Verifikation von intrakraniellen stereotaktischen Bestrahlungsplänen. mit speziellen dosimetrischen. Verfahren

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1 Verifikation von intrakraniellen stereotaktischen Bestrahlungsplänen mit speziellen dosimetrischen Verfahren Bachelorarbeit zur Erlangung des akademischen Grades Bachelor of Science (B. Sc.) im Studiengang Medizinische Physik an der Mathematisch-Naturwissenschaftlichen Fakultät der Heinrich-Heine-Universität Düsseldorf vorgelegt von Jasmina Krüger geb. am Erstprüfer: Dr. Ioannis Simiantonakis Klinik für Strahlentherapie Universitätsklinikum Düsseldorf Zweitprüfer: Prof. Dr. Thomas Heinzel Institut für Festkörperphysik Heinrich-Heine-Universität Düsseldorf

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3 Ehrenwörtliche Erklärung Hiermit erkläre ich, dass ich die von mir am heutigen Tage dem Prüfungsausschuss der Mathematisch- Naturwissenschaftlichen Fakultät eingereichte Bachelorarbeit zum Thema Verifikation von intrakraniellen stereotaktischen Bestrahlungsplänen mit speziellen dosimetrischen Verfahren vollkommen selbstständig verfasst und keine anderen, als die angegebenen Quellen und Hilfsmittel benutzt, sowie Zitate kenntlich gemacht habe. Düsseldorf, den Unterschrift i

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5 Inhaltsverzeichnis Motivation I 1 Physikalische Grundlagen Klassifizierung von Strahlung und Strahlenarten Ionisierende und nicht ionisierende Strahlung Direkte und indirekte Wirkung ionisierender Strahlung Radioaktiver Zerfall und Wechselwirkung mit Materie Wechselwirkungsmechanismen von Teilchen mit Materie Ungeladene Teilchen: Geladene Teilchen Material und Methoden Grundlagen der Stereotaxie und Planung Phantome Der Linearbeschleuniger Bildgebung Dosimetrische Grundlagen Geldosimetrie Filmdosimetrie Winston-Lutz-Test Messungen und Ergebnisse Filmdosimetrie Erste Messung mit Filmen Ergebnisse Zweite Messung mit Filmen Ergebnisse Dritte Messung mit Filmen Ergebnisse BANG-3 Gel Auswertung Ergebnisse Diskussion Allgemeines Filmdosimetrie: Ausblick Fazit ii

6 4.3 BANG-Geldosimetrie Ausblick Fazit Glossar / Fachausdrücke und Abkürzungsverzeichnis 36 6 Literaturverzeichnis 37 Literatur Internetadressen Danksagung 41 8 Anhang 42 iii

7 Motivation Die Strahlentherapie vereint meine Begeisterung für Medizin und Physik. In der Krebstherapie tragen die Physiker eine große Verantwortung. Sie sind für die technischen Geräte wie zum Beispiel den Computertomographen oder den Linearbeschleuniger verantwortlich, führen die physikalisch-technische Bestrahlungsplanung durch und überwachen die Bestrahlungen. Deswegen ist die Qualitätssicherung, wie sie auch in dieser Arbeit durchgeführt wird, von großer Bedeutung. Nach den Herz-Kreislauferkrankungen ist Krebs heutzutage die zweithäufigste Todesursache. Laut des statistischen Bundesamtes Deutschland verstarben im Jahr 2010 insgesamt Menschen, davon insgesamt an Herz-Kreislauferkrankungen und rund ein Viertel an Krebserkrankungen. Die häufigsten Krebserkrankungen bei Männern und Frauen sind im Anhang unter Abbildung A.1 aufgeführt. Aufgrund der höheren Lebenserwartung erkranken im Vergleich zu früher immer mehr Menschen an Krebs. Die Medizin hat in der Krebstherapie in den letzten Jahren gute Fortschritte gemacht. So können heute viel mehr Krebsleiden geheilt werden und mehr als die Hälfte der Betroffenen kann länger als fünf Jahre nach Diagnosestellung überleben. Trotzdem ist die Überlebensrate je nach Krebserkrankung sehr unterschiedlich. Kinder, die an Leukämie erkrankt sind können nahezu ganz geheilt werden, während Lungen- oder Ösophaguskarzinome weiterhin meist tödlich verlaufen [1], [2], [3]. Die stereotaktische Bestrahlung stellt eine minimal invasive Behandlungsmethode dar, bei der man gezielt bestimmte Regionen möglichst punktgenau durch eine Operation oder mit Hilfe von ionisierender Strahlung behandeln kann. Sie ist an möglichst präzise Genauigkeit gebunden, die man z.b. mit Hilfe von stereotaktischen Fixierungen am Schädel erreicht. Damit eine Stereotaxie durchgeführt werden kann, müssen verschiedene Stationen durchlaufen werden, deren Ungenauigkeit insgesamt in der Summe bei max. 1 mm liegen sollte. Zunächst muss eine Computertomographie des Patienten durchgeführt werden, mit deren Hilfe sich alle wichtigen Strukturen in dem zu behandelnden Bereich lokalisieren lassen. Im Anschluss wird von Ärzten und Physikern eine Planung am Computer durchgeführt und letztendlich wird der Patient bestrahlt. In dieser Arbeit soll die Radiochirurgie mit Hilfe eines Linearbeschleunigers auf ihre Genauigkeit überprüft werden. In der klinischen Routine werden u.a. Hirnmetastasen und maligne und benigne Hirntumore über dieses Verfahren therapiert. Die Stereotaxie ist keine neuartige Methode der Krebstherapie. Jedoch kann sie durch die Modernisierung in computergestützter Bildgebung, der Planung und genauen Patientenlagerung zu einer Verkleinerung der bestrahlten Bereiche weiterentwickelt werden. Dadurch kann eine sehr gute Normalgewebeschonung erreicht werden, wodurch sich Spätfolgen einer Tumortherapie minimieren lassen. Es stellt sich die Frage, wie konstant der Linearbeschleuniger arbeitet und ob es evtl. reproduzierbare und einfach behebbare Verschiebungen gibt, die zur Verbesserung der Therapie in der Strahlentherapie des Universitätsklinikums Düsseldorf führen. I

8 Aufgabenstellung: Ziel dieser Arbeit ist es verschiedene dosimetrische Verfahren zur Planverifizierung bei stereotaktischen Bestrahlungen zu untersuchen. Dazu wird ein Kopf-Phantom verwendet, in welches sich Dosimeter einsetzen lassen. Mit Hilfe des Winston-Lutz-Tests, eines Geldosimeters und selbstentwickelnden radiochromen Filmen sollen die Dosisverläufe sowie die Punktgenauigkeit der Bestrahlung untersucht werden. Es soll das sich bereits für andere Bestrahlungstechniken bewährte Verfahren der Filmdosimetrie mittels der neu eingeführten Methode der Geldosimetrie verglichen werden. Desweitern soll der klinische Einsatz der Geldosimetrie für die stereotaktische Radiotherapie evaluiert werden. Gliederung: Diese Arbeit ist wie folgt gegliedert: Zunächst werden grundlegende physikalische Eigenschaften von Strahlung dargelegt. Besonderer Augenmerk liegt dabei auf der ionisierenden Strahlung und deren Wechselwirkung mit Materie. Im Anschluss werden die verwendeten Materialien, sowie deren theoretischen Grundlagen erläutert. Im dritten Teil sollen die experimentellen Messmethoden der verwendeten dosimetrischen Verfahren explizit erklärt werden, um im Anschluss die Ergebnisse, sowie die Auswertung zu diskutieren. II

9 1 Physikalische Grundlagen Der erste Teil dieser Arbeit soll einen Überblick über die Wechselwirkungsmechanismen von Strahlung mit Materie geben. Insbesondere die Photonenstrahlung stellt einen wichtigen Bestandteil der Theorie dar, da der verwendete Linearbeschleuniger in diesem Modus betrieben wird. Photonenstrahlung schädigt jedoch nur indirekt über Radikalerzeugung die Zellen. Die eigentliche biologische Wirksamkeit wird durch Elektronen verursacht. Deswegen werden auch die Grundlagen der Elektronenstrahlung dargestellt. 1.1 Klassifizierung von Strahlung und Strahlenarten Strahlung ist die freie Ausbreitung von Energie im Raum. Der Transport von Materie oder Energie ist bei Strahlung nicht an ein Medium gebunden. Wird Materie transportiert, so nennt man die spezifische Strahlung Teilchen- oder korpuskulare Strahlung. Ist sie ein reiner Energietransport, so spricht man von Photonenstrahlung [4], [5]. Beim Durchgang durch Materie kommt es spezifisch je nach Teilchenart und deren Energie zu verschiedenen Prozessen. Photonen wechselwirken zum Beispiel über den Photoeffekt und Comptoneffekt mit der Materie. Geladene Teilchen wie Elektronen oder Positronen können u.a. über Stöße mit dem Kern oder Hüllenelektronen Ionisierungen hervorrufen [6]. Die genauen Effekte werden im Folgenden beschrieben. 1.2 Ionisierende und nicht ionisierende Strahlung Man unterteilt Strahlung allgemein in ionisierende und nicht ionisierende Strahlung. Der Begriff Ionisation beschreibt den Vorgang, bei dem ein Ion durch Abtrennung von mindestens einem Hüllenelektron eines Atoms entsteht. Ist die Bindungsenergie dieses Elektrons kleiner, als die dem Atom zugeführte Energie, so kann es herausgelöst werden. Zurück bleibt ein freies Elektron und ein positiv geladenes Atom. Ionisierende Strahlung kann man grob in die Strahlenarten des elektromagnetischen Spektrums (Gamma-Strahlung, Röntgenstrahlung und sichtbares Licht) und in die Teilchenstrahlung unterteilen. Die Teilchenstrahlung wird auch Korpuskularstrahlung genannt. Zu ihr zählen die Alpha-, Beta- und Neutronenstrahlung. Ionisierende Strahlung ist deshalb so gefährlich, da sie durch Ionisation chemische Verbindungen zerstören kann [7], [8]. Die genauen Wechselwirkungsmechanismen werden im Kapitel 1.4 besprochen. 1.3 Direkte und indirekte Wirkung ionisierender Strahlung Ionisierende Strahlung wird weiter unterteilt in direkt und indirekt ionisierende Strahlung. Findet eine direkte Wirkung der ionisierenden Strahlung statt, so erfolgt eine direkte Energieabsorption im Gewebe durch den Angriff der DNA. Hierbei handelt es sich um Teilchen, die elektrisch geladen sind und somit über die Coulombwechselwirkung ihre Energie direkt an das Atom abgeben können. Durch Herausschlagen von Elektronen aus der Atomhülle erzeugen sie Ionen. 1

10 1 Physikalische Grundlagen Ihre direkte Wirkung ist umso wahrscheinlicher, je stärker ihr elektrisches Feld und umso geringer ihre Geschwindigkeit ist. In Kapitel wird die Physik geladener Teilchen genauer beschrieben. Indirekt ionisierend bedeutet, dass der Energieübertrag in einem zweistufigen Prozess vonstatten geht. Durch Wechselwirkung mit z.b. Wassermolekülen werden freie Radikale gebildet. Über die Radiolyse können Sekundärradikale wie Peroxidradikale entstehen. Die Energieabsorption erfolgt somit nicht in der Struktur, die später geschädigt wird, sondern zunächst ausserhalb. Die Primärstrahlung (Neutronen- oder Gammastrahlung) ist ungeladen. Erst durch ihre Wechselwirkung werden geladene Sekundärteilchen erzeugt, die dann ionisierend wirken können [4], [9], [10], [11]. 1.4 Radioaktiver Zerfall und Wechselwirkung mit Materie Die spontane Kernumwandlung in andere Nuklide unter Aussendung von z.b. Bruchteilen des Mutternuklids oder Elementarteilchen wird als Radioaktivität bezeichnet. Es können drei verschiedene Strahlungsarten emittiert werden: Alpha-, Beta- und Gammastrahlung. Damit dieser Effekt entstehen kann, müssen die Nuklide instabil sein. Dies ist hauptsächlich bei schweren Nukliden ab einer Protonenzahl von ca. 83 der Fall. Es kann zu einer Kette von Zerfällen kommen, wenn das entstandene Tochternuklid ebenfalls spontan zerfällt. Der Prozess verläuft so lange, bis ein stabiler Atomkern entsteht. Die natürliche Radioaktivität wird durch Nuklide erzeugt, die in der Natur vorkommen. Durch Beschuss eines Targets mit geladenen Teilchen oder Neutronen kann man Radioaktivität technisch erzeugen [12], [13]. Alpha-Zerfall: Der Alpha-Zerfall tritt bei besonders massereichen Nukliden auf. Es werden zweichfach positiv geladene Heliumkerne, die auch als Alphateilchen bezeichnet werden, mit diskreten kinetischen Energien emittiert. Das Tochternuklid ist gegenüber dem Mutternuklid um je zwei Protonen und Neutronen verringert, somit wird die Massenzahl A um 4 und die Ordnungszahl Z um 2 reduziert. Der Alphazerfall zeichnet sich durch ein diskretes Linienspektrum aus. Alphateilchen wirken direkt und dicht ionisierend. In Luft beträgt ihre Reichweite nur wenige Zentimeter, während sie in Wasser nur wenige Millimeter beträgt. Durch ihre direkte und dichte Ionisationswirkung sind Alphastrahler besonders gefährlich, wenn man sie zum Beispiel über die Nahrung ingestiert oder über die Luft inhaliert [12]. Die Wechselwirkung von Alphateilchen mit Materie findet über Anregung und Ionisation statt. Die dabei auf das Elektron übertragene Energie kann unterschiedlich sein. Ist sie hoch, also das Elektron energiereich, so kann dieses weitere Atome ionisieren. Ist es energiearm und somit langsam, lagert es sich an ein Atom an und bildet ein negativ geladenes Ion. Alphateilchen geben ihre Energie meist erst dann ab, wenn sie sehr langsam geworden sind. Häufig ist der Endzustand des Nuklids nicht der Grundzustand, sondern ein angeregter Zustand, sodass eine Rückkehr in den Grundzustand über zusätzliche Aussendung von Gammastrahlung stattfindet [7], [14]. 2

