Monte-Carlo Simulationen zur Dosimetrie uenzmodulierter Bestrahlungsfelder

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1 Monte-Carlo Simulationen zur Dosimetrie uenzmodulierter Bestrahlungsfelder Master Thesis zur Erlangung des akademischen Grades Master of Science (M.Sc.) der Technischen Hochschule Mittelhessen im Fachbereich Krankenhaus- und Medizintechnik, Umwelt- und Biotechnologie vorgelegt von Kristian Kleinert geboren in Karlsruhe Referent: Prof. Dr. rer. nat. K. Zink Korreferent: D. Czarnecki (M.Sc.) durchgeführt am Gieÿen, den 1. November 2013

2 Eigenständigkeitserklärung Hiermit erkläre ich, Kristian Kleinert, dass ich die vorliegende Master Thesis selbstständig verfasst und keine anderen Hilfsmittel als die angegebenen Quellen benutzt habe. Alle Ausführungen, die wörtlich oder sinngemäÿ übernommen wurden, sind entsprechend gekennzeichnet. Gieÿen, den

3 Zusammenfassung Lobo und Popescu [25] haben zwei neue Quellentypen für den EGSnrc Anwendercode DOSXYZnrc vorgestellt, die Monte-Carlo basierte Berechnungen von Dosisverteilungen mit sich kontinuierlich ändernden Einstrahlparametern ermöglichen. Die beiden neuen Quellentypen Source 20 und 21 unterstützen stetige Beschleunigergantry- und Kollimatorrotationen, Rotation und Translation der Couch in jede Richtung, dynamische Bewegungen des MLC, beliebige Verschiebung des Isozentrums bezogen auf den Patienten, variable MU- Rate und veränderlicher Quellen-Oberächen-Abstand. Zudem erlauben sie die Synchronisation zwischen Bewegungen in einem BEAMnrc Beschleunigerkopf mit Bewegungen der DOSXYZnrc Geometrie. Der Fokus dieser Arbeit lag auf der Untersuchung der Anwendbarkeit der beiden neuen Quellentypen für Monte-Carlo Simulationen komplexer Bestrahlungstechniken wie IMRT und IMAT. Basierend auf einem in BEAMnrc modellierten Varian Beschleunigerkopf mit Millenium MLC als Strahlenquelle wurden Dosisverteilungen unterschiedlicher Behandlungstechniken im DOSXYZnrc Wasserphantom berechnet. So wurden relative Dosisverteilungen eines 2x2 cm² groÿen Feldes bei kontinuierlichem Couchvorschub und Kollimatorrotation, eine Überlagerung von drei rechteckigen Strahlenfeldern unterschiedlicher Gröÿe, die Feldapplikation aus mehreren Einstrahlrichtungen, sowie IMRT-Felder auf Grundlage dynamischer Logdateien des Millenium MLC berechnet. Die Ergebnisse der Monte-Carlo Berechnungen haben gezeigt, dass sich mit Hilfe der neu eingeführten DOSXYZnrc Quellentypen in Verbindung mit dem erstellten BEAMnrc Beschleunigermodell eine Vielzahl neuer Möglichkeiten ergeben, den Strahlungstransport bei hochmodernen Bestrahlungstechniken mittels Monte-Carlo Verfahren zu simulieren.

4 Abstract Lobo and Popescu [25] introduced two new sources for the EGSnrc/ DOSXYZnrc user code, which are able to compute Monte Carlo based dose distributions for continuously varying beam congurations. The two new sources 20 and 21 support for example a continuous rotation of gantry and collimator, dynamic motion of the multileaf collimator and an optional isocentre motion related to the patient. Another feature of the new sources is the synchronization between motions within the BEAMnrc linac head and the motion of the DOSXYZnrc geometry. The aim of this study was to investigate the two new sources for their application in modern radiotherapy techniques like IMRT and IMAT. With a BEAMnrc Varian linac head with the Millenium MLC as a source dose distributions of dierent radiotherapy treatment techniques were calculated in a DOSXYZnrc water phantom. Thus relative dose distributions of a small MLC-dened 2x2 cm² radiation eld with continuously couch translation and collimator rotation, overlapping rectangular elds with dierent eld sizes, eld-application from multiple directions and IMRT elds based on dynamic linac log les were computed. The results of the Monte Carlo simulations in this study illustrated that the two new sources for DOSXYZnrc combined with the BEAMnrc linac model oer a large number of innovative possibilities to simulate the particle transport of modern radiotherapy treatment techniques by use of Monte Carlo calculations.

