enormen Platzbedarfs des
Bunkers oder Operationssaales und der nötigen Infrastruktur nur bei Klinikneubauten
in Erwägung gezogen werde. Die Wirtschaftlichkeit einer kompletten Linearbeschleunigeranlage oder eines eigenen Operationssaales, die nur bei IORT Verwendung finden, ist fraglich.
Hier setzt die Entwicklung von mobilen Strahlentherapieeinrichtungen an. Der
Markt bietet derzeit Möglichkeiten, um Intraoperativ Röntgenstrahlung bis 50 kV oder
Elektronenstrahlung bis 12 MeV mit mobilen Geräten am Patienten anzuwenden. Diesen Geräten ist allen gemein, dass sie in herkömmlichen Operationssälen nach deren
Anpassung an die Erfordernisse der Strahlentherapie eingesetzt werden können und
den übrigen OP-Ablauf der Einrichtung nicht weiter behindern.
1. Einleitung
4
Aufgrund der Verfügbarkeit eines mobilen Elektronenlinearbeschleunigers zur IORT
im Universitätsklinikum Gießen-Marburg bietet sich eine genauere Betrachtung dieser
Geräte an.
Die große Zahl möglicher Kombinationen aus Applikatoren und Elektronenenergien
bei diesem Gerät erfordert umfangreiche dosimetrische Messungen seitens des Anwenders. Es soll in dieser Arbeit gezeigt werden, dass die in der Routine nötigen Messergebnisse an der Bestrahlungsanlage durch genaues Abbilden der Geometrien und
Materialien von Beschleuniger und Messkammer mit Hilfe eines Monte Carlo Simulationssystems reproduziert werden können. Desweiteren soll ein virtuelles Modell des
Beschleunigers entstehen, mit dem später auch voxelbasierte Patientenmodelle verwendet werden können. Da es bisher keine Bestrahlungsplanungssoftware für diesen
mobilen Beschleuniger gibt, sind beispielweise Untersuchungen zur Organbelastung
hinter dem bestrahlten Gebiet von klinischem Interesse. Ebenso könnten die Modelle
bei der Entwicklung von intraoperativ zu platzierenden Abschirmkörpern und ähnlichem Behandlungszubehör hilfreich sein.
Zur Anpassung des Monte Carlo basierten Modells an den realen Beschleuniger
wird der Beschleunigerkopf mit den Applikatoren gemäß Herstellerangaben nachgebildet. Weiterhin werden die unbekannten, aber benötigten Parameter des Primärelektronenstrahls in der Simulation an einzelne Messergebnisse angepasst.
Für die Messung und Simulation wird eine luftgefüllte Flachkammer, wie sie in der
DIN6800-2 (DIN 2008) für Absolutdosimetrie bei Elektronenstrahlung empfohlen wird,
verwendet. Da bei der Messung mit luftgefüllten Ionisationskammern im Elektronenstrahl Korrekturen nötig werden (IAEA 2004, DIN 2008, AAPM 1999), sind diese in der
DIN6800-2 für ihren Gültigkeitsbereich festgeschrieben. In mehreren Arbeiten der letzten Jahre wird beschrieben, dass sich mittels Monte-Carlo Simulation (Zink 2009;
Zink 2010) wie auch experimentell (Lacroix 2010) zeigen lässt, dass der Wandstörungsfaktor pwall und der Einfluss der Wasserverdrängung pcav nicht dem gebräuchlichen
Wert von 1 entsprechen, sondern in Summe tiefenabhängig um bis zu 10% davon abweichen. Um diesem Problem zu begegnen, ist es für die Simulation von Messungen
mit Elektronenstrahlung unbedingt notwendig, die bei der Messung verwendete Ionisationskammer in die Simulation mit einzubeziehen (Buckley 2005,Verhaegen 2006).
In einer kürzlich veröffentlichen Arbeit von Iaccarino et. al. (Iaccarino 2011), wurde
an einem bauartähnlichem Elektronenbeschleuniger (Liac; 6, 8, 10, 12 MeV; PMMAApplikatoren mit Wandstärken zwischen 5 und 10 mm) ebenfalls ein Monte Carlo Modell erstellt. Die Arbeitsgruppe nutzte mehr Stützstellen und ein simulated-annealing
Verfahren zur Bestimmung des Eingangsspektrums und der übrigen variablen Parameter. Hierbei wurde auf die Simulation der Messmittel gänzlich verzichtet.
Deshalb ist die Größe der Abweichungen zwischen Anpassung an Messmittelsimulation und an Kurven die im homogenen Wasserphantom erzeugt wurden von besonderem Interesse. Die Ergebnisse dieser Arbeit sollen als Originalarbeit in der Zeitschrift
für Medizinische Physik veröffentlicht werden. Der Artikel findet sich in Kapitel 3 Dieser Arbeit.
2. Grundlagen
5
2. Grundlagen
2.1 Intraoperative Radiotherapie
Die intraoperative Strahlentherapie bietet dem Radioonkologen die große Chance,
bereits während einer chirurgischen Tumorexzision Strahlung in hoher Einzeldosis auf
das Tumorbett zu applizieren. Der besondere Vorteil liegt hierbei in der Schonung des
tumorfreien Gewebes oberhalb des Tumors, da es nicht durchstrahlt wird, sondern
durch Applikatoren aus dem Strahlengang herausgehalten wird. Wegen der im Vergleich zu MV-Photonen geringen Reichweite von Elektronen-Strahlung im MeV-Bereich
eignet sich diese besonders für die Behandlung oberflächennaher Zielgebiete. Das hinter dem Zielgebiet liegende Gewebe kann intraoperativ unter Umständen durch zusätzliche Abschirmkörper weiter geschont werden.
Bei den ersten erfolgversprechenden Versuchen der Strahlentherapie gegen Karzinome, Anfang des 20. Jahrhunderts handelte es sich um intraoperative Techniken
(Beck 1909). Später, in den 1970er und 80er Jahren, kamen erste erfolgreiche Versuche auf, mit der zur Verfügung stehenden konventionellen Elektronenbeschleunigertechnik IORT durchzuführen (Abe 1971,1981,1984, Goldson1974). Seit wenigen Jahren
stehen nun kleine mobile Anlagen zur Verfügung, mit denen auch in herkömmlichen
OP-Sälen mit geringen Umbaumaßnahmen (Soriani 2010) intraoperative Radiotherapiebehandlungen möglich sind. Dies verschafft dieser vergleichsweise alten Behandlungsmethode durch die neuen technischen Möglichkeiten wieder verstärkte Bedeutung in der klinischen Routine.
Für die intraoperative Radiotherapie kommen verschiedene Gerätekonzepte in Betracht. Zum einen besteht die Möglichkeit, den narkotisierten Patienten während der
Behandlung vom OP zu den Beschleunigern der Strahlentherapieabteilung zu bringen.
Dies birgt ein potentielles Infektionsrisiko beim Transport des Patienten mit offener
Operationswunde und eingebrachtem Applikator durch unsterile Bereiche des übrigen
Krankenhauses. Die vorgesehene Therapieeinrichtung muss für die gesamte infrage
kommende Zeit blockiert werden und bedarf vorher noch einer entsprechenden Reinigung. Dies ist mit einem enormen Personal- und Zeiteinsatz verbunden und behindert
die übrige Strahlentherapie am jeweiligen Operationstag enorm.
Zum anderen besteht die Möglichkeit, direkt im OP-Trakt der Klinik einen konventionellen Linearbeschleuniger zu installieren oder einen eigenen Operationssaal im Bereich der Strahlentherapie unterzubringen. Dies kann aufgrund des enormen Platzbedarfs des Bunkers oder des Operationssaales und der nötigen Infrastruktur nur bei Klinikneubauten in Erwägung gezogen werde. Die Wirtschaftlichkeit einer kompletten
Linearbeschleunigeranlage oder eines eigenen Operationssaales die nur bei IORT Verwendung finden, ist fraglich.
6
2. Grundlagen
2.2 Beschleuniger
Im klinischen Einsatz befinden sich derzeit eine Vielzahl unterschiedlicher Elektronen-Linearbeschleuniger und Versionen davon. Geräte die eine gewisse Verbreitung
gefunden haben sind:
Modell:
MOBETRON 1000 / 2000
NOVAC 7 / 11
Liac
Applikatormaterial:
Edelstahl
PMMA
PMMA
Hersteller
IntraOp (USA)
New Radiant Technology (Italien)
Sordina (Italien)
Innendurchmesser
3-10 cm in 0,5 cm Schrittweite
4, 5, 6, 8, 10 cm
3, 4, 5, 6, 7, 8, 10, 12 cm
Nennenergien in MeV:
4, 6, 9, 12 / 6, 9, 12
3, 5, 7, 9 / 4, 6, 8, 10
4, 6, 8, 10 / 6, 8, 10, 12
Endwinkel
0°, 15°, 30°
0°, 45°
0°, 15°, 30°, 45°
SSD
50 cm
80-100 cm
60 cm
Im Universitätsklinikum Gießen-Marburg steht am Standort Marburg ein mobiler
Elektronen-Linearbeschleuniger MOBETRON der Firma IntraOp (USA) bereit. Der
MOBETRON ist ein mobiler Linearbeschleuniger, der speziell für die intraoperative
Strahlentherapie (IORT) mit Elektronen (IOERT) konzipiert wurde, der aber auch in der
DermaBeam-Konfiguration für die Hautbestrahlung eingesetzt werden kann. Es stehen
4, 6, 9 und 12 MeV nominaler Elektronenenergie in den Dosisleistungsstufen 2,5 und
10 Gy/min zur Verfügung.
Der MOBETRON verfügt über zwei linear hintereinander angeordnete StehwellenBeschleunigerrohre, die mit einer Mikrowellenfrequenz im X-Band (8-12 GHz) betrieben werden. Gegenüber der bei herkömmlichen Beschleunigern genutzten Mikrowellenfrequenz aus dem S-Band (2-4 GHz) hat die X-Band Mikrowelle eine höhere Beschleunigungsfeldstärke, was zu einer deutlichen Reduktion an Baulänge und Gerätegewicht bei gleicher Hochfrequenzleistung führt und so die mobile Bauweise erst ermöglicht (Hanna 1999). Die erste Beschleunigerstufe beschleunigt mit einem Drittel
der gesamten HF-Leistung immer bis 4 MeV, die zweite Stufe kann mit der übrigen HFLeistung variabel angesteuert werden und regelt dann auf die angeforderte Elektronenenergie. (Vergl. (Mills 2001).