11 1.5 Wechselwirkungsmechanismen von Teilchen mit Materie Beta-Plus- und Beta-Minus-Zerfall: Beim Betazerfall werden Elektronen oder Positronen emittiert. Der Beta-Minus-Zerfall tritt bei neutronenreichen Kernen auf. Ein Neutron wandelt sich in ein Proton unter Aussendung eines Elektrons und Antineutrinos um: 1 0 n 1 1 p + e + ν e ; A Z X A Z+1 Y + e + ν e. Der Beta-Plus-Zerfall tritt bei protonenreichen Kernen auf. Es wandelt sich ein Proton in ein Neutron unter Aussendung eines Positrons und Neutrinos um: 1 1 p 1 0 n + e+ + ν e ; A Z X A Z 1 Y + e+ + ν e. Beide Energiespektren sind kontinuierlich von Null bis zur maximalen Energie verteilt, denn die freiwerdende Energie verteilt sich auf die Zerfallsprodukte. Treffen Positronen und Elektronen aufeinander, so vernichten sie sich. Diesen Prozess, bei dem zwei Gammaquanten mit je einer Energie von 511 kev entstehen, nennt man Annihilation. Betastrahler wechselwirken über Ionisation, Anregung von Atomen, Bremsstrahlung und Streuung mit Materie. Da sie locker ionisierend sind, bilden sie wesentlich weniger Ionenpaare als die Alphastrahlung und haben daher eine größere Reichweite. Sie beträgt in Luft bis zu einigen Metern, in Weichgewebe wie z.b. dem Körper nur wenige Zentimeter. Auch hierbei kann sich das Tochternuklid in einem angeregten Zustand befinden und über einen Gammazerfall in den Grundzustand gelangen [7], [12], [14]. Gamma-Zerfall: Der Gamma-Zerfall tritt immer in Begleitung mit Alpha- und Betazerfällen auf. Die Anregungsenergie wird in Form eines Gammaquants abgegeben. Gammastrahlung ist eine hochenergetische Strahlung, die sich nur exponentiell durch z.b. Blei oder Beton abschirmen lässt [7], [12]. Die Wechselwirkungsprozesse mit Materie sind: Photoeffekt, Comptoneffek und Paarbildungseffekt. Sie werden in Kapitel genauer erläutert. 1.5 Wechselwirkungsmechanismen von Teilchen mit Materie Ungeladene Teilchen: Im Gegensatz zu Elektronen haben Photonen und Neutronen eine kleine Wechselwirkungswahrscheinlichkeit mit den Atomen. Aus diesem Grund besitzen sie keine endliche Reichweite in Materie. Über das exponentielle Schwächungsgesetz kann man das mittlere Verhalten der primär erzeugten Quanten eines Strahlenbündels in einem Absorber beschreiben [6]. Je nach Energie kann man für die Photonen fünf Haupteffekte unterscheiden: den Photoeffekt, den Comptoneffekt, die Paarbildung, die kohärente Rayleighstreuung und die Kernphotoeffekt. Durch diese Effekte wird der Photonenfluss φ exponentiell geschwächt: φ(x) = φ 0 e µx. Der Schwächungskoeffizient µ ist als die Summe der verschiedenen Wechselwirkungsmechanismen definiert:µ = µ P hotoeffekt + µ Compton + µ P aarbildung + µ Kp Rayleigh-Streuung: Die Rayleigh-Streuung ist eine klassische, elastische Streuung, bei der das Elektron aus seiner Bahn abgelenkt wird und keine Energie verliert. Er ist ein vorherrschender Prozess bei niedrigen Energien und spielt somit eine wichtige Rolle bei der Bildgebung 3

12 1 Physikalische Grundlagen in der Röntgendiagnostik oder bei der Verwendung von niederenergetischen Strahlern in der Nuklearmedizin [14]. Photoeffekt (photoelektrischer Effekt): Der Photoeffekt dominiert bei relativ kleinen Energien der Gammastrahlung (bis zu 700 kev) und hohen Ordnungszahlen des Absorbermaterials. Die gesamte Energie des Photons wird auf ein Hüllenelektron übertragen. Ist die Photonenenergie E = hν größer als die Bindungsenergie des Elektrons, so kann es das Atom ionisieren. Die kinetische Energie des Elektrons beträgt anschließend: E kin = hν E Bindung. Sein Platz kann durch ein Elektron einer höheren Schale aufgefüllt werden, wodurch ein Photon mit der charakteristischen Röntgenstrahlung emittiert wird. Die Streuung des Photons ist kohärent. Der Photoeffekt ist der vorherrschende Prozess bei der Röntgendiagnostik im menschlichen Gewebe [15]. Augereffekt: Der Augereffekt bezeichnet einen inneren Photoeffekt. Das Photon gibt seine Energie an ein Elektron einer inneren Schale ab, wodurch dieses das Atom verlassen kann. Anschließend füllt ein Elektron einer höheren Schale dessen Position auf. Die dabei freiwerdende Energie wird an das sogenannte Augerelektron übertragen, welches ebenfalls das Atom verlässt. Übrig bleibt ein zweifach positiv geladenes Atom [14]. Kernphotoeffekt: Hochenergetische Photonen können mit dem Atomkern wechselwirken. Durch die Absorption des Photons kann es zu Emission von einem oder mehreren Nukleonen kommen. Dabei findet eine Kernumwandlung statt, wodurch das Tochternuklid radioaktiv sein kann. Der Kernphotoeffekt kann erst ab Energieen stattfinden, die mindestens so groß sind wie die Bindungsenergie der Nukleonen. In der Regel findet der Prozess zwischen 6-20 MeV statt. Die Bindungsenergie für das 16 O beträgt 8 MeV. In der Strahlentherapie spielt der Prozess eine wichtige Rolle, da die verwendeten Beschleuniger in diesen Energiebereichen arbeiten. Da radioaktiver Sauerstoff bei einer Bestrahlung ab 8 MeV entsteht, muss die Luft im Betsrahlungsbunker ausreichend gut gefiltert werden [14]. Comptoneffekt: Dieser Effekt wird durch ein Gammaquant mittlerer Energie (30 kev bis 30 MeV) hervorgerufen. Das Photon wechselwirkt inelastisch mit einem schwach gebundenen Elektron und löst es aus seiner Hülle heraus. Das Photon gibt dabei nur einen Teil seiner Energie und seines Impulses an das Atom ab und wird gestreut. Über die Klein-Nishina-Formel kann man die Energie des gestreuten Photons ermitteln: E s = hν = mit der Energie 1+( E 0 mc2 )(1 cos(θ)), des Photons E 0 = hν vor der Wechselwirkung und dem Streuwinkel θ des Elektrons. Ab einer Energie von 200 kev tritt im menschlichen Weichgewebe verstärkt der Compton-Effekt auf. Der relative Energieverlust des Photons liegt bei etwa 5%, daher ist die Strahlung nahezu so hart wie die Primärstrahlung und muss hinreichend abgeschirmt werden [15], [16]. E 0 4

13 1.5 Wechselwirkungsmechanismen von Teilchen mit Materie Paarbildung: Ab einer Photonenenergie von E = 2m e c 2 = 1,022MeV kann ein Elektron- Positron-Paar erzeugt werden. Ist die Energie größer, so wird sie in die kinetische Energie des Elektrons oder Protons umgewandelt. Nach kurzer Zeit vereinigen sich jedoch Positron und Elektron wieder, wodurch zwei Gammaquanten mit je 511 kev entstehen. Oberhalb einer Energie von 1,022 MeV steigt der Schwächungskoeffizient der Paarbildung stark an, wodurch in der Strahlentherapie mit hochenergetischen Photonen (ab 20 MeV) eine geringere Abschirmdicke benötigt wird. [15], [16]. Abb. 1: Zusammenhang zwischen dem auf die Dichte normierten Photonabsorptionskoeffizient und den energieabhängigen Wechselwirkungsprozessen der Photonenstrahlung. Die Absorptionsprozesse (Compton-Effekt, Photoeffekt und Paarbildung) sind als gestrichelte Linien dargestellt [17] Geladene Teilchen Geladene Teilchen sind maßgeblich verantwortlich für die strahlenbiologische Wirkung von Strahlung mit Materie. Häufig entstehen Elektronen als Sekundärteilchen z.b. beim Comptoneffekt. Elektronenstrahlung kann aber auch gezielt für die Therapie in einem Linearbeschleuniger erzeugt werden [9]. Sie wechselwirken hauptsächlich über ihr elektrisches Feld mit Materie. Dabei verlieren sie kontinuierlich in kleinen Schritten ihre kinetische Energie, was zu immer größeren Energieverlust führt. Durch ihre Wechselwirkung ionisieren sie die Absorberatome und werden letzendlich so abgebremst, dass sie im Absorber stecken bleiben. Geladene Teilchen zeichnen sich durch eine endliche Reichweite im Absorbermaterial aus. Je nach Entfernung zum Kern kommt es zu elastischer Streuung an Atomhüllen (Rückstoß), zu elastischen Stößen an Atomhüllen (soft collisions), binären inelastischen Stößen mit einzelnen Hüllenelektronen (hard collisions), elastischer und inelastischer Streuung an Atomkernen und Kernreaktionen. Die inelastischen Stöße mit Hüllenelektronen und Erzeugung von Bremsstrahlung tragen dabei am Meisten zum Energieverlust bei. Gelangt das Teilchen nah genug zum Kern, so kommt es auch zur Coulombwechselwirkung mit dem Kern. Dies kann zu Kernreaktionen führen [6]. 5

14 2 Material und Methoden 2 Material und Methoden 2.1 Grundlagen der Stereotaxie und Planung Die Planung einer Tumortherapie beginnt mit Hilfe von bildgebenden Verfahren, wie der Computertomographie (CT) oder Kernspintomographie (MRT). Auf der Grundlage der generierten Bilddatensätze wird ein individueller anatomisch basierter Bestrahlungsplan erstellt. Zunächst muss dafür die Tumorspezifikation bestimmt werden. Dies geschieht über Grading (Histologie) und Staging (Ausbreitung). In einem interdisziplinären Tumorboard kann eine Strategie entwickelt werden, um den Tumor bestmöglich zu behandeln. Anschließend werden z.b. auf den CT-Bildern alle Risikostrukturen, das Tumorvolumen (GTV), dessen Ausbreitungsvolumen, das klinische Zielvolumen (CTV) sowie das Planungsvolumen (PTV) eingezeichnet. Am Computer werden verschiedene Bestrahlungspläne auf ihren Behandlungserfolg überprüft. Wird dadurch der Tumor bestmöglich zerstört und das gesunde Gewebe entsprechend ihrer Grenzdosis geschont, so kann der Plan auf den Patienten angewendet werden [18]. Das Wort Stereotaxie setzt sich aus den griechischen Wörtern táxis (sich bewegen, festsetzen, fixieren) und stéreó (hart, starr, dreidimensional im Raum) zusammen. Mit Hilfe der Stereotaxie lassen sich vorallem maligne Tumore z.b.in der Lunge, dem Gehirn oder der Leber mit hochpräziser Genauigkeit behandeln. Bereits 1889 wurde die erste primitive Stereotaxie in Russland durchgeführt [19]. Als Behandlungsmethode wurde sie 1951 von dem schwedischen Neurochirurgen Lars Leksell eingeführt [20]. Durch Fixierungen des Patientenkopfs versuchte man möglichst präzise im Gehirn durch eine kleine Schädelöffnung zu operieren. Der Strahlengang sollten in der sogenannten Radiochirurgie so gebündelt werden, dass sie in ein sehr eng begrenztes Gebiet wirkten und somit das Skalpell ersetzten. Im Jahre 1960 wurde das Gamma-Knife von Leksell, Linden, Larsson und Kollegen eingeführt [20]. Dieses Gerät konzentriert viele Strahlen von hochenergetischer Gammastrahlung auf einen Punkt. Damit war eine stereotaktische Strahlentherapie von intrakraniellen Tumoren möglich. Seit 1970 ist es möglich mittels spezieller Linearbeschleuniger eine Behandlung durchzuführen. Über die computergestützte Bildgebung des CTs oder MRTs mittels des stereotaktischen Fixierrings kann man mit höchster Genauigkeit Aussagen über die Lage der Risikostrukturen und zu behandelnden Bereiche treffen. Die Dosisapplikation muss sehr exakt geplant werden. Nur dadurch ist in den meist sehr sensiblen Strukturen ein minimales Risiko und eine hohe Reproduzierbarkeit gewährleistet. Die geometrischen Unsicherheiten bei der Bildgebung, Planung und Qualitätssicherung müssen in der Summe unter 1 mm liegen [19], [20], [21], [22]. Es wird in drei verschiedene Behandlungsmethoden unterschieden: die intrakranielle Radiochirurgie, die extrakranielle Radiotherapie (SBRT) und die fraktionierte stereotaktische Radiotherapie. Bei allen Methoden sind keine Narkosen oder Operationen nötig, der Patient hat kaum Schmerzen und sie sind nichtinvasiv. Die Radiochirurgie (SRS) bezeichnet eine sogenannte Einzeitbestrahlung. Es wird der Tumor einmalig mit einer hohen Dosis bestrahlt. Ihr Vorteil besteht in der guten Tumorvernichtung und Normalgewebeschonung und wird daher meist bei Gehirntumoren 6