5 Inhaltsverzeichnis 1 Einleitung 4 2 Grundlagen Fluenzmodulierte Strahlentherapie (IMRT) Intensity Modulated Arc Therapy (IMAT) Monte-Carlo Methode D Monte-Carlo Simulationen Varianzreduktions-Verfahren Directional Bremsstrahlung Splitting (DBS) Russian Roulette Range Rejection Monte-Carlo Simulationen mit EGSnrc BEAMnrc DOSXYZnrc dosxyz_show Transportparameter Dynalog-Dateien Material und Methoden 20 4 Ergebnisse und Diskussion Generierte Dosisverteilung bei kontinuierlichem Couchvorschub Generierte Dosisverteilung bei kontinuierlicher Kollimatordrehung und Couchvorschub Treppenförmige Überlagerung dreier unterschiedlicher Strahlenfelder Feldapplikation aus mehreren Einstrahlrichtungen Sliding-Window IMRT auf Grundlage von dynamischen Log- Dateien

6 5 Zusammenfassung und Ausblick 41 Literatur 46

7 1 Einleitung Die uenzmodulierte Strahlentherapie (Intensity Modulated Radiation Therapy - IMRT) stellt heutzutage in vielen strahlentherapeutischen Einrichtungen einen festen Bestandteil des Behandlungsspektrums dar. Die weiterführende Technik der uenzmodulierten Rotationsbestrahlung (Intensity Modulated Arc Therapy IMAT) geht bis auf das Jahr 1960 zurück. Proimos [29] brachte in seiner Studie hierzu zwei rotierende Absorber-Scheiben in den Strahlengang ein und erzielte dadurch eine hohe Tumorkonformität bei einer Rotationsbestrahlung. In ihrer heutigen Funktionsweise wurde die IMAT erstmals 1995 von Yu [46] eingeführt. Die IMAT verwendet optimierte uenzmodulierte Strahlenfelder, die die Dosis in einer oder mehreren (Teil)-Rotationen um den Patienten applizieren. Durch die komplexe Applikationsform (gleichzeitige Feldrotation, MLC-Bewegung, Fluenzmodulation) sind Monte-Carlo (MC) basierte Dosisberechnungsalgorithmen aufgrund ihrer vom Prinzip her höheren Genauigkeit vorteilhaft. Die MC Methode bietet dahingehend den Vorteil bei der Berechnung von Dosisverteilungen, dass der Teilchentransport im Beschleunigerkopf getrennt von der heterogenen Geometrie des Patienten dargestellt werden kann [2]. Ein weiterer wesentlicher Grund ist die Geschwindigkeit. Durch die Komplexität steigt der Zeitaufwand für Standard Dosisberechnungskernels, bei der MC Methode gilt das nicht. In den letzten Jahren fanden zahlreiche MC basierte Untersuchungen statt, die sich ausführlich mit der Step-and-Shoot IMRT [20, 26] und der dynamischen Sliding Window IMRT [24, 16] befasst haben. Mit fortschreitender Entwicklung moderner Bestrahlungstechniken, gewannen auch MC Simulationen des Strahlungstransports bei Rotationsbestrahlungen [2, 5, 22] immer mehr an Bedeutung. Weiterführend aus diesen Erkenntnissen und Erfahrungen fanden einige Untersuchungen zu vierdimensionalen Monte-Carlo Berechnungen [11, 39] statt, indem ein zeitabhängiger Faktor für die Beschreibung von Bewegungen innerhalb der Patienten-Anatomie hinzugefügt wurde. 4

8 Lobo und Popescu [25] veröentlichten im Jahr 2010 zwei neue Strahlungsquellentypen für den Anwender-Code DOSXYZnrc [44] des MC Programmpakets EGSnrc, die einen groÿen Fortschritt für 4-dimensionale Monte-Carlo Berechnungen bedeuten. Neu und einzigartig bei diesen beiden Quellentypen ist die Synchronisation der Bewegungen von dynamischen Bauteilen, wie dem Multi-Leaf-Kollimator (MLC), eines virtuellen Beschleunigerkopfs aus BEAMnrc mit den Bewegungen der DOSXYZnrc Geometrie. In Verbindung mit den zusätzlich verfügbaren Parametern, wie beispielsweise der kontinuierlichen Gantryrotation und der Couchrotation und -translation in jede Richtung, lassen sich durch die neuen Quellentypen 4-dimensionale Monte- Carlo Simulationen realisieren. Durch die Komplexität hochmoderner Bestrahlungstechniken könnte sich die 4D Monte-Carlo Methode für eine patienten-spezische Qualitätssicherung, für die Inbetriebnahme neuer Bestrahlungsplanungssysteme und für die Einführung neuer klinik-spezischer Behandlungstechniken von groÿem Wert erweisen. Die bemerkenswerte Genauigkeit des Monte-Carlo Verfahrens zur Dosisberechnung lässt in jedem Fall darauf schlieÿen, dass sie in Zukunft eine zentrale Rolle bei der Verikationen von modernen Strahlentherapie-Behandlungen und bei der Bestrahlungsplanung einnehmen wird [41, 17, 40]. In Anlehnung an die Untersuchungen von Lobo und Popescu [25] wurden in dieser Arbeit die zahlreichen neuen Möglichkeiten im Anwender-Code DOSXYZnrc auf Basis eines in BEAMnrc modellierten virtuellen Beschleunigerkopfs des Typs Varian Clinac ausführlich getestet und auf ihre Anwendungsmöglichkeiten für Monte Carlo Simulationen von modernen Bestrahlungstechniken wie komplexer IMRT und IMAT überprüft. 5