Die mittels eines Ringspiegels und eines lasergestützten Softdockingverfahrens zur
Gantry ausgerichteten Applikatoren werden über ein Tischklemmsystem im Patienten
fixiert (Palta 1989; Kharrati 1994; Jones 1989. Björk 2000). Eine Laserabstandsmessung
überprüft Position, Neigungswinkel und Abstand des Beschleunigerkopfes in Bezug auf
den Ringspiegel. Mithilfe der Anzeige wird der Beschleunigerkopf anhand des Handbedienteils mit 40 mm Abstand senkrecht über dem Applikator positioniert. Hieraus resultiert ein Quellen-Hautabstand von 50 cm. Die Applikatoren sind zweiteilig ausgeführt. Sie bestehen aus einem Halter mit entsprechendem Durchmesser, der aus einer
Aluminiumlegierung gefertigt ist und dem sterilisierbaren röhrenförmigen Patienten-
2. Grundlagen
7
einsatz aus chirurgischem Stahl mit 2 mm Wandstärke. Hierauf wird der Ringspiegel für
das lasergestützte Softdocking angebracht. Vergl. hierzu Abb. 1 u. 3
Abb. 1: links : Stahlapplikator im Aluminium-Applikatorhalter; mitte: Stahlapplikator im AluminiumApplikatorhalter mit aufgesetztem Ringspiegel am Patiententisch fixiert, in situ bei der ElektronenboostBestrahlung nach Tumorexzision eines Mamma-Karzinoms; rechts: Applikatorhalter mit aufgesetztem
Ringspiegel während des Ausrichtens im Softdocking Verfahren.
Die runden Applikatoren stehen in Durchmessern von 3 bis 10 cm (in 0,5 cm
Schrittweite) jeweils mit geradem und patientenseitig um 15° bzw. 30° abgeschrägtem
Ende zur Verfügung. Für alle Applikationen stehen Boluskappen unterschiedlicher dicken zur Verfügung.
Der Beschleunigerkopf kann mit der C-Bogen-Gantry um 45° zu beiden Richtungen
geschwenkt werden und ist zudem noch bis zu 30° neigbar. Drehbewegungen können
mit Geschwindigkeiten von bis zu 1°/sec erfolgen. Zum Ankoppeln und im Betrieb ist
eine vertikale Bewegung des Beschleunigerkopfes um bis zu 30 cm bei Geschwindigkeiten bis zu 2 mm/sec möglich. Der dem Beschleunigerkopf gegenüberliegende an der
Gantry angebrachte Strahlstopper für Bremsstrahlung folgt allen Schwenk- und Neigebewegungen.
Das 1,26 t schwere Bestrahlungsmodul ist mit seinen Abmaßen (L x B x H =
307 x 266 x 305 cm³) kompakt genug, um in einem bestehenden OP-Saal nach Überarbeitung des Strahlenschutzes und Anbringen von Sicherheitseinrichtungen wie Türkontakten, eingesetzt zu werden. Eine fahrbare externe Bedienkonsole und der fahrbare
Modulatorschrank finden außerhalb des Sperrbereichs Platz) (vgl. Abb2).
2. Grundlagen
8
Abb. 2: Modulatorschrank, Bedienkonsole und Beschleunigermodul des MOBETRON IORT Systems.
(Quelle: IntraOP, USA)
2. Grundlagen
9
2.3 Monte-Carlo-Methode in der Medizinischen Physik
Unter Monte-Carlo-Simulationen versteht man ein stochastisches Simulationsprinzip,
bei dem Algorithmen genutzt werden, um komplexe Problemstellungen approximativ
zu lösen. Dies geschieht auf Grundlage des Gesetzes der großen Zahl, wonach bestimmte Problemstellungen mittels einer hinreichend großen Anzahl von Stichproben
hinreichend genau gelöst werden können. Bei diesem Stichprobenverfahren steigt die
Genauigkeit der ermittelten Ergebnisse mit der Anzahl der Stichproben an.
Das Monte-Carlo-Simulationsverfahren, benannt nach dem für seine Spielcasinos bekannten Stadtteil von Monaco, kann in der Medizinischen Physik dazu verwendet werden, um Elektronen- und Photonenbahnen sowie die im Bahnverlauf zu erwartenden
Wechselwirkungen zu ermitteln. Dies wird seit den 1950er Jahren für Fragestellungen
der Medizinphysik und Dosimetrie genutzt und bei der U.S. National Library of medicine (PubMed) sind derzeit fast 30.000 Arbeiten, die Monte Carlo Methoden nutzen,
gelistet.
Die grundlegenden Verhaltensweisen und Wechselwirkungen der Elektronen und Photonen sind zwar alle bereits untersucht und auch hinreichend bekannt – jedoch ist es
nicht möglich, alle Wechselwirkungen untereinander und mit Materie in einem analytischen Ausdruck lösbar zusammenzufassen. Eine genaue Beschreibung ist nur durch die
für eine komplexe Geometrie nicht direkt lösbare Boltzmannsche Transportgleichung
möglich. Da aber alle Einzeleffekte und deren Wahrscheinlichkeiten bekannt sind, bietet sich hier ein Ansatzpunkt für eine Monte-Carlo-Simulation zur approximativen Lösung.
Mögliche Teilchenwege und in ihrer Summe, das sogenannte Teilchenschicksal, können bestimmt werden, indem man sie in einer Simulation durch virtuelle Materie laufen lässt. Hierbei wird zunächst ein Teilchen in eine Simulationsgeometrie mit Materialien, deren Wirkungsquerschnitte vorgegeben werden, gesandt und dort jede Wechselwirkung mittels quasi-Zufallszahlen „ausgewürfelt“, bis das Teilchen entweder in der
Materie zur Ruhe kommt oder es die Simulationsgeometrie am Rand verlässt. Integriert man alle diese einzelnen möglichen Teilchenschicksale in einem Volumen auf, so
lässt sich eine Aussage über die in diesem Volumen deponierte Energie, die
Energiefluenz oder das Energiespektrum treffen.
Zur Simulation von Strahlenquellen und der Untersuchung von Ionisationskammern
und bei der Bestimmung von nötigen Korrektionsfaktoren findet sich ein ideales Anwendungsfeld für die Monte Carlo Simulation. Mit Hilfe des weit verbreiteten und hier
verwendeten Monte-Carlo-Code-Systems EGSnrc, der „electron gamma shower“, des
National Research Council of Canada, können über darin enthaltenen Anwendungen
Beschleunigermodelle erstellt, Ionisationskammern nachgebildet oder auch
Fluenzverläufe in einzelnen Volumenelementen bestimmt werden. Die Simulation bietet auch die Möglichkeit der Dosisbestimmung an Orten, die nicht mit Messmitteln
2. Grundlagen
10
erreicht werden können sowie die Möglichkeit, Bauteile zur Anwendung im Strahlengang zu optimieren.
2.3.1 Wechselwirkungen in der Monte-Carlo Methode
Für eine genaue Bestimmung realitätsgetreuer möglicher Teilchenschicksale ist die
getrennte Betrachtung aller vorkommenden Transport- und Wechselwirkungsarten
erforderlich. Von der verwendeten Monte-Carlo-Software können alle hier relevanten
und bekannten Wechselwirkungen berücksichtigt werden. Für die Simulation der
Wechselwirkung elektrisch geladener Teilchen mit Materie sind drei Effekte maßgeblich.
1.) Stöße mit der Atomhülle, die zu direkter Ionisation oder Anregung führen.
2.) Strahlungsbremsung im elektrischen Coulombfeld anderer Teilchen wie z.B. der
Erzeugung von Röntgenbremsstrahlung bei der Abbremsung an Hüllenelektronen.
3.) Elastische Streuung am elektrischen Feld von Atomkernen.
Für diese Arbeit sind lediglich die Effekte, die im Energiebereich des Eingangsspektrums <15MeV liegen, relevant.
Treffen in Monte-Carlo-Simulationssystemen erzeugte Photonen auf Materie, wird
zunächst ihre mittlere freie Weglänge l mittels Zufallszahlen R[0,1] ermittelt.
Gl. 2-1
Der sich daraus ergebende Satz von möglichen mittleren freien Weglängen ist exponentiell verteilt von 0 bis ∞ und weist einen Mittelwert bei auf.
Ebenso wird mit Zufallszahlen die Art der auftretenden Wechselwirkung bestimmt.