15 2.1 Grundlagen der Stereotaxie und Planung (Meningeom, Vestibularisschwanom) oder Brustkrebs-, Lungenkrebs-, Nierenkrebs- oder Darmkrebsmetastasen, sowie Melanomen eingesetzt. Die einzelnen Strahlen haben eine so geringe Dosis, dass sie das gesunde Gewebe kaum belasten, in ihrem Schnittpunkt jedoch in der Summe eine hohe Dosis erzielen. Die Stereotactic Body RadioTherapy (SBRT) wird meist in bis zu fünf Sitzungen durchgeführt. Dieses Verfahren dient der Behandlung von Leber- und Lungentumoren oder rückenmarksnahen Tumoren und soll das Tumorvolumen verringern oder gegebenenfalls den Tumor vollständig vernichten. Die Schwierigkeit besteht darin, den Patienten bei jeder Sitzung mit hoher Genauigkeit zu Positionieren, um die Reproduzierbarkeit zu gewährleisten. Bei der fraktionierten stereotaktischen Radiotherapie (fsrt) oder (fsbrt) nutzt man die gute Regeneration des gesunden Gewebes und die schlechte Reparturfähigkeit von Tumorzellen aus. Die zu applizierende Gesamtdosis wird auf viele kleine Einzeldosen aufgeteilt. Fraktioniert wird meist dann bestrahlt, wenn Risikostrukturen in dem Bereich des Zielvolumens liegen, die geschont werden sollen, bei kleinen intrakraniellen Läsionen sowie bei extrakraniellen Tumoren z.b. in der Lunge oder Leber [23], [24]. Die Radiochirurgie kann nur eingesetzt werden, wenn das zu bestrahlende Gebiet kleiner als 3 cm im Duschmesser bzw 10 cm3 Volumen ist. Größere Veränderungen können nicht durch eine Stereotaxie behandelt werden, da ansonsten nicht mehr gewährleistet werden kann, dass sich die hohe Strahlendosis nur auf das sehr eng begrenzte Zielvolumen beschränkt und das angrenzende Normalgewebe hinreichend geschont wird. Um ein konformales Bestrahlungsfeld zu erreichen, verwendet man entweder Rundkollimatoren oder Mikro-Multi-Leaf-Kollimatoren (µmlcs). Die Rundkollimatoren bestehen aus Wolfram und sind standardmäßig in verschiedenen Größen (5 mm bis 35 mm) erhältlich. Alternativ zu den Rundkollimatoren könnnen auch µmlcs bei unregelmäßig geformten Zielvolumina und zur fraktionierten Bestrahlung (SRT) verwendet werden. Sie werden anstelle der Ringkollimatoren am Strahlerkopf befestigt. Mit ihren einzelnen Lamellen (0,5 bis 0,2 mm Dicke) können individuelle Felder geformt werden [25]. Abb. 2: Links: Rundkollimatoren in verschiedenen Größen. Mitte: Einzelne Lamellen des µmlcs. Sie können individuell in Form des Tumors angefahren werden. Rechts: Anbringung des µmlc-aufsatzes auf den Linearbeschleuniger-Kopf [26]. 7

16 2 Material und Methoden Der gebündelte Strahl wird in sogenannten arcs (Bögen) um das Bestrahlungsvolumen herumgeführt. Durch die somit erzeugten Fächer erreicht man im Isozentrum die gewünschte Strahlendosis. Abb. 3: Schematische Darstellung einer stereotaktischen Bestrahlung. Der Patient ist mit einer thermoplastischen Maske (weiß) am Tisch fixiert. In rot ist das Tumorvolumen dargestellt. Der Fächer stellt die einzelnen arcs dar [26]. Der Patient wird entweder über einen stereotaktischen Ring (invasiv) oder durch die stereotaktische Maske (nicht-invasiv) positioniert. Die Maske besteht aus thermoplastischen Material und wird nach Erhitzen in einem Wasserbad individuell an die Form des Kopfes angepasst. Bei der invasiven Methode des stereotaktischen Ringes wird ein metallischer Rahmen über Schrauben direkt an der Schädelkalotte fixiert. Die Fixierung geschieht unter Lokalanästhesie. Anschließend wird ein Lokalizer am stereotaktischen Ring befestigt. Er besitzt sogenannte röntgendichte Stäbe, die auf den CT-Bildern als hyperdense (helle) Punkte zu sehen sind und somit zusammen mit dem sichtbaren Rahmen ein stereotaktisches Koordinatensystem bilden. Dieses Verfahren wird meist nur bei einer Einzeitbestrahlung verwendet. Der Rahmen wird dem Patienten am Vormittag angepasst und er behält ihn zur Planung und der sich anschließenden Bestrahlung auf, wodurch eine Genauigkeit besser als 1 mm gewährleistet wird [25], [27]. In der klinischen Routine wird die stereotaktische Planung mit Hilfe des Bestrahlungs-Planungs- Systems (TPS) BrainScan Version 5.32 der Firma BrainLab erstellt. Spezielle Planmodule ermöglichen die Erkennung von CT-Lokalizer, sodass genaue und gut reproduzierbare Pläne erstellt werden können. Es ist darüberhinaus möglich mit Rundkollimatoren oder µmlc im Bereich von 3 mm dünnen Lamellen zu planen [26]. 2.2 Phantome Die Dosimetie mittels anthropomorpher Phantome stellt eine Variante dar, am Computer geplante Bestrahlungspläne unter realen Bedingungen zu überprüfen. In dieser Arbeit wird ein Kopfphantom der Firma CIRS verwendet. Es wurde speziell entwickelt, um Behandlungspläne in der Radiochirurgie zu verifizieren. Im Phantom sind Gehirn, Schädelknochen, Rückenmark, Bandscheiben und Weichteilgewebe aus jeweils gewebeäquivalentem Material (Epoxy) nachgebaut. 8

17 2.2 Phantome Durch Dichteunterschiede des verwendeten Materials ist es möglich in Röntgenaufnamhen die einzelnen Strukturen zu erkennen. Für MRT Untersuchungen ist Epoxy jedoch ungeeignet [28]. Abb. 4: Links: anthropomorphes Kopfphantom der Firma CIRS. Rechts: Abmessungen des Phantoms und des Stacks [28]. In einem Volumen von 6,35 cm3 ist es möglich 3D Dosisverifikationen mithilfe von sogenannten radiographischen oder radiochromen Filmen bzw. mit Geldosimetern durchzuführen. Bis zu 13 Filme können zu einem Filmstack geschichtet und in der vorgesehenen Region des Phantoms eingesetzt werden. Anschließend wird die restliche Aussparung mit gehirn-äquivalenten Abstandshaltern aufgefüllt. Das genaue Datenblatt ist im Anhang beigefügt. Damit die Filme gemäß der Anleitung geschnitten werden können, wurde eine Schablone angefertigt. Somit ist ein besserer Vergleich der einzelnen Filme möglich [28]. Abb. 5: Links und Mitte: Das Filmstack besteht aus 14 Epoxy-Plättchen, wobei der Deckel und Boden je eine Dicke von 0,6 cm besitzen und die 12 dazwischenliegenden Plättchen je 0,4 cm dick sind. Das Filmstack besitzt an den Seiten Einkerbungen, die mit Hilfe eines Skalpells auf den Film übertragen werden. Damit ist es möglich bei der Auswertung die genauen Lage jedes einzelnen Films zu lokalisieren. Rechts: Schnittmaße der radiochromen Filme [28]. 9

18 2 Material und Methoden 2.3 Der Linearbeschleuniger Der Linearbeschleuniger (in englisch LINear ACcelerator, kurz LINAC) ist ein Teilchenbeschleuniger. Über eine hochfrequente Wechselspannung können geladene Teilchen entlang einer geraden Strecke beschleunigt werden. Aus einer sogenannten Elektronenkanone werden Elektronen durch eine kreisrunde Öffnung der Anode in ein 2,5 m langes Beschleunigungsrohr aus Kupfer geschossen. Über ein hochfrequentes elektrisches Feld werden sie beinahe auf Lichtgeschwindigkeit beschleunigt. Das Beschleunigungsrohr besteht aus verschiedenen Driftkammern mit dazwischenliegenden Spalten. Fliegen die Elektronen durch eine solche Kammer, so werden sie synchronisisert. Im Inneren der Driftkammern herrscht kein elektrisches Feld. Da sie wie ein Faradayscher Käfig wirken, kann das elektrische Feld während des Aufenthaltes der Elektronen umgepolt werden. Dadurch werden die Elektronen in der nächsten Kammer erneut phasenrichtig beschleunigt. Die Länge einer Driftkammer muss genau so lang sein, dass die Teilchen sie während einer halben Periode durchlaufen können. Daraus folgt, dass die erste Driftkammer wesentlich kürzer ist als die letzte. In der Medizin werden LINACs zur Radiotherapie von Tumorbehandlungen eingesetzt. Sie können Teilchen von Energien zwischen 4 bis 25 MeV erzeugen. Am Ende des Linearbeschleunigers werden die Teilchen über Bending-Magnete in die gewünschte Richtung umgelenkt. Treffen die Elektronen dort auf ein Target, so wird ultraharte Röntgenstrahlung (Photonen) erzeugt. Über Kollimatoren lässt sich der Strahlengang formen [29], [30]. Die genaue Funktionsweise des Linearbeschleunigers kann in der entsprechenden Fachliteratur und der Abbildung B.1 des Anhangs entnommen werden. 2.4 Bildgebung Für diese Bachelorarbeit werden zwei Verfahren zur Bildgebung verwendet. Zum Einen wird ein Planungs-CT erstellt, um Risikostrukturen und den Tumor lokalisieren und segmentieren zu können. Zum Anderen wird das verwendete BANG-Gel anschließend im MRT ausgewertet. Im Folgenden sollen diese beiden Verfahren kurz erläutert werden. Computertomographie (CT): Das CT ist ein Schnittbildverfahren, welches auf der Röntgentechnik beruht. Ein CT besteht aus einer Röntgenröhre und gegenüberliegenden Detektoren, die die Schwächung der Strahlung durch das Gewebe messen. Je strahlendurchlässiger das Gewebe ist, desto dunkler wird dieser Bereich auf dem CT-Bild dargestellt. Das CT-Signal stellt die transmittierte Röntgenintensität in Bezug auf die eingestrahlte Intensität dar. Diese ergibt sich aus den Schwächungskoeffizienten µ der einzelnen Gewebeschichten: I = I 0 e µ( r)dl. Für jeden Winkel zwischen 0 und 180 werden die Projektionen ermittelt. Radon erkannte bereits in den 1920er Jahren, dass man die 2D-Verteilung einer Objekteigenschaft exakt über eine unendliche Anzahl an Linienintegralen definieren kann. Über das Zentralschnitttheorem kann man mit Hilfe der Radontransformation und der Fouriertransformation die Funktion µ(x, y) ermitteln. Näheres zur 10

19 2.4 Bildgebung Mathematik kann man in den Quellen [15], [31] nachlesen. Letztendlich wird anstelle des Schwächungskoeffizienten ein Wert in der sogenannten Hounsfieldeinheit (HU) angegeben, der über den Schwächungskoeffizienten ermittelt werden kann: CT W ert(hu) = (µgemessen µwasser) µ wasser 1024HU. Nach dieser Definition hat Wasser einen Wert von 0 HU und Knochen Werte zwischen 500 und 1500 HU. Ein großer Nachteil des CTs ist, dass sich Bereiche mit geringen Dichteunterschieden nur schlecht darstellen lassen. Die Magnetresonanztomographie bietet dafür eine Lösung [9], [15]. Abb. 6: CT-Bilder des Kopfphantoms: Links: CT-Lokalizer mit den röntgendichten Stäben, die als hyperdense Stellen erscheinen. Der Kopf liegt auf einer Nackenstütze und ist von der thermoplastischen Maske umgeben. Desweitern sind die nachgebauten Strukturen, wie Wirbelkörper und Nasenenbenhöhlen zu erkennen. Rechts: Sagittale Ansicht den Kopfes. Das Filstack ist frontal im Kopf eingestzt. Kernspintomographie (MRT): Die Magnetresonanztomographie oder auch Kernspintomographie genannt, erzeugt ebenfalls Schnittbilder des menschlichen Körpers. Das Prinzip beruht auf der Verwendung von starken Magnetfeldern und Radiowellenpulsen. Durch den Kernspin verhalten sich Atomkerne wie schwache magnetische Kreisel. Diese physikalische Eigenschaft macht man sich zunutze, da Weichgewebe wie z.b. Sehnen oder Muskeln sich durch einen unterschiedlichen Gehalt an Wasserstoffatomen, also Protonen unterscheiden. Normalerweise sind die Drehachsen der Protonen alle ungeordnet im Raum verteilt. Durch Anlegen eines äußeren Magnetfeldes lassen sie sich jedoch ausrichten und präzedieren mit gleicher Frequenz. Diese Ausrichtung erfolgt entweder parallel oder antiparallel zum externen Magnetfeld. Anschließend wird ein Radiowellenpuls in der Präzessionsfrequenz (Larmorfrequenz) ausgesendet. Dadurch werden die Spins umgeklappt und eine Phasenkohärenz erzeugt. Nach Ausschalten des Radiowellenpuls wird die Transversalmagnetisierung wieder aufgehoben. Die Protonen kehren in ihre Ausgangsposition zurück und geben einen Teil ihrer Anregungsenergie in Form einer messbaren elektromagnetischen Welle ab. Die Zeit der Wiederausrichtung wird T1-Relaxationszeit (Spin-Gitter Relaxation) genannt. In T1 gewichteten Bildern werden Gewebe mit kurzer T1 Zeit hell dargestellt, wie z.b. Fettgewebe. Nach Ausschalten des Anregungspulses verlieren die Protonen auch ihre synchrone Kreiselbewegung. Diese Zeit wird als T2-Relaxationszeit (Spin-Spin Relaxation) bezeichnet. In T2 gewichteten Bildern lassen sich Gewebe mit langer Transversalmagnetisierung hell darstellen, wie z.b. Wasser. Beide Relaxationszeiten sind gewebeabhängig, wodurch sich die Kontraste in der Bildgebung ergeben. Ausserdem ist die T1-Zeit abhängig von den Feldstärken, der Molekül- 11