9 2 Grundlagen 2.1 Fluenzmodulierte Strahlentherapie (IMRT) Die intensitäts- bzw. uenzmodulierte Strahlentherapie (IMRT) stellt eine der wohl bedeutendsten technischen Fortschritte in der Strahlentherapie seit der Entwicklung medizinischer Linearbeschleuniger dar. Sie ist eine Weiterentwicklung der 3D-konformalen Strahlentherapie, deren Zielsetzung darin liegt, die gewünschte Dosisverteilung in einem dreidimensionalen Zielvolumen zu applizieren bei möglichst hoher Schonung umliegender Risikoorgane und des Normalgewebes [9]. Bei der 3D-konformalen Strahlentherapie bieten sich in der Bestrahlungsplanung nur eine geringe Anzahl an Freiheitsgraden. So bietet sich die Möglichkeit der Variation der Strahlenenergie, was die Eindringtiefe der Photonen und die Tiefe der Aufbau-Region beeinusst, die quasi frei wählbare Anzahl an Bestrahlungsfeldern und Einstrahlrichtungen und der Einsatz von individuellen Modikationen für jedes einzelne Strahlenfeld wie Blöcke, Keillter und Multi-Lamellen-Kollimatoren (MLC) zur Denition von Bestrahlungsfeldern mit festen Feldgrenzen [21]. Die IMRT bedient sich aller Vorteile der 3D-konformalen Strahlentherapie und erweitert diese mit einer Vielzahl an zusätzlichen Freiheitsgraden. Diese neuen Freiheitsgrade bestehen darin, dass die Fluenz innerhalb jedes einzelnen Bestrahlungsfeldes moduliert wird. Die Fluenz in jedem Pixel eines Feldes entspricht einer unabhängigen Variablen, d.h. die IMRT liefert folglich zusätzlich hunderte neuer Freiheitsgrade. Durch diese irreguläre Fluenzverteilung pro Bestrahlungsfeld wird eine Steigerung der Dosis im Zielvolumen neben einer deutlichen Dosisentlastung der umliegenden Risikoorgane ermöglicht [48]. Allerdings ist die IMRT nicht einfach nur eine Erweiterung der konventionellen Strahlentherapie. Sie erfordert die Kenntnis multimodaler Bildgebung, von Lagerungsungenauigkeiten des Patienten und Organbewegungen, von Tumor-Kontroll-Wahrscheinlichkeiten (TCP) und Komplikations-Wahrscheinlichkeit des Normalgewebes (NTCP), 6

10 von dreidimensionaler Dosisberechnung und Optimierung, und von der dynamischen Applikation von Strahlenfeldern mit irregulärer Fluenzverteilung [9]. Im Gegensatz zur üblichen Vorwärtsplanung 1 bei der herkömmlichen konformalen Strahlentherapie erfordert die IMRT durch die groÿe Anzahl zusätzlicher Freiheitsgrade generell die inverse Therapieplanung. Im Bestrahlungsplanungssystem werden bestimmte Parameter wie Zieldosen für den Tumor, Maximaldosen für Risikoorgane und Normalgewebe, sowie entsprechende Wichtungsfaktoren eingegeben. Der Optimierungsalgorithmus des Planungssystems ermittelt hieraus dann die optimale Feldanordnung zum Beispiel mit Hilfe eines iterativen Verfahrens [19]. Heutzutage ndet die Fluenzmodulation fast ausschlieÿlich durch in den Strahlerkopf integrierte Multi- Lamellen-Kollimatoren (MLC) statt. Hierbei gibt es wiederum zwei Methoden zur Erstellung uenzmodulierter Strahlenfelder: über eine statische (step-and-shoot) oder eine dynamische (sliding window) Funktionsweise des MLC [48]. Step-and-Shoot Technik Bei der Step-and-Shoot Technik wird die Fluenzmodulation durch mehrere irregulär geformte Teilfelder erreicht, die sich teilweise überlagern. Der Behandlungsstrahl ist ausgeschaltet, während die Lamellen des MLC das jeweils nächste Feld formen und der jeweilige Einstrahlwinkel eingestellt wird [33]. Die Unterschiede der Step-and-Shoot Technik zur herkömmlichen konformalen Strahlentherapie bestehen darin, dass sich durch die Aufteilung in viele Teilfelder die Bestrahlungszeit deutlich verlängert. Zudem können durch die Zerlegung der zu bestrahlenden Teilfelder sehr kleine Felder auftreten die im Bereich von 1x1 cm² liegen. Derart kleine Felder stellen sowohl für den MLC als auch für die Dosimetrie eine groÿe Herausforderung dar [6]. 1 Bei der konventionellen Vorwärtsplanung werden die Behandlungsparameter durch eine iterative trial-and-error Optimierung deniert. 7