Dieser Prozess wird für jede Wechselwirkung und jedes Elektron, auch für bei Wechselwirkungen neu entstandene Röntgenbrems-Photonen oder δ-Elektronen, durchlaufen. Der Prozess endet erst, wenn entweder die Simulationsgeometrie verlassen wird
oder die jeweilige untere Grenzenergie unterschritten wird. (Vergleiche hierzu
(Podgorsak 2005, Krieger 2007, Kawrakow 2003, Fippel 2001, Rogers 2006))
2.3.2 Condensed history (CH)
Bei Elektronen und Positronen ist im Vergleich zu Photonen die mittlere freie
Weglänge klein. Dies bedeutet im Umkehrschluss, dass eine enorm hohe Anzahl von
Wechselwirkungen berechnet werden muss, um die gleiche Weglänge im Material zu
berücksichtigen.
Die condensed history Technik – die Technik des zusammengefassten Teilchenschicksals - wird genutzt, um die Rechenzeiten für Elektronen und Positronen zu verkürzen.
Beide Teilchenarten erfahren auf ihren häufigen Wechselwirkungen pro Strecke jeweils
11
2. Grundlagen
nur sehr wenig Änderung in Energie und Richtung, so dass es sich anbietet, eine ganze
Reihe von einzelnen Wechselwirkungsschritten als einen zusammengefassten CHSchritt zu berechnen. Das Ergebnis eines CH-Schrittes ist ein anzunehmendes mögliches Endergebnis der Einzelschritte. (Kawrakow 2000)
In EGSnrc wird das sogenannte Klasse II Schema nach Berger et al. (Kawrakow 2000)
verwendet. Hierin wird zwischen „katastrophalen Ereignissen“ bzw. „harten Treffern“
und den sogenannten „weichen Treffern“ unterschieden. Harte Treffer stellen Ereignisse oberhalb einer im System definierten Energie dar, die Bremsstrahlung oder δElektronen erzeugen. Weiche Treffer, die unterhalb des definierten Energieübertrages
stattfinden, werden als elastische und inelastische Stöße mit der Atomhülle gesehen,
bei denen nahezu keine Änderung an Energie und Richtung des Elektrons auftritt
(Khan 2003, Krieger 2007).Dazu werden die Grenzenergien AP für die minimale Energie
für die Erzeugung von Bremsstrahlung und AE für die minimale Energie zur Erzeugung
von δ-Elektronen definiert. Werden diese Energien unterschritten, wird die Wechselwirkung als weicher Treffer im CH-Schritt gewertet.
Das im Rahmen dieser Arbeit genutzte Simulationspaket EGSnrc V4-r2-2-5 weist gegenüber seinen Vorgängern Verbesserungen in der Implementierung dieser Verfahren,
insbesondere der bereits beschriebenen condensed history, auf. (Kawrakow 2000)
2.3.3 Varianzreduktionsverfahren
Die Genauigkeit der mit Monte-Carlo-Simulationen ermittelten Ergebnisse hängt direkt
mit der Anzahl der durchgeführten Teilchensimulationen zusammen. Für die meisten
Problemstellungen werden Teilchenanzahlen im Bereich von 1∙108 bis 1∙1010 abhängig
von Geometrie und Energie benötigt. Da die Rechenzeit proportional zur Teilchenanzahl
ist und die Varianz der Ergebnisse sich durch
beschreiben lässt, geht
aus diesen Proportionalitäten hervor, dass man die Teilchenanzahl und somit auch die
Rechenzeit vervierfachen muss um die statistische Unsicherheit des Verfahrens σ zu
halbieren. Um die in der Medizinischen Physik erforderlichen Genauigkeiten für die
Dosimetrie sowie für die Bestrahlungsplanung zu erreichen, sind entweder lange Rechenzeiten oder enorme Prozessorleistungen nötig. Daher erscheint es sinnvoll, nach
Methoden zu suchen, die die Effizienz steigern.
Die Effizienz eines Simulationssystems wird nach der Zeit bewertet, in der eine gewünschte Genauigkeit erreicht werden kann. Die Effizienz ε lässt sich durch
Gl. 2-2
ermitteln und bewerten. Hierbei ist
die zur Erreichung der Varianz
benötigte Re-
chenzeit.
Verfahren, die diese Effizienz steigern, werden Varianzreduktionsverfahren genannt. Es
gibt zwei Hauptgruppen von Varianzreduktionsverfahren. Zum einen verwendet man
Verfahren, die in die Abbildung der Transportphysik durch weitere Vereinfachungen
12
2. Grundlagen
eingreifen wie z.B. die Vernachlässigung von Teilchen, die aufgrund ihres Ortes oder
ihrer Energie nicht oder nicht mehr in der Lage sind, einen Einfluss auf das Ergebnis zu
haben. Zum anderen werden Verfahren verwendet, die diese Abbildung der Transportphysik nicht verändern, sondern lediglich die Auswirkungen einer einzelnen Wechselwirkung berücksichtigen. Sie erzeugen z.B. bei eintretenden Ereignissen gleich mehrere wahrscheinlichkeitsverteilte resultierende Teilchen und werten diese dann im
Ergebnis um den Vervielfältigungsfaktor verringert.
2.3.3.1 Range rejection (rr)
Beim range rejection Verfahren werden Elektronen, die aufgrund ihres Ortes und ihrer
Energie keinen Einfluss mehr auf die Energiedosis nehmen können, verworfen. Das
heißt: reicht die aktuelle Energie eines Elektrons nicht mehr aus um die nächstgelegenen Grenzschicht zu erreichen und hat es außerdem weniger, als eine bestimmte voreingestellte Energie, die sein Überleben sichern würde, so wird es umgehend im Material absorbiert und seine Energie lokal deponiert. Bei diesem Vorgang ist es egal, in
welcher Region er stattfindet. Dies erspart die Berechnung von weiteren Wechselwirkungen für dieses Elektron.
Der Spezialfall range rejection mit der Zusatzoption Russian Roulett (RR) wird angewendet, wenn ein Elektron nicht mehr in der Lage ist, die Grenzschicht zu überschreiten, die die als sensitives Volumen gekennzeichneten Regionen umhüllt. Hierbei wird
mit einer vorzugebenden Überlebenswahrscheinlichkeit ermittelt, ob das Teilchen
verworfen und seine Energie lokal deponiert wird, oder aber mit dem Kehrwert der
Überlebenswahrscheinlichkeit verstärkt gewichtet überlebt, um durch Bremsstrahlung
noch an der Energiedosis teilhaben zu können.
Durch die Anwendung dieses Verfahrens lassen sich, besonders bei niedrigen Energien,
enorme Effizienzsteigerungen erzielen. (Kawrakow 2000) (Kawrakow 2005)
2.3.3.2 Photon splitting
Beim „photon splitting“-Verfahren werden alle Photonen, die die cavity beeinflussen,
auf
entsprechend
gewichtete Photonen aufgeteilt. Die Anzahl der mittleren
freien Wegstrecken bis zur nächsten Wechselwirkung λi des -ten Photons wird mit
Gl. 2-3
bestimmt. Hierbei entspricht
einer Zufallszahl und läuft von 1 bis
. Dadurch ent-
steht eine gleichmäßige Verteilung der Anzahl der mittleren freien Wegstrecken und
somit auch der Wechselwirkungsorte. Wechselwirkt eines der aufgeteilten Photonen
mit Materie, so werden alle dabei entstehenden Photonen mit der Wahrscheinlichkeit
2. Grundlagen
13
ohne Energieübertrag verworfen. Die Überlebenden werden als gestreut betrachtet.
Vergleiche zu den genannten Verfahren : (Kawrakow 2006, Kawrakow 2003,
Kawrakow 2000, Rogers 2005)
2.3.4 EGSnrc Monte-Carlo-Transportparameter
Die Usercodes aus EGSnrc können alle verschiedenste Transportparameter verwenden.
Diese sind in einer Transportparameter-Kontrollroutine zusammengefasst. Die einzelnen Transportparameter lassen sich einzeln gezielt ansprechen und ermöglichen dem
Anwender somit eine auf seine Bedürfnisse angepasste Auswahl. So lassen sich z.B.
einzelne Effekte vernachlässigen oder verschiedene Datenbasen für die Simulation
verwenden.
Pair angular sampling
Der Transportparameter „pair angular sampling“ verfügt über drei mögliche Einstellungen.
simple:
Die Einstellung „simple“ spricht nur den führenden Term der Winkelverteilung an und wird laut (Rogers 2005) als ausreichend für die meisten
Applikationen beschrieben.
KM:
Die Einstellung „KM“ spricht das von Koch und Motz in (Koch 1959) beschriebene Verfahren zur Zeitersparnis an.
Off:
Die Einstellung „Off“ deaktiviert das pair angular sampling und verwendet den Winkel m/E (Elektronenrestenergie/Photonenenergie) relativ
zur Photonen Einstrahlrichtung.
In der vorliegenden Arbeit wurde die Einstellung „simple“ genutzt
Rayleigh scattering
On:
Kohärente Rayleigh Streuung wird berücksichtigt
Off:
Rayleigh Streuung wird nicht berücksichtigt
Die Einflüsse der Rayleigh Streuung sind besonders beim Auftreten von niederenergetischen Photonen wichtig.
In der vorliegenden Arbeit wurde die Rayleigh Streuung nicht berücksichtigt.
Atomic relaxations
On:
Bei photo-elektrischen Absorptionen in Materialmixturen wird das Element und die Schale, in der absorbiert wird, aus dem dazugehörigen
Querschnitt bestimmt. Entstehen nach Absorption freie Plätze in der
Hülle, so werden diese unter Emmision von Röntgenstrahlung, Augeroder Koster-Cronig-Elektronen wieder besetzt.
Off:
Relaxationseffekte bleiben unberücksichtigt.