20 2 Material und Methoden beweglichkeit und Wärmeleitfähigkeit. Die T2-Zeit ist abhängig von der Veränderung des lokalen Magnetfeldes durch benachbarte Atome. Zur Auswertung verwendet man Gradientenfelder und keine homogenen Felder. Ein Gradientenfeld in z-richtung G z = δbz δz dient der Ortskodierung. Es führt zu verschiedenen Larmorfrequenzen in unterschiedlichen Schichten. Somit kann man über die entsprechende Radiowellen-Frequenz eine bestimmte Ebene transversal magnetisieren. Eine Phasenkodierung erhält man über ein Gradientenfeld in y-richtung G y = δbz δy. Es führt zu unterschiedlichen Geschwindigkeiten der Präzessionsbewegung. Durch Anlegen eines Gradientenfeldes in x-richtung wird eine Frequenzkodierung erreicht [9], [15], [31]. Weiteres zur Theorie kann man in folgenden Literaturangaben nachlesen: [31], [32]. Abb. 7: MRT- Aufnahmen eines menschlichen Kopfes. Das Kopfphantom lässt sich im MRT nicht darstellen, da er aus Epoxy besteht [32]. 2.5 Dosimetrische Grundlagen Die Dosimetrie dient dazu die Wechselwirkungsprozesse ionisierender Strahlung quantitativ zu ermitteln. Sie ist ein wichtiger Bestandteil der Qualitätssicherung im klinischen Alltag. So werden z.b. Linearbeschleuniger, Afterloadinganlagen oder Radionuklide dosimetrisch untersucht, um vergleichbare Verhältnisse bei der Anwendung zu schaffen. Die DIN legt dabei die nationalen standardisierten Dosimetrieverfahren fest [6], [9]. Strahlungsdetektoren sollen die Energiedosis in Phantomen oder im menschlichen Gewebe reproduzierbar und unabhängig von Strahlungsart und Dosisleistung ermitteln. Dazu sollte das Sondenmaterial nahezu gewebeäquivalent sein, da ansonsten eine Veränderung des Absorptionsvermögens vorliegt. In der Routine werden meist Ionisationskammern verwendet. Mit ihnen lässt sich die Ionenendosis direkt in einem Phantom ermitteln. Sie haben viele Vorzüge, da sie langzeitstabil und einfach zu benutzen sind. Mit einer Ionisationskammer lässt sich jedoch nur punktweise die Dosis ermitteln. Für stereotaktische Untersuchungen ist jedoch eine Aussage über das Bestrahlungsvolumen von großer Bedeutung. Daher kann auf die Ionisationskammer als dosimetrisches Verfahren nicht zurückgegriffen werden. Für diesen Zweck kann man Filme in einem Filmstack stapeln oder chemische Detektoren verwenden. Beispiele für chemische Detektoren sind die Fricke-Geldosimetrie oder das BANG-Polymergel [6], [9]. 12

21 2.5 Dosimetrische Grundlagen Geldosimetrie Die Geldosimetrie kann in guter Genauigkeit 3D Dosisverteilungen aufnehmen. Die absorbierte Dosis verursacht eine chemische Veränderung im Gel, die man messen kann. Hierbei stellt das bestrahlte gewebeäquivalente Phantom selbst das Dosimeter dar und es müssen keine zusätzlichen Dosimeter in ein Phantom eingebracht werden. Mit Hilfe eines MRTs können die Gele anschließend ausgewertet werden [33]. Das Fricke-Gel basiert auf einer strahlungsinduzierten Oxidation von zweiwertigen zu dreiwertigen Eisenionen. Durch die Oxidation zu dreiwertigem Eisen verändert sich das paramagnetische Moment. Das Wasser reagiert empfindlich auf diese paramagnetische Veränderung, wodurch sich eine verkürzte Spin-Gitter Relaxationszeit der Wassermoleküle ergibt, welche man im MRT messen kann. Ein großes Problem bei der Methode stellt das Diffusionsvermögen des oxidierten Eisens dar. Dieses wird mit steigendem Dosisgradienten verstärkt. In der Stereotaxie wird mit großen Dosisgradienten gearbeitet, wodurch die Bestrahlungsränder nicht mehr klar identifiziert werden können [33], [34]. In dieser Bachelorarbeit wird diese Methode hauptsächlich wegen des Diffusionsvermögens nicht verwendet, da hierbei genau definierte Bestrahlungsränder untersucht werden sollen. BANG-Polymergel: Das Bis-Acrylamid-Nitrogen-Gelatine Polymergel, kurz BANG genannt, vom Typ 3 der Firma MGS Research (Madison,USA) ist die bevorzugte Variante der Geldosimeter für diese Arbeit. Es besteht aus 3% vernetzten Komonomeren, 3% linearen Monomeren (Acrylsäure), 5% Gelatine, 88% Lösungsmittel (Glykol-Wassergemisch) und 1% Zusatzstoffe. Das BANG-3 Gel besitzt eine Dichte von 1,05 g/cm3, welche ungefähr der Dichte von Wasser bei 20 C entspricht. Es gibt verschiedene BANG-Gel-Typen, die sich alle hinsichtlich ihrer Zusammensetzung unterscheiden. Das gewebeäquivalente BANG-Polymergel besteht aus Monomeren, welche durch Bestrahlung dosisabhängig polymerisieren. Trifft ionisierende Strahlung auf das Gel, so werden freie Radikale durch die Radiolyse von Wasser, Gelatine und der Monomere gebildet. Die freien Radikale erzeugen daraufhin eine Kettenpolymerisation und eine Vernetzung sowie Verpfropfung der Gelatine. Die Bildung von Polymermikropartikeln ist proportional zur applizierten Dosis und sie befestigen die Gelatine. Die bestrahlten Bereiche erscheinen weißlich im sonst nur blass gelben Gel und bleiben stationär. Dadurch ist auch nach Wochen eine exakte Dosisverteilung abzulesen [35], [36]. Zur genauen Auswertung muss das Gel zunächst kalibriert werden. Dazu werden verschiedene Bereiche mit unterschiedlichen Dosiswerten bestrahlt und anschließend im MRT oder Laser-CT Scanner ausgewertet. MRT-Auswertung des BANG-Gels: Durch die Polymerisation ist die transversale Relaxationszeit des Wassers verändert. Die Spin-Spin Relaxationszeit ändert sich mit der Stärke der Polymerisation, also mit der applizierten Dosis. Dabei handelt es sich um einen linearen Zusammenhang, der mit folgender Formel beschrieben werden kann: R 2 (D) = a D +R 2 (0) mit R 2 = 1 T 2 und I(T E ) = I 0 e T E T2 = I 0 e T ER 2. Das Ergebnis sind angepasste Exponentialkurven, über welche man die Relaxationsrate R2 bestimmen kann [36]. 13

22 2 Material und Methoden Zur Auswertung des Gels sollten die Temperatur während der Bestrahlung und Auswertung, sowie die Energie der Bestrahlung und Magnetfeldstärke bekannt sein. Für die Untersuchungen in dieser Bachelorarbeit wird bei einer Raumtemperatur von ca. 21 C gearbeitet. Das BANG Gel ist lichtund temperaturabhängig. Ab einem Anstieg um 3 C werden Veränderungen der Gesamtdosis von bis zu 10% beobachtet. Studien zufolge gibt es keine Energie- oder Dosisleistungs-Abhängigkeit des Gels für Energien im Bereich von 2 bis 15 MeV bzw. Dosisleistungen von 0,2 bis 4 Gy/min [33]. Die Vorteile dieses Verfahrens sind, dass man durch die milchige Veränderung direkt nach der Messung einen Eindruck des bestrahlten Volumens erhält. Zudem wird das gesamte Volumen dreidimensional und mit einer hohen räumlichen Auflösung dargestellt. Ein großer Nachteil ist die hohe Temperaturempfindlichkeit der Gele, die die Messung verfälschen kann Filmdosimetrie Filme bieten die Möglichkeit zweidimensionale Dosisverteilungen zu untersuchen. Schichtet man die Filme, so kann man dreidimensionale Verteilungen berechnen. Zunächst müssen Kalibrierprozesse durchgeführt werden, damit es später möglich ist, die Dosis anhand der Verfärbung des Films zu ermitteln. Man unterscheidet zwei verschiedene Filmarten: die radiographischen und die radiochromen Filme. Als radiographische Filme werden die handelsüblichen Röntgenfilme bezeichnet. Über den Photoeffekt wechselwirken Silberbromidkristalle im Film mit der ionisierenden Strahlung. Trifft ionisierende Strahlung auf einen radiographischen Film, so werden die Bromidionen oxidiert. Die dabei freigesetzten Elektronen führen zu einer Reduktion der positiv geladenen Silberionen, welche Silberkeime bilden. Anschließend wird im Entwicklungsprozess das überschüssige Silberbromid ausgewaschen und der Film fixiert. Die Nachteile dieses Verfahrens sind die Lichtempfindlichkeit und der Entwicklungsprozess, welcher Einfluss auf die Schwärzung haben kann. Desweiteren sind sie für niedrige Energien stark energieabhängig und im Allgemeinen nicht gewebeäquivalent. Für diese Bachelorarbeit ist dieses Verfahren aus diesen Gründen nicht geeignet [9], [15]. Radiochrome Filme: In dieser Arbeit werden zwei verschiedene Filme verwendet: die transparenten EBT-2 Filme der Firma ISP (in Wayne, New Jersey, USA) und die nicht-transparenten RTQA-Filme. Diese Filme bieten einige Vorteile. Sie sind nahezu gewebeäquivalent (Z= 6,98), ihre Empfindlichkeit ist praktisch energieunabhängig, sie sind unempfindlich gegenüber Tageslicht und selbstentwickelnd. Im Dosisbereich von 0,1 bis 8 Gy besitzten diese Filme darüberhinaus ein um den Faktor 3 höheres Ansprechvermögen gegenüber den radiographischen Filmen [9], [37]. Die EBT-2 Filme sind eine Weiterentwicklung der EBT Filme. Geliefert werden die Filme in der Größe 203 x 245,2 mm2, können jedoch zu jeder beliebigen Form und Größe zugeschnitten werden. Für das verwendete Kopfphantom müssen sie in eine achteckige Form geschnitten werden. Dabei ist zu beachten, dass man keine Fingerabdrücke hinterlässt und die Kanten 14