Die Einflüsse der Relaxationseffekte sind besonders beim Auftreten von niederenergetischen Photonen wichtig.
2. Grundlagen
14
In der vorliegenden Arbeit wurden die Relaxationseffekte berücksichtigt
Brems cross sections
BH:
Bei der Einstellung “BH” wird der Bremsstrahlungsquerschnitt nach Bethe und Heitler verwendet (Coulomb korrigiert oberhalb von 50 MeV)
NIST:
Bei der Einstellung „NIST“ wird die NIST Datenbank, die zugleich Datengrundlage der ICRU Bremsvermögen (ICRU 1984)ist, verwendet.
Die Unterschiede sind laut (Rogers 2005) für Energien über 10 MeV zu vernachlässigen.
In der vorliegenden Arbeit wurde der Bremsstrahlenquerschnitt nach Bethe und
Heitler verwendet.
Electron impact ionization
On:
Die Ionisation von Elektronen der K-Schale wird durch Emission von
Röntgenstrahlung, Auger- oder Koster-Cronig-Elektronen wieder ausgeglichen.
Off:
Der Ausgleich erfolgt nicht.
Laut (Rogers 2005) nur für den kV Bereich sinnvoll.
Der Ausgleich erfolgte in dieser Arbeit nicht.
Vergleiche hierzu auch (Rogers 2005) und (Kawrakow 2000)
2. Grundlagen
15
2.4 Anpassung der OP-Bereiche an die IORT
Beim Betrieb von IORT Anlagen ist, wie beim Betrieb jeder anderen Anwendung von
ionisierender Strahlung, auf den Strahlenschutz zu achten. Die Besonderheiten der
Intraoperativen Therapie mit mobilen Beschleunigern direkt im Operationssaal liegen
in der zumeist ursprünglich nicht dafür ausgelegten baulichen Substanz. Hierbei sind
bei Bestandsbauten zum Teil große Umbaumaßnahmen nötig.
Im OP-Trakt müssen die Strahlenschutzbereiche gemäß § 36 StrlSchV (StrlSchV 2001)
ermittelt bzw. festgelegt- und die Wände, Decken und Böden so verstärkt werden,
dass die Grenzwerte für die dahinterliegenden Bereiche nicht überschritten werden.
Im Falle der IORT wird der gesamte OP-Saal während der Strahlenbehandlung zum
Sperrbereich. Dieser ist entsprechend abzuschirmen. Der Bedienraum, der meist
gleichzeitig der Raum zur Narkoseeinleitung ist, wird zum Kontrollbereich. Bei weiteren
umliegenden Räumen ist zu prüfen, ob sie vom Zugangsweg her Kontrollbereich werden können, oder ob sie schlecht zu kontrollieren sind. In diesem Falle müssen sie so
geschirmt werden, dass sie nur als Überwachungsbereich eingeordnet werden können.
Nicht kontrollierbare Umgebungsbereiche müssen unter allen Umständen die Grenzwerte für Überwachungsbereiche unterschreiten.
Desweiteren sind Markierungen und Zugangssperren zu installieren, die die einzelnen
Bereiche klar abgrenzen. Türen zum Sperrbereich müssen mit Interlock Schaltungen
versehen werden, die, falls die Tür während der Behandlung geöffnet wird, den Strahl
sofort unterbrechen.
Raumüberwachungssysteme müssen via Signalampel anzeigen, ob sich das Bestrahlungsgerät gerade in Betrieb befindet oder sogar gerade Strahlbetrieb herrscht – dies
muss unabhängig vom eigentlichen Gerät gemessen werden.
Eine weitere Umbaumaßnahme ist die Einrichtung einer Patientenüberwachungsmöglichkeit aus dem Kontrollbereich heraus mit der dafür nötigen Medizintechnik und mit
Kamerasystemen.
Bei der Umsetzung des Baulichen Strahlenschutzes ist eine enge Zusammenarbeit der
mit der Strahlenschutzplanung beauftragten Ingenieure und Physiker und eines Statikers nötig, da die Umbaumaßnahmen mit den Traglasten der jeweiligen Bauteile abgestimmt werden müssen.
Eine weitere Möglichkeit, die zulässige Dosisabgabe pro Woche einzuhalten, ist die
Begrenzung der maximal zulässigen Behandlungen pro Woche unter Berücksichtigung
der QA-Erfordernisse.
3 ZMP-Artikel
16
3. ZMP Artikel
Monte-Carlo basierte Kommissionierung eines mobilen Elektronenbeschleunigers zur intraoperativen Radiotherapie (IORT)
André Toussaint1,2, Jörg Wulff1, Frank Ubrich3, Klemens Zink1,3
1
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3
Technische Hochschule Mittelhessen, Institut für Medizinische Physik und Strahlenschutz, Gießen
Universitätsklinikum Würzburg, Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie, Würzburg
Universitätskliniken Gießen-Marburg GmbH, Klinik für Strahlentherapie, Marburg
Zusammenfassung: Monte-Carlo basierte Kommissionierung eines mobilen Elektronenbeschleunigers zur intraoperativen Radiotherapie (IORT)
Zunehmend werden kompakte Elektronenbeschleuniger für die intraoperative Radiotherapie
(IORT) eingesetzt. Die große Zahl möglicher Applikatoren, Elektronenenergien und
Bestrahlungsgeometrien erfordert umfangreiche dosimetrische Messungen. Ziel der vorliegenden Studie ist die Monte Carlo basierte Erstellung eines virtuellen Beschleunigermodells, das
den notwendigen Messaufwand zukünftiger Anwender deutlich reduzieren könnte und neue
Möglichkeiten in der Dosisermittlung für umliegende Risikoorgane bietet.
Der Beschleuniger MOBETRON (Fa. IntraOp, USA) ermöglicht die intraoperative Bestrahlung mit Elektronen im Energiebereich 4 – 12 MeV, wobei Edelstahlapplikatoren mit Durchmessern im Bereich 3 - 10 cm eingesetzt werden können. Um verschiedene
Bestrahlungsgeometrien zu ermöglichen, existieren Applikatoren in gerader und in abgeschrägter Bauart (15° und 30°).
Die Erstellung des virtuellen Beschleunigermodells erfolgte mit Hilfe der Anwendungen
BEAMnrc und CAVITYnrc des Monte Carlo Programmpakets EGSnrc. Auf Grundlage der
Herstellerangaben bezüglich Geometrie und Materialeigenschaften wurde der Beschleunigerkopf simuliert. Die nicht bekannten Parameter wurden durch Anpassung an vorliegende Messungen gewonnen. Die bei den Messungen eingesetzte Ionisationskammer (Advanced-MarkusKammer, Fa. PTW-Freiburg) wurde bei allen Simulationen berücksichtigt und entsprechende
Störungsfaktoren wurden ermittelt.
Die Arbeit zeigt, dass die Monte Carlo basierte Berechnung des Strahlungsfeldes des
MOBETRON-Beschleunigers und seiner Applikatoren möglich ist. Bei geeigneter Wahl der
freien Parameter des primären Elektronenstrahls lässt sich eine sehr gute Übereinstimmung zu
Messungen erzielen. Damit lässt sich zukünftig der Messaufwand im Rahmen der klinischen
Dosimetrie bzw. klinischen Kommissionierung deutlich reduzieren, da sich die
Dosisverteilungen und Outputfaktoren für alle 180 Applikator-Energie-Kombinationen aus diesem Modell ableiten lassen. Auch die Simulation anderer Fragestellungen, wie z.B. der Lungenbelastung bei intraoperative Behandlungen des Mammakarzinom, wird so zukünftigen Anwendern ermöglicht.
Schlüsselwörter: Monte-Carlo Simulation, IORT, Advanced Marcus-Kammer, Elektronenbeschleuniger
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Abstract: Monte Carlo based commissioning of an mobile Electron-Linac for intra-operative
radiotherapy
Compact electron linear accelerators continue to capture more and more operating theaters
worldwide. To cover a wide range of intra-operative radiotherapy (IORT) applications, they are
equipped with different electron energies and a large number of electron applicators. Therefore
extensive dosimetric measurements are required.
The aim of the present study is to develop a virtual accelerator model by Monte Carlo simulations to reduce the amount of measurements and concurrently to reduce the uncertainty on
tissue dose in absence of dose-planning software.
We used a MOBETRON mobile accelerator (IntraOp Co., USA) which provides the capability for intra-operative electron radiotherapy in the energy range 4 – 12 MeV. The applicators are
made of surgical steel with diameters between 3 and 10 cm; all applicators are delivered with
plane and oblique (15° and 30°) tube endings.
The Monte Carlo simulations were performed with the EGSnrc code system, using the application BEAMnrc to model the accelerator head and CAVITYnrc to calculate the dose within an
ionization chamber positioned in a water phantom. The ion chamber (Advanced Markus chamber, PTW Germany) was included in all dose calculations. The accelerator head was modeled in
detail based on the information given by the manufacturer. The unknown parameters were determined by fitting to measurements.
The study shows that an accurate simulation of the mobile electron linear accelerator using
Monte Carlo techniques is possible. The virtual accelerator model may be applied to patientrelated phantoms to learn more about dose distributions within the patient during intra-operative
applications.
Keywords: Monte Carlo, IORT, advanced Marcus chamber, electron accelerator
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1. Einleitung:
Die intraoperative Strahlentherapie bietet die Chance, bereits während einer chirurgischen
Tumorexzision Elektronen- oder Röntgenstrahlung in hoher Einzeldosis auf das Tumorbett zu
applizieren. Insbesondere bei der Behandlung des Mammakarzinoms nimmt die Zahl der IORTBehandlungen stetig zu. Klinische Studien zeigen, dass das Rezidivrisiko bei einer vorgezogenen IORT-Boost-Bestrahlung gegenüber einer perkutanen Boost-Bestrahlung abgesenkt werden
kann (Vaidya 2004, Vaidya 2006). Vorteil der intraoperativen Bestrahlung ist, dass der Applikator unter Sicht direkt über dem Tumorbett positioniert werden kann und damit das in der perkutanen Boostbestrahlung vorhandene Risiko, das eigentliche Zielvolumen zu verfehlen, minimiert wird. Ein weiterer Vorteil - insbesondere bei Verwendung von Elektronen - ist die Tatsache, dass sich das gesunde Gewebe oberhalb des Tumors durch den eingesetzten Applikator
nicht im Strahlengang befindet. Auch kann das hinter dem Tumorbett befindliche Gewebe durch
Einbringen von Abschirmungen geschont werden.
Bereits in den 1970er und 80er Jahren des letzten Jahrhunderts sind erfolgreiche Versuche
der IORT mit konventionellen Elektronenbeschleunigern durchgeführt worden (Abe
1971,1981,1984, Goldson 1974). Seit wenigen Jahren stehen kompakte mobile Linearbeschleuniger zur Verfügung, mit denen in herkömmlichen OP-Sälen mit geringen Umbaumaßnahmen
(Soriani 2010) intraoperative Radiotherapiebehandlungen möglich sind. Dies verschafft dieser
vergleichsweise alten Behandlungsmethode durch die neuen technischen Möglichkeiten verstärkte Bedeutung in der klinischen Routine.
Im Universitätsklinikum Gießen-Marburg steht am Standort Marburg ein mobiler Elektronen-Linearbeschleuniger MOBETRON der Firma IntraOp (USA) für die IORT zur Verfügung.
Das Gerät verfügt über 4 Elektronenstufen mit Nennenergien im Bereich von 4 bis 12 MeV,
sowie 45 verschiedene kreisrunde Edelstahl-Applikatoren die in Durchmesser und Form des
patientenseitigen Endes variieren, um verschiedene Bestrahlungsgeometrien zu ermöglichen.
Die große Zahl möglicher Kombinationen aus Applikatoren und Elektronenenergien erfordert
umfangreiche dosimetrische Messungen seitens des Anwenders.
Im Rahmen der vorliegenden Arbeit ist ein Monte Carlo basiertes, virtuelles Modell des genannten Beschleunigers erstellt worden, das es ermöglicht, alle notwendigen dosimetrischen
Abhängigkeiten wie Tiefendosiskurven, Querprofile und totale Streufaktoren (Outputfaktoren)
mit hoher Genauigkeit zu berechnen. Es hat sich gezeigt, dass für die Kommissionierung des
virtuellen Beschleunigers nur wenige experimentelle Datensätze zur Anpassung notwendig sind,
d.h. die Kommissionierung und dosimetrische Evaluation für künftige Anwender bei Einsatz
des Monte Carlo basierten Modell deutlich vereinfacht werden könnte. Das virtuelle Beschleunigermodell hat darüber hinaus den Vorteil, dass auch dosimetrische Daten, die einer direkten
Messung nur schwer zugänglich sind, sehr einfach berechnet werden können.
Da Publikationen der jüngeren Vergangenheit gezeigt haben, dass entgegen den Aussagen
der gültigen Dosimetrieprotokolle (IAEA 2004,DIN 2008, AAPM 1999) bei Flachkammern
tiefenabhängige Störungsfaktoren in klinischen Elektronenfeldern auftreten (Zink 2009;
Zink 2010, Lacroix 2010, Verhaegen 2006), ist die verwendete Advanced Markuskammer (Fa.
PTW-Freiburg) bei allen Monte Carlo Rechnungen in die Simulationsgeometrie integriert worden.
In einer kürzlich veröffentlichen Arbeit von Iaccarino et. al. (Iaccarino 2011), ist für einen
vergleichbaren IORT-Elektronenbeschleuniger (Liac, SORDINA, Italien) ebenfalls ein virtuelles Monte Carlo Modell erstellt worden. Die für die Messungen eingesetzten Dioden wurden als
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störungsfrei angenommen und deshalb nicht in die Simulation mit einbezogen. In der vorliegenden Arbeit wird im Gegensatz dazu die verwendete Flachkammer berücksichtigt.
2. Material und Methoden
2.1. Der Beschleuniger
Das MOBETRON ist ein mobiler Linearbeschleuniger, der speziell für die intraoperative Strahlentherapie mit Elektronen konzipiert wurde. Es stehen vier Elektronenenergien (4, 6, 9 und
12 MeV) mit einer Dosisleistung von 10 Gy/min zur Verfügung. Die mittels eines Ringspiegels
und einem lasergestützten Softdockingverfahrens mit 40 mm Abstand zur Gantry ausgerichteten
Applikatoren werden über ein Tischklemmsystem im Patienten fixiert (siehe Abb. 1 u. 3)
(Palta 1989; Kharrati 1994; Jones 1989. Björk 2000). Eine Laserabstandsmessung überprüft
Position, Neigungswinkel und Abstand des Beschleunigerkopfes in Bezug auf den Ringspiegel.
Hieraus resultiert ein Abstand des Quellenpunktes zur unteren Öffnung des Applikators von
50 cm.
Die Applikatoren sind dreiteilig ausgeführt. Sie bestehen aus dem sterilisierbaren röhrenförmigen Patiententubus aus chirurgischem Stahl mit 2 mm Wandstärke, der Halterung aus einer
Aluminiumlegierung sowie dem ringförmigen Spiegel für das lasergesteuerte Softdocking (siehe. Abb. 1). Die runden Applikatoren stehen in Durchmessern von 3 bis 10 cm (in 0,5 cm
Schrittweite) jeweils mit geradem und patientenseitig um 15° bzw. 30° abgeschrägtem Ende zur
Verfügung.
Abb. 1 links: Stahlapplikator im Aluminium-Applikatorhalter mit aufgesetztem Ringspiegel
am Patiententisch fixiert, in situ bei der Elektronenboost-Bestrahlung nach Tumorexzision eines Mamma-Karzinoms; rechts: Applikatorhalter mit aufgesetztem Ringspiegel während des
Ausrichtens im Softdocking Verfahren.
Der Beschleunigerkopf kann mit der Gantry um 45° zu beiden Richtungen geschwenkt werden und ist zudem noch bis zu 30° neigbar. Zum Ankoppeln des Tubus ist eine vertikale Bewegung des Beschleunigerkopfes um bis zu 30 cm möglich. Der dem Beschleunigerkopf gegenüberliegende, an der Gantry angebrachte Strahlstopper folgt allen Schwenk- und Neigebe-
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wegungen der Gantry und vermindert die Anforderungen an den baulichen Strahlenschutz im
OP. Das 1,26 t schwere Bestrahlungsmodul ist mit seinen Abmaßen (L x B x H =
307 x 266 x 305 cm) ausreichend kompakt, um in einem bestehenden OP-Saal, nach Überarbeitung des Strahlenschutzes und Anbringen von Sicherheitseinrichtungen eingesetzt zu werden.
Eine fahrbare externe Bedienkonsole und der fahrbare Modulatorschrank befinden sich außerhalb des Sperrbereichs im Bedienraum (vgl. Abb2).
Abb. 2: Modulatorschrank, Bedienkonsole und Beschleunigermodul des MOBETRON IORT
Systems. (Quelle: IntraOP 2005)
2.2 Dosimetrische Messungen
Grundlage der Monte Carlo Simulationen waren Messungen am MOBETRON Beschleuniger, die im Wasserphantom durchgeführt wurden (MP3-XS IORT, PTW Freiburg, 33 x 34 x
42 cm³). Für alle Messungen ist eine Advanced-Markus-Kammer (PTW-Freiburg) eingesetzt
worden. Dieser Flachkammertyp wurde aus der klassischen Markus-Kammer weiterentwickelt
und ist für die Messung hochenergetischer Elektronen im Wasser konzipiert. Sie hat einen
Messbereich von 2 bis 45 MeV und ein luftoffenes Messvolumen von 0,02 cm³. Die Kammer
wurde gemäß der Positioniervorschrift nach DIN 6800-2 im Wasserphantom mit Hilfe des
TRUFIX Systems (PTW-Freiburg) platziert. Dieses System berücksichtigt die nötige Messortverschiebung, die auf das nicht wasseräquivalente Eintrittsfenster zurückzuführen ist
(PTW 2005, DIN 2008).Für den Vergleich mit den durchgeführten Monte Carlo Simulationen
wurde die gemessene Ionendosis herangezogen.
Die Datenaufnahme erfolgte mit einem PTW – TANDEM XDR Zweikanal-Elektrometer
und der MEPHYSTO mc² Datenerfassungssoftware ebenfalls von der Firma PTW-Freiburg. Da
aufgrund der Messortverschiebung bei der Messtiefe z= 0 die Schutzkappe 1.06 mm aus der
Wasseroberfläche herausragt, wurde der Applikator für alle Messungen mit 2 mm Abstand zur
Wasseroberfläche positioniert um Kollisionen bei der Aufnahme von Dosisquerprofilen auszuschließen. Die Position des Zentralstrahls wurde mittels der verwendeten Datenerfassungssoftware bestimmt. Im Zentralstrahl wurden für alle Energien jeweils 4 Tiefendosiskurven bis zu
einer Tiefe von ca. 70 mm gemessen und gemittelt. Dosisquerprofile wurden unter der Oberfläche (z = 1 mm) sowie in den Tiefen des 80 und 90 Prozent Wertes der relativen
Tiefendosiskurve bestimmt (D80%, D90%). Da alle Applikatoren rotationssymmetrisch sind, wurden die Dosisquerprofile am Zentralstrahl gespiegelt und die so gewonnenen jeweiligen
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Dosishalbprofile gemittelt, um geringe Abweichungen des Tubus vom Zentralstrahl auszugleichen.