23 2.6 Winston-Lutz-Test vorsichtig ohne Beschädigung des Films zuschneidet. Verwendet man den Film in Wasser, so kann es an den Schnittstellen zu Wassereinlagerungen kommen. Bei der Aufbewahrung muss man darauf achten, dass sie dunkel gelagert werden. Tageslicht könnte durch die UV- Strahlung einen Effekt auf die optische Dichte der Filme haben. Eine wichtige Rolle spielt der Effekt des Nachdunkelns. Möchte man eine Absolutdosimetrie durchführen, so müssen die Filme 24h ± 2h nach Bestrahlung eingescannt werden. Werden sie nur relativ ausgewertet, so spielt der Zeitpunkt eine untergeordnete Rolle. Es muss eine Kalibrierung für jede Charge durchgeführt werden. Über Bestrahlung verschiedener Filme mit unterschiedlicher Dosis kann eine Kalibrierungskurve angefertigt werden. Die Filme bestehen aus verschiedenen Schichten: eine Monomerschicht (30 µm) befindet sich zwischen zwei Polyesterschichten und bildet die aktive Schicht. Durch die Wechselwirkung mit ionisierender Strahlung findet eine dosisabhängige Polymerisation statt, welche man anhand der Schwärzung sehen kann. Die Polymerisation ist proportional zur absorbierten Energie und kann zum Beispiel mit Hilfe von besonderen Röntgenfilmscannern, speziellen Densitometern oder handelsüblichen Flachbrettscannern im Durchsichtmodus ausgewertet werden. In dieser Arbeit werden die EBT-2 Filme mit einem handelsüblichen Flachbrettscanner Epson V750 Pro mit einer Auflösung von dpi ausgewertet. Es wird eine Bereichsführung aus Pappe in Form der Filme zugeschnitten. Anschließend werden die Filme auf einer sauberen Scanneroberfläche platziert und im Durchlichtmodus eingescannt. Der Scanner wird über die Sofware EPSON Scan eingestellt. Als Software zur Auswertung der eingescannten Filme wird das Programm OmniPro I mrt Version der Firma IBA Dosimetry verwendet [38]. Der RTQA Film hat ähnliche Eigenschaften wie der EBT-2 Film. Er ist unempfindlich gegenüber Tageslicht, kann ebenfalls im Wasser verwendet werden, entwickelt sich selbst und kann auch ab 0,02 Gy bis 8 Gy verwendet werden. Er ist speziell zur Qualitätssicherung z.b. für den Linearbeschleuniger, Positionsverifikation von HDR-Quellen und für den Winston-Lutz-Test in der Stereotaxie geeignet [38]. 2.6 Winston-Lutz-Test Der Winston-Lutz-Test wird zur Qualitätssicherung bei einer stereotaktischen Bestrahlung eingesetzt. Nach dem Normierungswerk DIN sollte er mindestens einmal im Monat vor einer stereotaktischen Bestrahlung durchgeführt werden. Zunächst wird mittels eines Metallstiftes, welcher am Patientenlagerungstisch befestigt wird, der Tisch auf das Isozentrum herangefahren. Mit Hilfe eines Blatt Papiers wird die Position bezüglich der Laser überprüft. Anschließend wird der Metallstift durch einen speziellen Applikator mit einer Wolframkugel als Spitze ersetzt. Der Durchmesser der Wolframkugel beträgt 2 mm. Ist der Tisch auf der richtigen Position, so kann man nun für die entsprechenden Gantrywinkel des Stereotaxieplans einen RTQA-GafChromic Film bestrahlen. Der Film wird durch die symmetrische Bestrahlung geschwärzt, jedoch nicht an der Position der Wolframkugel, welche das Isozentrum repräsentiert. 15

24 2 Material und Methoden Abb. 8: Winston-Lutz-Test: Links: Tischpositionierung im Isozentrum mittels eines Metallstiftes. Rechts: Bestrahlung der RTQA-Filme zur Überprüfung des Isozentrums [4]. Treten dabei Abweichungen bezüglich des Kugelschattens unter verschiedenen Gantrywinkeln auf, so muss man die Einstellung des Linearbeschleunigers überprüfen. Der Toleranzwert für die Abweichung beträgt 1 mm und muss unbedingt eingehalten werden. Vorteile bestehen zum Einen darin, dass man diesen Test rasch durchführen kann und zum Anderen, dass das Ergebnis optisch sichtbar ist und somit sofort beurteilt werden kann [4], [39]. 16

25 3 Messungen und Ergebnisse Die Film- und Geldosimetrie wurde in der Klinim für Strahlentherapie und Radioonkologie des Universitätsklinikums Düsseldorf durchgeführt. Zur Bestrahlung wurde der Linearbeschleuniger Precise der Firma Elekta (Stockholm, Schweden) mit einer Photonenenergie von 6 MeV verwendet. Er wird in der klinischen Routine für die stereotaktischen Bestrahlungen der Patienten eingesetzt. Für die Erstellung der Bestrahlungspläne half Kathrin Kruppa [40]. 3.1 Filmdosimetrie Erste Messung mit Filmen Erstellung eines Bestrahlungsplans: Auf den CT- Bildern wurde ein Tumorvolumen mit einem Durchmesser von 14,58 mm eingezeichnet. Dieser lag mittig im 7. Plättchen des Filmstacks. Auf dieser Grundlage wurde ein Plan mit 4 arcs und einem 20 mm großen Rundkollimator erstellt. Als Dosis erhielt man 4 Gy als 100% Isodose und 4,4 Gy im Isozentrum. Den vollständigen Plan kann man im Anhang C.1.1 nachlesen, die wichtigsten Parameter sind in der nachfolgenden Tabelle noch einmal aufgelistet: Tab. 1: Bestrahlungsparameter des 1. Plans Isoc Num. Arc Num. Coll. (mm) Table Angle Gantry Start Gantry Stop Monitor Units Zuschneiden der Filme: Wie schon in Kapitel 2 erwähnt, müssen die EBT-2 Filme für das Filmstack in eine achteckige Form zurecht geschnitten werden. Dazu hat der Hersteller eine Schablone entworfen (siehe Abbildung 5). Es ist darauf zu achten, dass man sehr exakt schneidet. Stehen die Filme auch nur weniger als 1 mm über den Rand, so kann man das Filmstack nicht in das Phantom einsetzen. Werden sie zu klein geschnitten, so ist die Markierung mit Hilfe des Skalpells an den Einkerbungen im Plastik nicht mehr möglich. Mittels der Einkerbungen ist später eine Lokalisation der Filme im Stack möglich. Winston-Lutz-Test: Für den in Kapitel 2.6 beschriebenen Winston-Lutz-Test wurde ein Streifen aus einem RTQA-Films geschnitten. Mit Hilfe eines 5 mm Kollimators und vier Blenden à 2,5 cm wurde der Film bestrahlt. Man musste mit 810 Monitorunits bestrahlen, um den Film zu schwärzen. Das Ergebniss des Winston-Lutz-Tests ist in der folgenden Abbildung zu sehen. 17

26 3 Messungen und Ergebnisse Es trat sowohl bei 90 und 270 eine Abweichung von ca. 1,5 mm und bei 180 eine vektorielle Abweichung von 1 mm auf. Abb. 9: Winston-Lutz-Test: Links: Die schwarzen Kreise rahmen den Kugelschatten ein. Er sollte möglichst zentriert liegen, wie es bei 0 der Fall ist. Rechts: Schematische Darstellung der Abweichungen. Durchführung: Dem Phantom wurde die zuvor für das CT angefertigte Maske übergezogen. Zur Fixierung wurde eine Mull-Binde zwischen den Hinterkopf und die Maske gelegt. Anschließend wurde der Rahmen am Tisch befestigt. Über den Targetpositioner und die zuvor ausgedruckten Schablonen des entsprechenden Plans konnte man den Tisch auf die richtige Höhe fahren. Hierbei wurde der mindestens 1 mm große Versatz, der beim Winston-Lutz-Test zu sehen war, berücksichtigt. Vor der Bestrahlung musste der Targetpositioner wieder abgenommen werden, damit er das Ergebnis nicht durch Streueffekte verfälschte. Am Computer wurden die Daten des Plans für den jeweiligen arc eingetragen und bestrahlt. Abb. 10: Links: Positionierung mit dem Targetpositioner im Lasersystem des Raumes [26]. Rechts und Mitte: Originalbilder der Positionierung des Phantoms. Auswertung: Die Abweichungen aus dem Winston-Lutz-Test sollten sich in der Auswertung wiederspiegeln. Dazu wurden die Filme einzelnd eingescannt. Fotos der bestrahlten radiochromen Filme sind im Anhang unter C.2 zu finden. Zur Auswertung mussten zunächst die Koordinatensysteme des Planungsprogramms und der Auswertsoftware OmniPro I mrt der Firma IBA 18

27 3.1 Filmdosimetrie Dosimetry (Schwarzenbruck) aufeinander abgestimmt werden. Die Planungssoftware ergab für das Isozentrum die Koordinaten lateral = -0,59 mm, vertikal = +23,45 mm und ventrodorsal = 11,27 mm. Die Auswertsoftware arbeitet mit dem abgebildeten Koordinatensystem. Abb. 11: Koordinatensystem der Sofware OmniPro I mrt. Die X-Koordinate entspricht der lateralen Achse von rechts nach links; die Y-Koordinate der vertikalen Achse von den Füßen in Richtung Kopf und die Z-Koordinate ventrodorsal von posterior nach anterior. Die Filme des Stacks lagen gemäß der Abbildung in der XZ-Ebene, wodurch diese Koordinaten des Isozentrums für den Filmmittelpunkt direkt übernommen werden konnten. Das CT wurde ohne die Filme erstellt, wodurch sich eine Verschiebung des Isozentrums bei eingesetzten Filmen in negative Y-Richtung ergab. Als Fixpunkt wurde die obere Kante des Stacks im Kopf definiert. Hier saß das Stack auch ohne Filme bündig. Von dieser Kante aus konnte man unter Kenntnis der Schichtdicken der Epoxyplättchen und Filme die Positionen der einzelnen Filme berechnen. Die Offsets sind in Tabelle 2 angegeben. Über die CT-Bilder ließ sich der Ort des Isozentrums bei ca. 28,72 mm von unten aus gesehen bestimmen. Er ist mit einem roten Punkt gekennzeichnet und befindet sich in ca. 1 mm Tiefe im 7. Plättchen. Abb. 12: Korrekturberechnung für das Filmstack: Die CT-Schicht in der geplant wurde, befindet sich im 7. Plättchen des Filmstacks. Der Punkt ist rot dargestellt. Die schräge rote Linie stellt die Einkerbung des Stacks dar. Über sie lassen sich die Filmpositionen später bestimmen. Die grauen Plättchen sind alle 0,4 cm dick. Der gelbe Boden und Deckel sind je 0,6 cm dick. Ohne Filme beträgt die Höhe des Filmstacks 6 cm, mit Filmen 6,35 cm. Damit ergibt sich als Filmdicke 0,0269 cm und als Abstand von Film zu Film 0,4269 cm. Von der Y-Koordinate der Filmstackoberkante (54,74 mm) wurden für die Position des ersten Filmes 6 mm abgezogen. Die Position des zweiten Filmes erhielt man, wenn man von der Oberkante die 6 mm und die 19

28 3 Messungen und Ergebnisse Filmdicke samt Plastikplättchen abrechnet etc. Die 3D-Dosisverteilung wurde mit Hilfe der in Tabelle 2 aufgelisteten Offsets erstellt. Um die genaue Y-Position des Isozentrums im Filmstack samt Filmen zu definieren, musste eine Korrektur um sieben Filme durchgeführt werden. Damit beträgt der Abstand zum Boden 28,918 mm. Der 6. Film liegt bei 27,34 mm von unten aus gesehen. Tab. 2: Offsets der Filme Filmnr Offset 48,74 44,74 40,20 35,93 31,7 27,4 23,13 18,86 14,6 10,32 6,1 1,78-2,488 Ergebnisse: Über das Programm OmniPro I mrt ließen sich der Plan und die eingescannten Filme direkt vergleichen. Nach einer Korrektur um 2,3 mm in X-Richtung und 5 mm in Z-Richtung ergab sich folgender Kurvenverlauf für den 7. Film: Abb. 13: Auswertung des radiochromen Films Nummer 7: Oben links: Eingescannter Film. Unten links: Importierter Plan aus dem BrainLab Programm. Oben rechts: In grün ist der Dosisverlauf des BrainScan Originalplans dargestellt, in rot der Dosisverlauf des Filmes. Unten rechts: Gamma- Korrektur des Planes mit den Filmen. Blau bedeutet kein Dosisunterschied, in rot sind große Dosisunterschiede dargestellt. 20

29 3.1 Filmdosimetrie Abb. 14: Isodosenverlauf beispielhaft anhand von Film Nummer 3 (oben links), Film Nummer 5 (oben rechts), Film Nummer 6 (unten links) und Film Nummer 7 (unten rechts): Die gestrichelten Linien stellen den Isodosenverlauf des BrailLab Planes dar, die durchgezogenen Linien sind die des Filmes. Unten rechts ist die Legende der Isodosen abgebildet. 21

30 3 Messungen und Ergebnisse Zweite Messung mit Filmen Da bei der Auswertung des ersten Filmes eine erhebliche Verschiebung des Isozentrums nach unten detektiert werden konnte, musste hierfür ein weiterer CT-Scan mit 2 mm Schichtdicken angefertigt werden. Für die Maskenfixierung wurde mittels einer elektronischen Wasserwaage auf eine waagerechte Lagerung des Phantoms geachtet. Das Filmstack wurde Hersteller konform wie in dem Datenblatt der Firma CIRS (siehe Abbildung 4) in den Hinterkopf eingesetzt. Mit den neuen CT-Bildern wurde ein analoger Plan zu Nummer 1 erstellt. Lediglich die Monitorunits unterschieden sich. Das Tumorvolumen wurde wieder auf das 7. Plättchen geplant. Durch das Einzeichnen per Hand unterschied sich das Volumen geringfügig vom ersten Tumor. Der Durchmesser betrug nun 13,88 mm. Die Durchführung des Winston-Lutz-Tests und die klinische Routine zeigten, dass die Verschiebungen reproduzierbar waren. Tab. 3: Bestrahlungsparameter des 2. Plans Isoc Num. Arc Num. Coll. (mm) Table Angle Gantry Start Gantry Stop Monitor Units Auswertung: Das Isozentrum lag bei lateral = -2,89 mm, vertikal = -1,1 mm und ventrodorsal = -29,87 mm. Wie auch zuvor konnte man für den Filmmittelpunkt die X- und Z-Koordinaten direkt übernehmen. Über die CT-Bilder ließ sich die Y Koordinate des Isozentrums bei ca. 27,3 mm von unten aus gesehen bestimmen. Es befand sich im 6. Plättchen. Durch die Korrekturberechnung um sechs Filme ergab sich die Position des Isozentrums bei 27,46 mm. Der 6. Film lag bei 27,34 mm. Die Y-Koordinate der Oberkante wurde zu 30,62 mm bestimmt. Für die Erzeugnung des 3D-Volumens wurden die Offsets für jeden Film wie folgt bestimmt: Tab. 4: Offsets der Filme Filmnr Offset 24,62 20,35 16,08 11,81 7,54 3,28-0,99-5,26-9,53-13,8-18,1-22,34-26,61 22