Für die Aufnahme der Querprofile wurde ebenfalls die Advanced-Markus-Kammer eingesetzt,
was zu einer merklichen Veränderung der Profile durch den Volumeneffekt führt (Vergl.
Abb. 5). Da alle hier durchgeführten Messungen nur der Qualitätssicherung bzw. der
Konstanzprüfung dienen und nicht der Kommissionierung einer Bestrahlungsplanungssoftware,
spielt die Veränderung des Querprofils durch den Volumeneffekt keine Rolle. Durch die Berücksichtigung der Kammer in den Monte Carlo Simulationen wird der Volumeneffekt hierbei
ebenfalls berücksichtigt.
2.3 Simulationen
Sämtliche Monte-Carlo Simulationen wurden mit dem Programmpaket EGSnrc durchgeführt. Der Beschleunigerkopf ab Austrittsfenster des Beschleunigerrohres inklusive aller Kollimatoren, Streufolien; Monitorkammer, Dockingeinrichtung, Applikatorhalterung und Applikator wurden mit Hilfe der Anwendung BEAMnrc erstellt. Genaue Bemaßungen der nötigen Bauteile und Abstände sowie Materialangaben lagen seitens des Herstellers vor (vgl. Abb. 3). Das
Wasserphantom mit der darin befindlichen verfahrbaren Ionisationskammer wurde mit Hilfe der
Anwendung CAVITYnrc simuliert und die Dosis im aktiven Kammervolumen (Ddet) sowie in
einem Wasservoxel (Dw) bestimmt. Das Volumen des zylindrischen Wasservoxels betrug
0,004 cm³ (r=2,5 mm, h=0,2 mm). Die BEAMnrc Strahlungsquelle wurde dabei als ‚shared
object’ in die CAVITY-Applikation eingebunden.
Das Modell der Advanced Markus Kammer wurde nach Herstellerangaben erstellt. Die parallelen Platten der graphitbeschichteten Sammelelektroden haben einen Abstand von 1 mm, der
Durchmesser des aktiven Volumens beträgt 5 mm. Desweiteren verfügt die Kammer über einen
2 mm breiten Guardring der den Einfluss der Fluenzstörung aufgrund des Hereinstreuens niederenergetischer Elektronen durch die seitliche Kammerwand minimieren soll. Über der
0,03 mm dicken Polyethlenmembran wird für Messungen im Wasser eine 0,87 mm dicke Acrylkappe aufgebracht. Der Korpus der Sonde besteht aus einem soliden PMMA Block. Die Positionierung der Kammer zur Berücksichtigung des nicht wasseräquivalenten Eintrittsfensters
(DIN6800-2) und somit der Korrektur des effektiven Messortes wurde entsprechend der Herstellerangaben durchgeführt (PTW 2005).
Für alle Simulationen mit geraden Applikatoren wurde unterhalb des Applikators an der
BEAMnrc Anwendung eine Ebene definiert in der der Phasenraum der sie passierenden Elektronen in CAVITYnrc als Strahlenquelle genutzt wurde (Ladung, Energie, Ort und Richtung).
Für die Simulation der abgeschrägten Applikatoren wurde die Aufzeichnungsebene 40 mm in
Richtung Strahlenquelle verschoben und dafür der verbleibende Applikatorteil mit dem schrägen Ende in CAVITYnrc implementiert.
Die Advanced Markus Kammer wurde bei allen Berechnungen berücksichtigt und im Wasserphantom entsprechend verschoben. Zur Gewinnung des Kammer-Störungsfaktors p wurde
zusätzlich die Wasserenergiedosis Dw im homogenen Wasserphantom berechnet (siehe Gl (1)).
Für den Teilchentransport innerhalb der Monte Carlo Simulation wurden die im EGSnrc
Programmpaket gegebenen Voreinstellungen übernommen, die untere Grenzenergie für den
Elektronentransport betrug in allen Simulationen 10 keV (kinetische Energie), diejenige für
Photonen 1 keV. Abhängig von der Tiefe im Wasserphantom sind die Simulationen mit 5x1071x108 Teilchen ab der Phasenraum-Datei durchgeführt worden. Die typischen CPU Zeiten für
die Simulation von Tiefendosiskurven lagen bei etwa 300 Stunden. Zur Effizienzsteigerung
wurden die Berechnungen auf einem Beowolf Cluster mit 80 Kernen durchgeführt
(Bauke 2006).
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Abb. 3. Schematische Darstellung des Beschleunigerkopfes:
1) Erste Streufolie 2) Zweite Streufolie 3) Primärkollimator 4) Monitorkammer 5) Sekundärkollimator
6) Applikatorhalterung mit Tertiärkollimator 7) Applikator a) Phasenraumebene bei Applikatoren mit
abgeschrägtem Ende b) Phasenraumebene bei Applikatoren mit geradem Ende
2.3.1 Kommissionierung des virtuellen Beschleunigers
Vom Hersteller waren detaillierte Bemaßungen sowie Materialinformationen aller Teile des
strahlführenden Beschleunigerkopfes ab der ersten Streufolie verfügbar (vgl. Abb. 3). Informationen über den primären Elektronenstrahl sind grundsätzlich nicht verfügbar und müssen durch
Anpassen der Simulationsergebnisse an die Messdaten bestimmt werden (Ma 1999, Janssen 2008, Weinberg 2009). Die freien Parameter hierbei sind: Energie, bzw. spektrale Verteilung der primären Elektronenfluenz, Form und Größe des Elektronenstrahls auf der ersten
Streufolie sowie die Divergenz des Elektronenstrahls bei Auftreffen auf der ersten Streufolie.
Vereinfachend wurde angenommen, dass die Elektronenfluenz eine gaußförmige Verteilung
besitzt, mögliche niederenergetische Anteile im Spektrum wurden vernachlässigt (Björk 2002;
Iaccarino 2011). Der Mittelwert der Energieverteilung wurde in 0,05 MeV Schritten variiert, die
Halbwertsbreiten in 5% Schritten im Bereich 5 – 30%. Einflüsse durch veränderte Positionen
der Streufolie sowie deren Dicke wurden aufgrund der exakten Herstellerangaben und der Ergebnisse von (Janssen 2008) nicht untersucht.
Die Anpassung der freien Parameter erfolgte durch Vergleich der relativen simulierten Dosis
im Detektor Ddet und der relativen gemessenen Ionendosis. Der Mittelwert der primären Elektronenenergie sowie die Halbwertsbreite der Fluenzverteilung ist anhand der Tiefendosiskurven
bestimmt worden, Kriterium für die Güte der Anpassung war dabei die Größe der mittleren
quadratischen Abweichung (RMS), aufsummiert über alle Messpunkte. Der Durchmesser des
Elektronenstrahls auf der ersten Streufolie und seine Divergenz sind mit Hilfe der gemessenen
Dosisquerprofile iterativ bestimmt worden, wobei hier insbesondere die Querprofile in geringen
Tiefen sensitiv auf die Variation der Strahlparameter reagierten (Weinberg 2009)
Die Anpassung aller Parameter erfolgte auf Grundlage der Messungen mit den nicht abgeschrägten Applikatoren mit 3 cm und 10 cm Durchmesser. Die Ergebnisse der Anpassung wurden im Anschluss an den anderen verfügbaren Applikatoren validiert.
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2.3.2 Output-Faktor:
Der totale Streufaktor oder Output-Faktor als Maß der Energiedosis pro Feldgröße dient als
wichtiges Maß zur Charakterisierung eines Beschleunigers. Es eignet sich somit ebenso zur
Verifikation des kommissionierten Beschleunigermodells. Die Output-Faktoren nach Gleichung
1sind für alle Applikatoren berechnet und mit den gemessenen Outputfaktoren verglichen worden.
OFFG 
 
 
FG
DwFG d max
10
Dw10 d max
(1)
darin bedeutet:
OFFG
= Output-Faktor bei der Feldgröße FG
FG
= Wasserenergiedosis für den Applikator mit einer Feldgröße von FG cm Durchmesser
Dw
Dw10
= Wasserenergiedosis für den Applikator mit der Feldgröße 10 cm
d
FG
max
= Tiefe des Dosismaximums für den Applikator der Feldgröße FG
d
10
max
= Tiefe des Dosismaximums für den Applikator mit der Feldgröße 10 cm
2.3.3 Störungsfaktoren:
Gemäß den gültigen Dosismetrieprotokollen (IAEA 2004,DIN 2008, AAPM 1999) sind bei
Messungen mit luftgefüllten Ionisationskammern in klinischen Elektronenfeldern Korrektionen
notwendig, wobei der Wandstörungsfaktor pwall ebenso wie der Störungsfaktor für die
Fluenzstörung pcav für die hier benutzte Advanced Markuskammer mit eins angegeben wird.
Jüngere Arbeite haben gezeigt, dass diese Annahme nicht zutrifft und eine energie- und tiefenabhängige Korrektion notwendig wird (Verhaegen 2006,Zink 2009; Zink 2010, Lacroix 2010),
die bis zu zehn Prozent und mehr betragen kann.