31 3.1 Filmdosimetrie Ergebnisse: Nach einer Korrektur um 0,4 mm in X-Richtung, -0,7 mm in Y-Richtung und 2,2 mm in Z-Richtung ergab sich folgender Kurvenverlauf für den 6. Film: Abb. 15: OmniPro Auswertung beispielhaft anhand von Film Nummer 6: Oben links: Eingescannter Film. Unten links: Importierter Plan aus BrainScan. Oben rechts: In grün ist der Dosisverlauf des BrainScan Originalplans dargestellt, in rot der Dosisverlauf des Filmes. Unten rechts: Gamma- Korrektur des Planes mit den Filmen. Blau bedeutet kein Dosisunterschied, in rot sind große Dosisunterschiede dargestellt. Abb. 16: Links: Auch für die z-achse ist der Kurvenverlauf des 6. Films nahezu mit dem des Plans identisch. Rechts: Kurvenverlauf für den 4. Film mit einer maximalen Abweichung von 19,1% an der durch das Fadenkreuz gekennzeichneten Stelle. 23

32 3 Messungen und Ergebnisse Abb. 17: Isodosenverlauf beispielhaft anhand von Film 5 (links oben), Film 6 (rechts oben), Film 7 (links unten) und Film 8 (rechts unten): Die gestrichelten Linien stellen den Isodosenverlauf des BrailLab Planes dar, die durchgezogenen Linien sind die des Filmes. Rechts unten ist die Legende der Isodosen abgebildet Dritte Messung mit Filmen Bei der dritten Messung wurde ein Plan mit µmlcs erstellt. Es ergaben sich dieselben Korrekturen für die Y-Achse wie für die 2. Messung, da es sich um die ansonsten gleiche Planung handelte. Der Tumordurchmesser war wieder leicht verändert. Er betrug 13,94 mm. Abb. 18: Überprüfung des Lamellenfeldes mit Hilfe einer ausgedruckten Schablone. Über das Lichtfeld des Kollimators und das Lasersystem im Raum kann für jeden arc die Feldform kontrolliert werden. Dies wird nach dem Winston- Lutz-Test bei µmlcs durchgeführt. 24

33 3.1 Filmdosimetrie Ergebnisse: Nach einer Korrektur um 0,4 mm in X-Richtung, -0,7 mm in Y-Richtung und 1,7 mm in Z-Richtung ergab sich folgender Kurvenverlauf für den 7. Film: Abb. 19: OmniPro Auswertung von Film Nummer 7: Oben links: Eingescannter Film. Unten links: Importierter Plan aus BrainScan. Oben rechts: In grün ist der Dosisverlauf des BrainScan Originalplans dargestellt, in rot der Dosisverlauf des Filmes. Unten rechts: Gamma- Korrektur des Planes mit den Filmen. Blau bedeutet kein Dosisunterschied, in rot sind große Dosisunterschiede dargestellt. Abb. 20: Kurvenverlauf in Z-Achse für Film Nummer 6. Ganz rechts sind Peaks von Filmartefakten am Rand zu sehen. 25

34 3 Messungen und Ergebnisse Abb. 21: Isodosenverlauf beispielhaft anhand von Film Nummer 3 (oben links), 5 (oben rechts), 6 (unten links) und 7 (unten rechts): Die gestrichelten Linien stellen den Isodosenverlauf des BrailLab Planes dar, die durchgezogenen Linien sind die des Filmes. Rechts unten ist die Legende der Isodosen abgebildet. 3.2 BANG-3 Gel Herstellung: Das BANG-Gel wurde in mehreren Komponenten geliefert, die alle nach Anleitung zu einem Gel zusammengefügt werden mussten. Die Anleitung zur Herstellung ist im Anhang unter C.4 zu finden. Bis zur Herstellung im Labor für molekulare Radioonkologie der Heinrich- Heine-Universität wurde das Gel in einem Kühlschrank aufbewahrt. Anschließend betrug die Lagerungstemperatur 21,7 C. Bei der Bestrahlung des Phantoms wurde eine Aussentemperatur von 20,9 C gemessen. Die Gele zur Kalibrierung wurden in einem Wasserbad bei 22,1 C bestrahlt. Die Temperatur bei der MRT-Auswertung konnte nicht genau angegeben werden. Sie müsste ebenfalls um die 21 C gelegen haben, sodass über die gesamte Prozedur eine nahezu konstante Raumtemperatur von 21,7 ±1 C eingehalten werden konnte. 26

35 3.2 BANG-3 Gel Kalibrierung: Zur Kalibrierung wurde ein Wasserphantom verwendet. Der Versuchsaufbau ist in der folgenden Abbildung dargestellt: Abb. 22: Links: Schematische Darstellung der Kalibrierung im Wasserphantom. Rechts: Originalbild der Kalibrierung. Das Lasersystem trifft das Gel in der Mitte, 5 cm unterhalb der Wasseroberfläche. Dort entsprechen 100 Monitorunits ungefähr 1 Gy. Für den Tag der Bestrahlung konnte anhand der Konstanzprüfung eine Abweichung von -0,4% der Dosis ermittelt werden. Da das Gel nicht vollständig bis zum Deckel ohne Lufteinschluss eingefüllt war, wurde der Becher über Kopf in das Wasserphantom auf einen Glasblock gestellt. Der Abstand des Bodens zur Wasseroberfläche betrug 2 cm. In 3 cm Gel-Tiefe befand sich das Isozetrum. Es wurde mittels des Lasersystems im Raum positioniert. Wie auch bei den Bestrahlungen der Filme wurde am Linearbeschleuniger der Firma Elekta gearbeitet. Für die Kalibrierung im Wasserphantom gilt, dass bei einem 10 x10 cm2 großen Feld 100 Monitorunits einer Dosis von 1 Gy in 5 cm Wassertiefe entsprechen. Bei dieser Rechnung muss jedoch noch ein Faktor der jeweiligen Konstanzprüfung des Tages berücksichtigt werden. Da das Gel laut Heufelder et al. eine Dichte von 1,05 g/cm3 besitzt, welche nahezu der von Wasser entspricht, wurde der in Abbildung 22 skizzierte Versuchsaufbau gewählt. Kalibriert wurde mit 6 MeV Photonenstrahlung und folgenden Dosen: 0 Gy; 0,0996 Gy 0,1 Gy; 0,5976 Gy 0,6 Gy; 0,996 Gy 1Gy; 1,992 Gy 2Gy; 3,984 Gy 4Gy, 4,3824 Gy 4,4 Gy und 4,98 Gy 5Gy. Die Dosen mussten mit dem jeweiligen Faktor der Konstansprüfung für den Tag der Bestrahlung multipliziert werden. Dieser ergab eine um 0,4% niedrigerer Energie. Die Auswertung fand am MRT statt und ist im Kapitel Auswertung beschrieben. Abb. 23: Links: Gelbehälter für das Phantom. Rechts: Bestrahltes Gel der Kalibrierung mit 5 Gy. 27

36 3 Messungen und Ergebnisse Bestrahlung: Analog zur Filmbestrahlung wurde ein Stereotaxie-Plan mit Hilfe eines CT-Scans erstellt. Hierbei wurden dieselben Einstellungen, wie für die Filme verwendet. Es wurde mit einem 20 mm Rundkollimator bestrahlt. Der Durchmesser des Tumors betrug 14,6 mm. Tab. 5: Bestrahlungsparameter des ersten Plans Isoc Arc Coll. Table Gantry Gantry Stop Monitor Units Num. Num. (mm) Angle Start Auswertung Die Auswertung fand am MRT Siemens Magnetom Trio des Radiologischen Instituts des UKD statt. Gemessen wurde mit einer Feldstärke von 3 Tesla unter Verwendung einer Kopfspule. Abb. 24: Kopfspule der Firma Siemens Medical Solutions (Erlangen, Deutschland) [32]. Das Kopfphantom wurde einen Tag nach Bestrahlung ausgewertet, die zur Kalibrierung bestrahlten Behälter eine Woche nach Bestrahlung. Es wurden verschiedene Einstellungen auf ihren Kontrast hin untersucht. Die Einstellungen wurden der Literatur [36] und [41] entnommen. Die Tabelle mit den einzelnen Parametern der fünf verschiedenen Messeinstellungen sind im Anhang unter C.5 zu finden. Die erste Messung diente der Lokalisierung des Gels. Da der Kopf keine Artefakte verursachte, wurde er vollständig in das MRT gelegt. Bei der Lagerung wurde darauf geachtet, dass er möglichst waagerecht lag. Man konnte jedoch auch im MRT einen genauen Bereich mit Verschiebung um den jeweiligen Winkel durchführen. Das Phantom konnte nicht mit dem stereotaktischen Rahmen gescannt werden, da dieser aus Metall besteht. In der zweiten Messung konnte man den bestrahlten Bereich bereits gut erkennen, jedoch war die Auflösung zur Untersuchung nicht ausreichend. Als geeignet erwies sich am 3 Tesla Scan mit einer Sender/Empfänger Kopfspule eine Multiecho-Sequenz mit 5 Echos (T E = 30 ms bis 150 ms) und einer Repetitionszeit von T R = 2330 ms. Als Schichtdicke wurden 2 mm verwendet mit je einem 0,2 mm Gap. Gaps sind notwendig, da ansonsten Artefakte durch die benachbarten Schichten auftreten können. Pixelgröße und FOV wurden zu den vorherigen Messungen nicht verändert. 28

37 3.2 BANG-3 Gel Die Messzeit betrug etwa 1 h. Anschließend gab es in der zugehörigen Software des MRTs von Siemens die Option aus gleichen Schichtebenen bei verschiedenen Echozeiten direkt sogenannte T2 Maps zu erzeugen. Auf ihnen ließ sich die Dosis direkt anhand der 16 Bit Graustufen ablesen. Dazu musste jedoch zunächst eine Kalibrierkurve erstellt werden. Die Tabelle der einzelnen Werte zur jeweiligen Dosis, Schicht und Relaxationszeit kann im Anhang unter C.6 entnommen werden. Abb. 25: Kalibrierungskurve: Realxationsrate in Abhängigkeit der absorbierten Dosis für die MRT-Schichten 33 mm und 31,4 mm aus dem Anhang C.6. Wie auch bei den Filmen konnte man anhand der Oberkante des Geleinsatzes die jeweiligen Gelschichten denen des BrainScan Plans zuordnen. Die Oberkante hatte in der CT-Schicht die Position 31 mm und in der MRT Schicht den Wert 26,4 mm. Daraus ließen sich die Positionen der einzelnen Schichten bestimmen zu: Tab. 6: Y-Koordinaten der MRT Schichten MRT-Bild MRT 26, ,8 19,6 17,4 15, ,8 8,6 6,4 4,2 2,0 0,2-2,4-4,6-6,8-9,0-11,2 Koordinate (mm) Distanz zur 0,4 2,6 4,8 7 9,2 11,4 13,6 15, ,2 24,6 26, ,2 33,4 35,6 37,8 49,4 Behälter Oberkante Offset in mm 30,6 28,4 26, ,8 19,6 17,4 15, ,8 6,4 4,6 2-0,2-2,4-4,6-6,8-18,4 zugehörige CT-Schicht Ergebnisse: Das Isozentrum des Plans lag bei vertikal 7,98 mm, was zwischen BANG-Gelschicht 10 und 11 lieg. Die Umwandlung der DICOM Bilder der MRT Aufnahmen in ein geeignetes Tiff-Format war im Rahmen dieser Bachelorarbeit nicht möglich. Somit konnte keine analoge Auswertung zu den Filmen mit Hilfe des OmniPro I mrt Programms erstellt werden. Alternativ wurden Programme eingesetzt, die eine qualitative Auswertung ermöglichten. Dazu wurde die Dosis in Farbstufen dargestellt. Das Programm BrainScan erstellte direkt Isodosenverläufe, die der Abbildung 26 (je die linke Spalte) zu entnehmen sind. Mit Hilfe des Sante Free Dicom 29

38 3 Messungen und Ergebnisse Viewers der Firma Santesoft (Griechenland) war es möglich die MRT Bilder in 17 Farbstufen zu unterteilen. In Abbildung 26 sind die jeweils zueinander gehörenden Bilder des Originalplanes und des MRTs gegenübergestellt. Abb. 26: Es ist je der Originalplan (links) zu der zugehörigen bestrahlten BANG-Gelschicht (rechts) abgebildet. Ganz rechts ist die Skala der prozentuale Dosisabstufung des Originalplans aus BrainScan angegeben. Abb. 27: Links: Isodosenverteilung in sagittaler Ansicht der MRT Bilder. Rechts: Isodosenverteilung des Originalplans aus der 45 Ansicht. Anschließend wurden die korrspondierenden Bilder als transparente Screenshots übereinandergelegt. Über eine Farbinversion konnten dadurch die Isodosen der Originalplanes in den MRT Bildern kenntlich gemacht werden. Ein Beispiel dieser Bildfusion aus Bild Nummer 39 des BrainScan Plans und MRT Schicht Nummer 11 ist in Abbildung 28 zu sehen: 30

39 3.2 BANG-3 Gel Abb. 28: Bildfusion aus MRT Schicht 11 (links) und BrainScan Plan Schichtnummer 39 (Mitte): Rechts: Das Kreuz in der Mitte stellt das Isozentrum des Brainscan Plans dar. Die Linien sind die Isodosenverläufe des Brainscan Plans. Über eine Farbinversion sind die Dosisverläufe des MRT Falschfarbenbildes zu sehen. Über den Sante Free Dicom Viewer oder das ImageJ Programm konnte die Dosis bestimmt werden. Für den inneren Kreis (grüne Isodose) erhielt man einen minimalen Wert von 134 ms und einen maximalen Wert von 159 ms. Durch eine Kalibrierung von T2 über die Dosis wurde folgende Gleichung ermittelt: y = 65,12 Dosis+457,3, woduch sich für die Dosis D = y 457,3 65,12 ergab. Somit erhielt man als maximale Dosis: 4,96 Gy und als minimale Dosis: 4,58 Gy. Als Mittelwert gab das Programm ImageJ 143,538 ms an, was einer mittleren Dosis von 4,81 Gy entspricht. Im Isozentrum sollten maximale 110 % Dosis appliziert worden sein, was 4,4 Gy entspräche. Für die grün gefärbten Ränder werden im Mittel 404 ms gemessen, was etwa 0,8 Gy entspricht. Auch der BrainScan Plan berechnet hier 20% der Dosis, also 0,8 Gy. Die Ergebnisse aller anderen Fusionen sind im Anhang unter C.7 nachzuschlagen. 31

40 4 Diskussion 4 Diskussion 4.1 Allgemeines Die Genauigkeit einer stereotaktischen Bestrahlung wird durch verschiedene Einzelfaktoren beeinflusst. Zum Einen spielen technische Ungenauigkeiten, wie die CT- Bildgebung und die Bildbearbeitung eine Rolle. Zum Anderen wird die klinische Umsetzung durch die Ungenauigkeit des Linearbeschleunigers, der Lagerung und der Maske bestimmt. Die manuelle Auswertung der Filme oder Gele ist fehlerbehaftet. Auch eventuelle Inhomogenitäten der verwendeten Filme oder Gele können die Messergebnisse verfälschen. Durch die regelmäßige Konstanzprüfung ist ersichtlich, dass das CT konstant arbeitet. Laut einer Studie von Schulder et al. [42] sollte der CT-Scan das bevorzugte Mittel bei der Bildgebung in der Stereotaxie sein, da die Bilddatenfehler so gering sind. Der mittlere Fehler sollte bei ca. 1 mm liegen. In der Literatur [43] wird beschrieben, dass das Bestrahlungsplanungs-Programm BrainScan zu Messwertaußreißern oder Größenveränderungen unter Verwendung verschiedener Drucker neigt. Desweiteren kommt es zu Fehlern bei der Bestimmung der Lage der Isozentren. Diese liegen laut Winnenburg jedoch deutlich unter den Fehlern, die durch die Positionierung (Maske, Tisch, Gantry) zustande kommen. Die Ungenauigkeit der thermoplastischen Maske sollten laut Wilner et al. [44] in einem Bereich von lateral (X) -0,1mm, longitudinal (Y) 0,4 mm und ventrodorsal (Z) 0,1 mm liegen. Bei der Bestrahlung gelten folgende allgemein gültige Genauigkeitsvorraussetzungen für die Stereotaxie: Alle Gantry- und Tischbewegungen sollten unter 1 mm Abweichung liegen und der Kollimatorwinkel sollte eine Abweichung unter 1 aufweisen. Die Abweichungen für das Isozentrum sollten bei maximal ± 1 mm liegen, was durch den sogenannte Gantry-Sag (durchhängende Gantry) verursacht wird [43]. Dies wurde auch in den Winston-Lutz-Tests bestätigt. Das Phänomen wird im Abschitt 4.2 Filmdosimetrie näher diskutiert. Der verwendete µmlc besitzt eine Repositionierungsgenauigkeit von unter 0,1 mm laut Herstellerangabe. Bei den MRT-Messungen waren FOV, Tischposition und Schichtdicke sowohl bei den Kalibrier- Gelen als auch bei dem Phantom identisch. Die Schichten wurden mit einer Gap von 0,2 mm, also nahezu ohne Lücke, aufgenommen. Die maximal mögliche geometrische Abweichung entspicht damit ungefähr der Ausdehnung eines Voxels [45]. Die Voxelgröße betrug bei der Gel-Auswertung: 0,8 x 0,8 x 2 mm

41 4.2 Filmdosimetrie: 4.2 Filmdosimetrie: Von der Bildgebung am CT bis hin zur fertigen Auswertung mit dem Programm OmniPro I mrt können viele Messunsicherheiten auftreten. Zunächst erstellt die Planungssoftware BrainScan keine perfekt kugelförmigen Tumoren: Abb. 29: Seitenansicht des runden Tumorvolumens. Das gelbe Kreuz stellt das Isozentrum dar. Der Winston-Lutz-Test zeigt reproduzierbare Verschiebungen, die bei 90 und 270 zu einer Verlagerung des Isozentrums in Z-Richtung und bei 180 in X- und Y-Richtung führen. Die Abweichungen sind durch eine Torsion im Tragarm sowie der Gravitation durch das Eigengewicht zu erklären (Gantry-Sag). Obwohl eine Korrektur um 1 mm durchgeführt wurde, ergaben sich bei den Filmmessungen für diese Koordinate Abweichungen. Für die Tischrotation ergab sich eine maximale laterale Verschiebung von ca. 0,5 mm, welche sich auf die X- Koordinate auswirkte. Durch die falsche Lagerung bei der ersten Messung mit Filmen lag der Kopf nicht identisch zur Bestrahlungsplanung. Daraus ergaben sich große Abweichungen vom Originalplan. Sie spiegelten sich besonders in der Z-Achse wieder, da die Mullbinde den Kopf angehoben hatte. In den Messungen 2 und 3 waren die Verschiebungen in X- und Y-Richtung durch die Erstellung einer neuen Maske und sachgerechter Lagerung reproduzierbar. Lediglich die Z-Richtung wies Unterschiede auf. Eigentlich würde man durch den schwereren µmlc-aufsatz eine größere Abweichung in Z-Richtung erwarten (Gantry-Sag). Die größere Abweichung bei dem leichteren Rundkollimator-Aufsatz ist durch die Repositionierung der Maske bei den Messungen zu erklären. Obwohl bei der Anfertigung der Maske auf einen möglichst bündigen Sitz geachtet wurde, konnten durch die Elastizität der Maske Abweichungen auftreten. Insgesamt liegt die Ungenauigkeit der Maske bei 1 mm [46]. Obwohl alle Filme mit Schablone eingescannt wurden, konnten Abweichungen von der korrekten Lage auftreten. Diese wurden später im Programm OmniPro I mrt behoben. Die ordnungsgemäße Positionierung der Filme im Filmstack war fehlerbehaftet. Während der Positionierung des Phantomes auf dem Tisch konnte es zu Verschiebungen und Drehungen der Filme im Stack kommen. Das Stack ließ sich zwar fest verschrauben, jedoch musste man darauf achten, dass dies nicht zu Artefakten auf den Filmen durch Druckstellen führte. Anschließend wurde anhand der Einkerbungen im Film und über ein Fadenkreuz der Filmmittelpunkt bestimmt. Auch hierbei kann es zu Fehlern (ca. 0,2 mm) gekommen sein, da man die Einkerbungen manuell verbinden musste (siehe Abbildung 16). Anschließend wurden die Koordinaten der CT-Schichten übernommen. Bei der Erstellung der Offsets rundete das Programm OmniPro I mrt auf die 33

42 4 Diskussion erste Nachkommastelle im Millimeterbereich. Da der Abstand von Film zu Film 4,269 mm betrug führte das bei 13 Filmen zu einem systematischen Fehler in Y-Richtung. Desweiteren wurde die obere Kante im CT per Mausklick bestimmt, wodurch sich ein Fehler von ca. 0,01 mm ergab. Kurvenverläufe: Die Kurvenverläufe der zweiten Messung verliefen exakt übereinander. Bei der dritten Messung unterschätzte die Planungssoftware den Effek der Streustrahlung bei dem µmlc-aufsatz. Man erkannte im unteren Signalbereich deutliche Abweichungen (maximal 3,5 %) zu dem Originalplan. Insgesamt waren die Kurvenverläufe eckiger als bei den Rundkollimatoren. Dies ließ sich durch die einzelnen Lamellen erklären, die das Feld formten. Betrachtet man die Abbildungen 14, 17 und 21, so kann man erkennen, dass die Isodosenverläufe des Originalplans kleiner sind als die der bestrahlten Filme. Die Ursache liegt sehr wahrscheinlich in dem verwendeten Algorithmus, mit welchem die Planungssoftware OmniPro I mrt die Verläufe errechnet. Durch den Clarkson Algorithmus werden die lateralen Streueffekte unterbewertet. Ausblick: Für die Filmdosimetrie wäre es hilfreich ein CT-Scan mit nur 1 mm Schichtdicke und mit eingesetzten Filmen im Filmstack zu erstellen. Weiterhin ließe sich der 7. Film über einen Marker im Mittelpunkt anschließend bei der Planung direkt erkennen. In dieser Arbeit wurde nur eine Relativdosimetrie mit den Filmen durchgeführt. Als weiterführende Untersuchung könnte eine Dosimetrie der Kenndosis angeschlossen werden. Fazit: Größtmögliche Genauigkeit ist in der stereotaktischen Bestrahlung von großer Bedeutung. In der Strahlentherapie des UKD werden u.a. auch die Trigeminusneuralgie (bis max. 4 mm Durchmesser) stereotaktisch mit einer hohen Dosis (50 bis 80 Gy) bestrahlt. Dabei wird die Synapse, die unter dem Auge am Jochbein liegt, inaktiviert. Anhand der vorgestellten Messungen konnten die festgelegten Toleranzwerte verifiziert werden. Die Filme stellen eine gute Methode dar, um mit mäßigem Zeitaufwand reproduzierbare Messungen zur Qualitätssicherung durchzuführen. 4.3 BANG-Geldosimetrie Bei der BANG Geldosimetrie wurde auf eine konstante Temperatur geachtet, um Dosisunterschiede zu vermeiden [33]. Dennoch trat im Isozentrum eine um 10% höhere Dosis auf. Hierbei muss man sich fragen, ob wirklich eine höhere Dosis appliziert wurde oder ob die Abweichung durch die Kette an Fehlerquellen entstanden ist. Da alle Werte der Dosis bis auf die im Niedrigdosisbereich leicht erhöht waren, lässt dies auf einen Fehler in der Gel-Herstellung oder der Temperatur im MRT schließen. Somit war keine Absolutaussage über die Dosis möglich. Da keine geeignete Software zur direkten Planverifizierung zur Verfügung stand, konnte nur eine Bildfusion durchgeführt werden. Wie man der Abbildung 28 und im Anhang unter C.7 entnehmen kann waren die Dosisverläufe sehr ähnlich. Genaue quantitative Aussagen über die Abweichungen in X-, Y- oder Z-Richtung waren damit jedoch nicht möglich. 34

43 4.3 BANG-Geldosimetrie Ausblick: Für die Geldosimetrie sollte eine Lösung für die Format-Konvertierung gefunden werden. Es war nur möglich das 16 Bit Dicom-Format in ein unkomprimiertes 8 Bit Tiff- Format mittels IrfanView zu konvertieren. Dadurch war der Informationsgehalt der Bilder jedoch ungeeignet für die Weiterverarbeitung. Über den Sante Dicom Viewer Free konnten 24 Bit Bilder erzeugt werden, jedoch waren diese komprimiert und konnten nicht mit OmniPro IMRT ausgewertet werden. Bei der MRT Auswertung sollte man weitere Echo Sequenzen untersuchen. Es traten deutliche Streifenartefakte (vgl. Abbildung 26) auf, die wahrscheinlich durch Resonanzen im MRT entstanden. Es liegt nahe, dass das Gel selbst vibriert und nicht die Behälter, da die Artefakte auch bei dem schweren Kopfphantom auftraten. Eine Möglichkeit der Auswertung bot das Freeware Programm ImageJ 1.44p (Wayne Rasband; National Institutes of Health, USA), welches auf Java (32bit) basiert. Unter Kenntnis der Relaxationsraten, die man mit Hilfe der folgenden Formel berechnen kann: I(T E ) = I 0 e T E T2 = I 0 e T ER 2, war es möglich eine Kalibrierungskurve zu erstellen. Darüberhinaus gab es die Möglichkeit Dosisverläufe, sowie Isodosen zu erzeugen. Ein direkter Vergleich zwischen dem bestrahlten BANG Gel und dem Originalplan war nicht möglich. Geeignete Programme zur Auswertung könnten im Rahmen einer Anschlussarbeit näher untersucht werden. Fazit: Die BANG Geldosimetrie hat sich als ein geeignetes Verfahren zur Verifikation stereotaktischer Bestrahlungsplänen profiliert. Im Gegensatz zur Echtzeit verfügbaren Filmdosimetrie benötigt die Geldosimetrie eine Herstellung nach Anleitung und eine zeitaufwändige Auswertung am MRT. Darüberhinaus müssen entsprechende Zeit- und Temperaturvorgaben eingehalten weden. Dennoch stellt sie ein gutes Mittel dar als offline -Methode die Filmdosimetrie zu überprüfen. Grundsätzlich ist die Einführung der Geldosimetrie in der klinischen Routine erfolgreich durchgeführt worden. Es bedarf jedoch noch zusätzlicher Optimierungen hinsichtlich der Auswertung