Vor diesem Hintergrund wurden mit dem erstellten Beschleunigermodell weitere Simulationen zur Bestimmung des Gesamtstörungsfaktors p als Funktion der Elektronenenergie und der
Messtiefe z gemäß Gleichung (2) durchgeführt. Das zur Bestimmung des Störungsfaktors p
notwendige tiefenabhängige Verhältnis der Massenstoßbremsvermögen der Materialien Wasser
und Luft sw,a wurde der Arbeit von Ding et. al. entnommen (Ding 1995).
p  pcav  pwall 
Dw
Ddet  sw,a
(2)
darin bedeutet:
p
= Gesamtstörungsfaktor
pcav = Störungsfaktor durch die Verdrängung des Wassers durch Luft
pwall = Störungsfaktor durch die Kammerwand
Dw = Wasserenergiedosis
Ddet = Energiedosis im aktiven Kammervolumen
sw,a = Tiefenabhängiges Verhältnis des beschränkten Massenstoßbremsvermöges von Wasser zu Luft
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3. Ergebnisse und Diskussion:
Die beste Übereinstimmung zwischen simulierten Tiefendosiskurven und Halbprofilen mit
den entsprechenden Messwerten zeigten sich mit den in Tabelle 1 angegebenen Werten. Für die
Divergenz des Elektronenstrahls hat sich ein Wert von 1° bei allen Energien als optimal herausgestellt, dies entspricht einem Strahldurchmesser von 0.44 mm auf der ersten Streufolie. Für die
Halbwertsbreite der als gaußförmig angenommenen primären Elektronenfluenz liefert ein Wert
von 15% der jeweiligen mittleren Elektronenenergie eine optimale Anpassung an die gemessenen Tiefendosis- und Querprofile
.
Nominelle Energie
in MeV
4
6
9
12
Mittlere Elektronenenergie
in MeV
Halbwertsbreite in
%
4,05
15
6,95
15
9,55
15
RMS in
%
1,0
0,7
1,0
0,7
12,35
15
Tabelle 1: Parameter der zur Simulation verwendeten gaußverteilten Elektronenfluenzen. Die letzte
Spalte gibt die Wurzel der mittleren quadratischen Abweichung zwischen Simulation und Messwerten
wieder.
Abbildung 4 und 5 zeigen die gemessenen Tiefendosiskurven und Querprofile gemeinsam
mit den Monte Carlo basierten Werten. Die statistische Unsicherheit bei allen Monte Carlo Simulationen beträgt tiefenabhängig ±0,4% bis ±1,5%, was gemäß Acceptance Test des Herstellers und (Beddar 2005) unter der der Reproduzierbarkeit gemessener Dosiswerte des
MOBETRON liegt. Die Sensitivität des Verlaufs der Tiefendosiskurven gegenüber der gewählten primären Elektronenenergie und Halbwertebreite der gaußförmigen Fluenz kann ebenfalls
der Abbildung 4 entnommen werden. Für die nominelle Energie 9 MeV sind Tiefendosiskurven
mit zwei Parametersätzen wiedergegeben. Zum einen diejenige basierend auf den optimalen
Parametern der Tabelle 1, zum anderen eine Tiefendosiskurve bei der die mittlere Energie um
rund 6% verringert worden ist (9.0 statt 9.55 MeV) und die Harbwertsbreite der Fluenz um 5%.
Diese Änderungen führen bereits zu einer deutlich erkennbarenVerschiebung der Reichweite
R50 um 3 mm.
Abbildung 5 zeigt ebenfalls den Unterschied im Querprofil von Messkammersimulation zur
Simulation im Wasservoxel.
Abbildung 4: Relative Tiefendosiskurven des MOBETRON Beschleunigers. Applikator: 10 cm rund,
nicht abgeschrägt. Die Messungen sind als Linien dargestellt, die Simulationen als Symbole. Die statistischen Unsicherheiten der Monte Carlo Simulationen sind bei der 12MeV Tiefendosiskurve exemplarisch
als Fehlerbalken dargestellt (±2%). Die offenen Symbole zeigen die mit den Parametern von Tabelle 1
simulierten Kurven. Die Kreuze zeigen eine Simulation mit einer mittleren Energie von 9,0 MeV und 10%
Halbwertsbreite. Bei allen Simulationen ist die Advanced Markuskammer Teil der Simulationsgeometrie.
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Abbildung 5: Dosishalbprofile in drei unterschiedlichen Tiefen nomineller Energie 12 MeV. Applikator: 10 cm rund, nicht abgeschrägt. Die Messungen sind als Linien dargestellt, die IonisationskammerSimulationen mit Symbolen. Die Symbolgröße schließt die statistische Unsicherheit der Monte-Carlo
Simulation ein. Ein Entsprechendes Halbprofil im Wasservoxel aufgenommen wird mit gestrichelter Linie
dargestellt.
Abbildung 6 zeigt Dosishalbprofile bei 12 MeV in 40 mm Messtiefe von einem nicht abgeschrägtem Applikator mit 10 cm Durchmesser. Der Mittelwert von drei Messungen wird mit
Simulationen, die sich nur hinsichtlich ihres Strahlöffnungswinkels ab dem Austrittsfenster
unterscheiden, verglichen. Hierbei zeigt sich der Einfluss des Winkels und somit der Brennfleckgröße an der ersten Streufolie auf den Verlauf der Querprofile. In dieser Tiefe spielen die
niederenergetischen Einstreuungen durch Wechselwirkungen mit dem Applikator keine Rolle
mehr. Im oberen Teil der Abbildung werden die Abweichungen zwischen Messung und variierten Simulationen gezeigt.
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Abbildung 6: Dosishalbprofile bei 12 MeV in 40 mm Messtiefe, Applikator: 10 cm rund, nicht abgeschrägt. Der Mittelwert von drei Messungen wird als durchgehende Linie dargestellt, die Ionisationskammer-Simulationen mit Symbolen. Die Symbolgröße schließt die statistische Unsicherheit der MonteCarlo Simulation (±0,4-1,5%) mit ein. Die unterschiedlichen Reihen zeigen Simulationen mit verschiedenen Strahlöffnungswinkeln ab dem Austrittsfenster. Strahlfokus auf dem Austrittsfenster wurde als Punktquelle angenommen. Die Verhältnisse Messung/Simulation der einzelnen Kurven sind darüber mit den
gleichen Symbolen dargestellt
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Abbildung 7: Outputfaktoren des Beschleunigers MOBETRON für die verfügbaren Elektronenenergien. Applikator: rund, nicht abgeschrägt. Messwerte sind als Linien mit Fehlerbalken (±2%) gekennzeichnet, Monte Carlo Simulationen als Symbole. Die Symbolgröße schließt die statistische Unsicherheit
der Monte-Carlo Simulation ein.
Abbildung 7 zeigt die gemessenen und simulierten Outputfaktoren gemäß Gleichung 1 für
die vier verfügbaren Elektronenenergien. Wie der Abbildung entnommen werden kann, stimmen die Monte Carlo basierten Outputfaktoren sehr gut mit den gemessenen Werten überein,
die über alle Messwerte aufsummierte mittlere quadratische Abweichung (RMS) liegt unter
einem Prozent, d.h. unterhalb der experimentellen Messunsicherheit von 2%. Die sehr gute
Übereinstimmung zeigt, dass das virtuelle Beschleunigermodell adäquat ist, obwohl die Anpassung der unbekannten Parameter (Elektronenfluenz, Strahldurchmesser und –form) lediglich auf
der Grundlage des 3 cm und des 10 cm Tubus erfolgt ist.
Die in Abbildung 7 sowohl bei den experimentellen als auch bei den Monte Carlo basierten
Daten deutlich erkennbare Unstetigkeit der Outputfaktoren bei dem Applikatordurchmesser von
6 cm ist auf die technische Ausführung der Applikatoren zurückzuführen. Die
Tubusdurchmesser dTubus stehen stets in einem bestimmten Verhältnis zum Innendurchmesser
dKoll der Applikatorhalterung bzw. des Tertiärkollimators (siehe Abb. (3)). Bei den Applikatoren
mit Durchmessern zwischen 3-6 cm beträgt diese Verhältnis 1,5 und ab einer Tubusgröße von
6,5 cm beträgt dieses Verhältnis 1,65.
Die Kommissionierung von Linearbeschleunigern im Photonenbetrieb erfolgt typischerweise
auf der Grundlage simulierter Werte der Wasserenergiedosis Dw., d.h. der zur Messung eingesetzte Detektor ist in der Regel nicht Teil der Simulationsgeometrie (Chibani 2011). Dies ist im
Falle hochenergetischer Photonen adäquat, da die Korrektionsfaktoren zur Berechnung von Dw
aus der Anzeige des Detektors nicht signifikant von der Messtiefe abhängen (Wulff 2010).
Hiervon kann bei dem Einsatz von Ionisationskammern in klinischen Elektronenfeldern nicht
ausgegangen werden (Verhaegen 2006, Zink 2009, Zink 2010, Lacroix 2010).
Vor diesem Hintergrund ist für alle Elektronenenergien neben der Dosis im aktiven Volumen
Ddet auch die Wasserenergiedosis Dw am jeweiligen Messort mit Hilfe der Monte Carlo Simulation berechnet worden. Diese ist in Abbildung 9 exemplarisch für 4 MeV Elektronenenergie und
einem 10 cm Applikator dargestellt. Nach Gleichung (2) lässt sich aus diesen Werten und dem
Wert der tiefenabhängigen Verhältnisse der Massenstoßbremsvermögen sw,a (Ding 1995) der
Gesamtstörungsfaktor p der Ionisationskammer berechnen. Dieser entspricht anschaulich der
Abweichung zwischen Ddet ∙ sw,a und Dw und ist in Abbildung 10 gegenüber der Messtiefe relativ
zur R50 Reichweite gemäß DIN6800-2 für die einzelnen Energien dargestellt. Gut zu sehen ist
der starke Anstieg der Abweichung gegenüber dem DIN-Wert 1 in größeren Tiefen, wie er auch
von (Verhaegen 2006, Zink 2009, Zink 2010, Lacroix 2010). bereits für andere ähnliche Flachkammern gezeigt wurde. Dies bekräftigt deren Forderungen nach Energieabhängigen Positionierungsvorschriften oder Monte Carlo basierten energie- und tiefenabhängigen Gesamtstö-
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3 ZMP-Artikel
rungsfaktoren für die
Dosimetrieprotokollen.
Elektronendosimetrie
mit
Flachkammern
in
den
einzelnen
Abbildung 9: Vergleich der simulierten Wasserenergiedosis D w mit der simulierten Ionendosis Ddet.
Die offenen Kreise stellen die Multiplikation von Ddet mit dem tiefenabhängigen begrenzten Massenstoßbremsvermögen von Luft zu Wasser sw,a aus DIN 6800-2:2008-3 (DIN 2008) dar. Elektronenenergie:
4 MeV, Applikator: 10 cm rund, nicht abgeschrägt.
Abbildung 10: Tiefenabhängiger Gesamtstörungsfaktor p, nach Gleichung 2, der eingesetzten
Advanced Markus-Kammer. Die Messtiefe ist relativ zur jeweiligen R50 Reichweite gemäß DIN 68002:2008-3 (DIN 2008) aufgetragen.
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Diskussion
In der vorliegenden Arbeit ist ein Monte Carlo basiertes Modell des intraoperativen Linearbeschleunigers MOBETROB der Fa. IntraOP (USA) erstellt worden. Die Simulationen erfolgten mit dem EGSnrc Monte Carlo Programmpaket, wobei die verwendete Messkammer im
Wasserphantom mit Hilfe der Anwendung CAVITYnrc simuliert wurde. Hierein wurde ein mit
der Anwendung BEAMnrc erstelltes Modell des Elektronen-Beschleunigers implementiert.
Die unbekannten Eingangsparameter wurden anhand von Messungen soweit angepasst, dass
sich Werte für die Wurzel des mitteleren quadratischen Fehlers von ≤ 1% zwischen gemessenen
Tiefendosiskurven, Halbprofilen und Outputfaktoren und ihren Simulationen für alle Energie
und Applikator-Kombinationen erzielen lassen. Weiter wurde gezeigt, dass man bei exakter
Abbildung aller Komponenten mit der Anpassung an den Extrempunkten für den Fit aller anderen Applikatoren auskommt. Durch die Modellierung der verwendeten Advanced Markus
Flachkammer in der Simulation wurden deren Einflüsse und Störungsfaktoren mit berücksichtigt und im Verlauf gezeigt dass Monte Carlo Simulationen der Elektronendosimetrie mit
Flachkammern nur dann sinnvoll sind, wenn die verwendete Flachkammer mit simuliert wird.
Die in dieser Arbeit bestimmten Gesamtstörungsfaktoren unterstreichen die Forderung nach
Energieabhängigen Positionierungsvorschriften oder Monte Carlo basierten energie- und tiefenabhängigen Korrekturfaktoren für die Elektronendosimetrie mit Flachkammern in den einzelnen
Dosimetrieprotokollen.
In der Arbeit von Björk et al. (Björk 2002) an konventionellen Elektronenbeschleunigern
werden die Auswirkungen von Veränderungen im Primärelektronenstrahl diskutiert. Darin wird
angegeben, dass für einen konventionellen Linearbeschleuniger Halbwertsbreiten über 10% der
mittleren zu erwartenden Energie nicht zu erwarten sind. In dieser Arbeit lässt sich nun zeigen,
dass die Halbwertsbreiten der Gauß-verteilten Eingangsspektren deutlich höhere Werte annehmen können. Dies ist auf die veränderte Bauart gegenüber konventionellen Beschleunigern zurückzuführen. Der MOBETRON verfügt über keinerlei Einrichtung zur Energieselektion, da in
ihm kein Bending-Magnet zum Einsatz kommt. Iaccarino et al. (Iaccarino 2011) zeigen für ihren ähnlich aufgebauten mobilen Linearbeschleuniger ein simulated annealing Verfahren zur
optimalen Modellierung des zu simulierenden Eingangsspektrums mit dem sie zu einer
Halbwertsbreite von unter 3% im keilförmigen Fluenzpeak kommen. Beide Arbeiten berücksichtigen einen ausgeprägten niederenergetischen Untergrund. Björk et al. zeigen aber, dass
dieser nur Auswirkungen im Bereich des Aufbaueffekts unter der Wasseroberfläche hat. Beim
MOBETRON Beschleuniger treten oberhalb der Wasseroberfläche Wechselwirkungen mit der
stählernen Applikatorwand auf, die niederenergetische Anteile erzeugt und in die Randbereiche
des Feldes streut. Dieser Effekt führt zu einer Überlagerung mit den Effekten des primären niederenergetischen Anteils. Der von Iaccarino untersuchte Beschleuniger verwendet
Kunststoffapplikatoren und weist im Gegensatz zum MOBETRON Gerät unter der Wasseroberfläche keine starken Dosisüberhöhungen am Feldrand auf. Für die Charakterisierung des
MOBETRON Beschleunigers spielt der niederenergetische Anteil im Eingangsspektrum keine
Rolle und musste nicht weiter berücksichtigt werden.
Durch die exakte Abbildung der verwendeten Flachkammer ließen sich die Störungsfaktoren
der Kammer und ihre über ein Volumen integrierenden Eigenschaften besser in die Ergebnisse
einbeziehen. Bei anderen aktuellen Arbeiten mit Dosisbestimmung in einem Wasservoxel und
dem Vergleich zu einer Messung mit Diodensonde (Iaccarino 2011) ist trotz Verwendung mehrerer Anpassungsstellen und eines komplexeren ermittelten Eingangsspektrums eine schlechtere
Übereinstimmung erzielt worden und zeigt, dass ein entsprechendes Ionisationskammer-Modell
innerhalb der MC Rechnungen grundsätzlich berücksichtigt werden sollte.
Mit diesem virtuellen Modell des Beschleunigers lässt sich zukünftig der Messaufwand im
Rahmen der klinischen Dosimetrie bzw. klinischen Kommissionierung bei den 180 verschiedenen Applikator/ Energie-Kombinationen deutlich reduzieren. Auch die Simulation anderer Fragestellungen der Dosimetrie wie z.B. der Lungendosis bei intraoperativen Brustkrebsbehandlungen, der Entwicklung von Abschirmplatten zur intraoperativen Anwendung hinter dem Zielgebiet oder anderem Zubehör im Strahlengang, wird so zukünftigen Anwendern ermöglicht.
3 ZMP-Artikel
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5. Erklärung des Kandidaten / Danksagung
5. Erklärungen des Kandidaten / Danksagung
Erklärungen der Kandidatin / des Kandidaten
(1) Prüfungsrechtliche Erklärung zur Anfertigung der Arbeit:
Hiermit erkläre ich, André Toussaint, dass ich die vorliegende Diplomarbeit*)/
Bachelorarbeit*) / Masterarbeit*) bzw. den von mir gekennzeichneten Anteil der Arbeit*) mit dem Titel:
Monte-Carlo basierte Kommissionierung eines mobilen Elektronenbeschleunigers zur intraoperativen
Radiotherapie (IORT)
selbstständig verfasst und keine anderen als die zulässigen und angegebenen Quellen und Hilfsmittel
verwendet und dieses auch vollständig angegeben habe.
__________________________________________________________
Ort, Datum, Unterschrift Kandidat/in
(2) Erklärung zur Einsichtnahme in die Arbeit
Ich erkläre mich damit einverstanden*) / nicht einverstanden*), dass die Arbeit zu wissenschaftlichen
Zwecken eingesehen bzw. ausgeliehen werden darf. Ich erkläre damit mein Einverständnis, das die Arbeit weiteren, als nur den im Prüfungsverfahren involvierten Personen zugänglich gemacht werden
kann. Diese Erklärung kann von mir jederzeit widerrufen werden.
__________________________________________________________
Ort, Datum, Unterschrift Kandidat/in
(3) Erklärung zum Urheberrecht
Ich erkläre mich damit einverstanden*) / nicht einverstanden*), dass einzelne Inhalte oder Ergebnisse
dieser Arbeit zu (1) wissenschaftlichen*) und ggf. (2) wirtschaftlichen*) Zwecken von der Technischen
Hochschule Mittelhessen verwendet werden können. Die Rechte Dritter bleiben davon unberührt.
__________________________________________________________
Ort, Datum, Unterschrift Kandidat/in
Danksagung:
Mein Dank gilt in erster Linie Herrn Prof. Dr. rer. nat. Klemens Zink und Herrn Dr. rer.
physiol. Jörg Wulff für die hervorragende und ausdauernde Betreuung meiner Arbeit.
Beide hatten immer ein offenes Ohr sowie hilfreiche Anregungen parat.
Dem Team der Medizinischen Physik des Uniklinikums Gießen-Marburg, Klinik für
Strahlentherapie und Radioonkologie (Standort Marburg) danke ich für die Unterstützung bei den Messungen am MOBETRON IORT-Beschleuniger.
Meiner Familie, meinen Freunden und allen Anderen, die mich in meiner Studienzeit
unterstützt haben, danke ich von ganzem Herzen.
__________________________________________________________
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