44 5 Glossar / Fachausdrücke und Abkürzungsverzeichnis 5 Glossar / Fachausdrücke und Abkürzungsverzeichnis benigne CTV Dosimetrie Dosisleistung Energiedosis Fraktionierung freie Radikale FOV Gray gutartig Clinical Target Volume Fachausdruck für die Dosismessung Bestrahlungsdosis pro Zeiteinheit (Gy/min) absorbierte Energie pro Masse Bestrahlungsdosis wird auf mehrere Sitzungen aufgeteilt sehr reaktives Bruchstück eines Moleküls, das ein ungepaartes Elektron enthält field of view, Bildfeld eine SI-Einheit, die die durch ionisierende Strahlung erzeugte Energiedosis bezeichnet: 1Gy = 1 J kg = 1 m2 s 2 GTV HDR intrakraniell invasiv Isozentrum Karzinom Krebs maligne Melanom Meningeom Monitorunits PTV SRS SRT UKD ventrodorsal Vestibularis-Schwannom Es gibt die pro Masse absorbierte Energie an. gross Tumor Volume high dose rate; Es werden Strahlenquellen mit sehr hoher Dosisleistung eingesetzt. innerhalb des Schädels gewebeverletzendes Verfahren wie z.b. Operationen Schnittpunkt aller Strahlen epithelialer maligner Tumor maligner Tumor bösartig maligner Tumor der Pigmentzellen der Haut. Er wird auch schwarzer Hautkrebs genannt. benigner Hirntumor durch Entartung von Hirnhautschichten In den Ionisationskammern des Dosismonitorsystems des LINAC wird die Anzahl an Monitoreinheiten gemessen. Nach einer gewählten Anzahl an Monitoreinheiten soll der Linearbeschleuniger die Bestrahlung abschalten. Diese wird am Dosismonitor 1 automatisch gemessen. Ein Dosismonitor 2 ist meist so eingestellt, dass er sich nach einer 1-5% höheren Dosis abschaltet. Somit ist eine sichere Bestrahlung der Patienten gewährleistet. Die Anzahl der Monitoreinheiten einer gewissen Dosis wird über eine Kalibrierung des Monitorsystems im Wasserphantom mit einem 10x10cm2 Feld bestimmt. Am LINAC betragen 100 Monitoreinheiten in 5 cm Wassertiefe 1 Gy. planning Target Volume stereotactic Radiosurgery stereotactic Radiotherapy Univeritätsklinikum Düsseldorf Richtung von anterior (vorne) nach posterior (hinten); AP benigner Tumor der Schwann Zellen, der zu den häufigsten intrakraniellen Tumoren gehört 36

45 6 Literaturverzeichnis Literatur [1] Robert Koch Institut, Verbreitung von Krebserkrankungen in Deutschland: Entwicklung der Prävalanzen zwischen 1990 und 2010: Eine Veröffentlichung des Zentrums für Krebsregisterdaten am RKI, [2] Statistisches Bundesamt Deutschland, Todesursachen 2010: Herz-/Kreislauferkrankungen verursachen 42% aller Todesfälle. [3] Internetseite des Deutschen Krebsforschungszentrums, Krebszahlen, Statistik. [4] M. Fischer, Untersuchungen zum Einsatz eines neuartigen Mikrolamellenkollimators für medizinische Linearbeschleuniger: Diplomarbeit im Fach Physik. Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie des Radiologischen, [5] M. Wetzke and L. Behrens, eds., Basics bildgebende Verfahren. München: Elsevier Urban & Fischer, 1. aufl. ed., [6] H. Krieger, Strahlungsmessung und Dosimetrie. Vieweg & Teubner, [7] Internetseite der Zukunftswerkstatt Jena, Wechselwirkung von ionisierender Strahlung mit Materie. [8] G. Goretzki, Medizinische Strahlenkunde: Physikalisch-technische Grundlagen. MTA/R Ausbildung, München: Elsevier Urban & Fischer, 2., vollst. überarb. aufl. ed., [9] E. Görlitz, Dosimetrische und verfahrenstechnische Untersuchungen zur Qualitätssicherung eines Bestrahlungsplanungsprogramms: Diplomarbeit im Fach Physik [10] P. Virsik-Köpp, Biologische Wirkungen ionisierender Strahlung: Grundlagen für den Strahlenschutz und für die Strahlentherapie: Ergänzende Kurzfassung. [11] T. Herrmann, M. Baumann, and W. Dörr, Klinische Strahlenbiologie: Kurz und bündig. München: Elsevier Urban & Fischer, 4., völlig überarb. aufl. ed., [12] Internetseite des Bundesamtes für Strahlenschutz, Definition Strahlung. [13] E. Riedel, Anorganische Chemie. Berlin: de Gruyter, 6. aufl. ed., [14] H. Krieger, Grundlagen der Strahlungsphysik und des Strahlenschutzes. Studium, Wiesbaden: Vieweg + Teubner, 3., überarb. und erw. aufl. ed., [15] O. Dössel, Bildgebende Verfahren in der Medizin: Von der Technik zur medizinischen Anwendung. Berlin: Springer, [16] I. Simiantonakis, Grundlagen der Strahlentherapie: Vorlesungsskript an der Heinrich-Heine- Universität Düsseldorf

46 Literatur [17] B. Povh, K. Rith, C. Scholz, and F. Zetsche, Teilchen und Kerne: Eine Einführung in die physikalischen Konzepte. Springer-Lehrbuch, Berlin, Heidelberg: Springer, 8. aufl. ed., [18] R. Sauer, Strahlentherapie und Onkologie. München: Elsevier Urban & Fischer, 5., völlig überarb. aufl. ed., [19] I. M. Germano, LINAC and gamma knife radiosurgery. Neurosurgical topics, Park Ridge Ill.: American Association of Neurological Surgeons, [20] G. H. Barnett, M. E. Linskey, and J. R. Adler, Stereotactic radiosurgery an organized neurosurgerysanctioned definitio, Journal of Neurosurgery, no. 106, pp. 1 5, [21] A. Mack, G. Mack, D. Weltz, A. Hönes, A. Jess, and B. Wowra, Qualitätssicherung im stereotaktischen Raum: Bestimmung der Genauigkeit von Ort und Dosis bei Ein-Zeit- Bestrahlungen, Strahlentherapie und Onkologie, vol. 179, no , [22] M. G. Krukemeyer and W. Wagner, Strahlenmedizin: Ein Leitfaden für den Praktiker. Walter de Gruyter GmbH Co.KG, 1. aufl. ed., [23] Internetseite der Charité Universitätsmedizin Berlin, Stereotaxie-Radiochirurgie. [24] G. W. Kauffmann, E. Moser, and R. Sauer, Radiologie. München: Elsevier Urban & Fischer, 3., völlig überarb. aufl. ed., [25] S. Mathis-Edenhofer, Gamma Knife und radiochirurgisch eingesetzte ( stereotaktische ) Linearbeschleuniger: Zwei Applikationsformen von Radiochirurgie im Vergleich: Systematischer Review. [26] Internetseite der Firma BrainLab. [27] P. Wolf, Überlebenszeit und Einflußfaktoren auf das Überleben bei Patienten mit zerebralen Metastasen nach Behandlung mit stereotaktischer Bestrahlung alleine vs. stereotaktische Bestrahlung in Kombination mit Ganzhirnbestrahlung: Doktorarbeit [28] Internetseite der Firma CIRS, Datasheet: Radiosurgery Head Phantom: For Evaluation of Treatment Accuracy: Model 605. [29] F. Hinterberger, Physik der Teilchenbeschleuniger und Ionenoptik. Berlin, Heidelberg: Springer-Verlag, 2. aufl. ed., [30] J. Bille and W. Schlegel, Medizinische Strahlenphysik, vol. Bd. 2. Berlin: Springer, [31] T. Heinzel, Einführung in die Medizinische Physik: Skript zur Vorlesung: Heinrich-Heine- Universität Düsseldorf, [32] W. R. Nitz, V. M. Runge, and U. I. Attenberger, eds., Praxiskurs MRT: Anleitung zur MRT-Physik über klinische Beispiele. Stuttgart: Thieme, 2., überarb. und erw. aufl. ed., [33] P. Bruce, The use of BANG-3TM Polymer Gel to quantify the three-dimensional dose distribution of IMRT: Master Thesis

47 Literatur [34] J. Scherer, L. Bogner, and M. B. M. Herbst, Verifikation optimierter 3D-Dosisverteilungen mittels MR-Fricke-Gel, Strahlentherapie und Onkologie, vol. 173, no (Nr.1), [35] Y. Xu, Sensitivity calibration procedures in optical-ct scanning of BANG-3 polymer gel dosimeters, Medical physics, no. VOL 37, NUMB 2, pp , [36] J. Heufelder, S. Stiefel, M. Pfaender, L. Lüdemann, Grebe Gerhard, and Heese Jürgen, BANG Polymergeldosimetrie in der Protonentherapie von Augentumoren, Z. Med. Phys., vol. 14, pp , [37] J. Herzen, Untersuchungen zum Einsatz einer neuen Pixel-Ionisationskammer zur Verifikation zweidimensionaler Dosisverteilungen in der Strahlentherapie: Diplomarbeit im Fach Physik. 30. Juni [38] C. Sanne, Einsatz von radiochromen Filmen zur dosimetrischen Verifikation von speziellen radiotherapeutischen Anwendungen: Masterarbeit an der Heinrich-Heine-Universität Düsseldorf [39] Internetseite des Beamservice Elekta, Winston Lutz Test: Prüftool zur Konstanzprüfung. [40] K. Kruppa, Untersuchungen zur klinischen Bestrahlungsplanung für die stereotaktische Strahlentherapie: Bachelorarbeit an der Heinrich-Heine-Universität Düsseldorf [41] Y. Murakami, T. Nakashima, K. Wadasaki, T. W. Y. Akimitsu, and K. Ito, Fundamental Study of Polymer GEL Dosimetrie. [42] M. Schulder, P. Fontana, M. A. Lavenhar, and P. W. Carmel, The relationship of imaging techniques to the accuracy of frameless stereotaxy, Stereotactic and functional neurosurgery, vol. 72, no. 2-4, pp , [43] H. Winnenburg, Qualitätssicherung in der Strahlentherapie: Spezifische Untersuchungen zur langzeitlichen Konstanz dosimetrischer und geometrischer Parameter beim Einsatz von Radiosurgery-Software: Dissertation, [44] J. Willner, M. Flentje, and K. Bratengeier, CT simulation in stereotactic brain radiotherapy analysis of isocenter reproducibility with mask fixation, Radiotherapy and oncology : journal of the European Society for Therapeutic Radiology and Oncology, vol. 45, no. 1, pp , [45] O. Süss, Sensor-basierte elektromagnetische Navigation in der kraniellen Neurochirurgie. [46] J.-Y. Jin, S. Ryu, K. Faber, T. Mikkelsen, Q. Chen, S. Li, and B. Movsas, 2D/3D image fusion for accurate target localization and evaluation of a mask based stereotactic system in fractionated stereotactic radiotherapy of cranial lesions, Medical physics, vol. 33, no. 12, pp ,

48 Literatur Internetadressen [1] Robert Koch Institut 23GSS31yB0GKUhU.pdf [2] Statistisches Bundesamt Deutschland Presse/pm/2011/09/PD ,templateId=renderPrint.psml Pressemitteilung Nr.354 vom [3] Deutsches Krebsforschungszentrum [7] Zukunftswerkstatt Jena [10] Köpp [12] Bundesamt für Strahlenschutz [23] Charité Universitätsmedizin Berlin stereotaxie_radiochirurgie_sbrt/ [26] BrainLab [28] CIRS [39] Elekta beamservice.de/cms/upload/datenblatt/wlt_elektav_aktell_db.pdf Alle zuletzt geprüft am:

49 7 Danksagung Ich möchte mich bei allen bedanken, die mich bei der Erarbeitung dieser Bachelorarbeit unterstützt haben. Ein ganz besonderer Dank geht an: Herrn Dipl.-Phys. Dr. rer. nat. Ioannis Simiantonakis, der mir dieses interessante Themengebiet vorgeschlagen hat und bei der Erarbeitung geholfen hat; Herrn Dipl.-Phys. Burkhardt Bannach für die tatkräftige Unterstützung bei der Durchführung der stereotaktischen Bestrahlungen meines Phantoms; Herrn M.Sc. (Physik) Majid Ghorbanpour für die gute Zusammenarbeit, besonders bei der neu eingeführten Geldosimetrie; Herrn Dipl.-Phys. Thorsten Doll für die geduldige Erklärung der Bildverarbeitung in einem Computer; Prof. Dr. rer. nat. Reiner Jänicke und Frau BTA Christine Disselhoft für die Bereitstellung des Labors für Molekulare Radioonkologie zur Zubereitung des BANG-Gels; Herrn PD Dr. rer. nat. Hans-Jörg Wittsack für die Hilfe bei der Auswertung des BANG-Gels am MRT; Frau MTA Rädisch für die Geduld bei der Auswertung; und dem ganzen Team der Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie in Düsseldorf. 41

50 8 Anhang 8 Anhang A Motivation A.1 Statistik Krebserkrankungen Abb. 30: Krebserkrankungen Quelle: 42

51 B Material und Methoden B.1 Die Funktionsweise des Linearbeschleunigers 43