11 Dynamische Feldformung (Sliding-Window) Die Feldformung mittels der dynamischen MLC-Funktionsweise ndet im Gegensatz zur Step-and-Shoot Methode bei durchgängig eingeschaltetem Behandlungsstrahl statt. Um die benötigten Fluenzverteilungen zu erzeugen, bewegen sich die Lamellen kontinuierlich während der Bestrahlung mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten. Die Sliding-Window Technik erhöht zwar die Anforderungen und den Aufwand an die Qualitätssicherung in Form einer genauen Überprüfung der Lamellen-Positionen, der Lamellengeschwindigkeit und der momentanen Dosisrate, allerdings wird mit ihr die Bestrahlungszeit geringer und die in Laufrichtung der Lamellen erzielbare räumliche Auösung erhöht sich [48, 33] Intensity Modulated Arc Therapy (IMAT) Eine konsequente Erweiterung der IMRT stellt die Technik der IMAT [46, 47] dar, bei der die Beschleuniger-Gantry um den Patienten herum rotiert. Währenddessen wird über den MLC dynamisch die gewünschte Fluenz moduliert. Um die gewünschte Dosisverteilung im Patienten zu erreichen, können mehrere Rotationen nötig sein. Die RapidArc Technik der Firma Varian ist eine Form der IMAT-Behandlung. Das besondere Merkmal dieser Technik besteht darin, dass bei RapidArc für die komplette Behandlung nur eine einzige Rotation um den Patienten nötig ist, um die gewünschte Dosis im Zielvolumen zu applizieren, was eine potentielle Zeitersparnis mit sich bringt. 8

12 2.2 Monte-Carlo Methode Die Monte-Carlo Methode kann im Allgemeinen als ein statistisches Verfahren zur numerischen Integration unter Verwendung von Zufallszahlen beschrieben werden. Sie ndet in einer Vielzahl von unterschiedlichen Themengebieten der Wissenschaft ihre Anwendung, da sie komplexe Problemstellungen behandeln kann, die zuvor ausschlieÿlich durch vereinfachte deterministische Methoden angenähert werden konnten [8]. Der stetig wachsende Einsatz von Elektronen-Linearbeschleunigern in der Strahlentherapie führte dazu, dass sich auch die Anwendungsmöglichkeiten der Monte-Carlo Methode im Bereich der medizinischen Physik stark vermehrten. Durch die Heterogenität der bestrahlten Bereiche und ihre Unterschiede in Dichte und Zusammensetzung wurde früh deutlich, dass einzig die Monte-Carlo Methode radiometrische Gröÿen mit einer so hohen Genauigkeit liefert, um den wachsenden Anforderungen in der modernen Strahlentherapie gerecht zu werden [35]. Monte-Carlo Simulationen des Strahlungstransports in der Physik stützen sich auf die Kenntnis individueller Wechselwirkungen von Teilchen in unterschiedlichen Materialien mit den dazugehörigen Wahrscheinlichkeitsverteilungen der möglichen Ereignisse. Die Wahrscheinlichkeiten für das Auftreten einer solchen Wechselwirkung basieren wiederum auf den dierentiellen Wirkungsquerschnitten [45]. Vereinfacht ausgedrückt können durch Monte-Carlo Simulationen Teilchentransporte durch eine bestimmte Geometrie bis zu einem Wechselwirkungsort verfolgt werden. Am Wechselwirkungsort werden Energieänderung und Bewegungsrichtung aus den dierentiellen Wirkungsquerschnitten berechnet und bei Bestehen eines inelastischen Stoÿes Sekundärteilchen ausgelöst. Der beschriebene Prozess wird daraufhin so lange für jedes Primär- und Sekundärteilchen durchgeführt bzw. fortgesetzt bis jegliche Teilchen entweder lokal absorbiert wurden oder die Geometrie verlassen haben. Ein derartiges Teilchenschicksal stellt allerdings nur einen Punkt im Prozess des Teilchen- 9

13 transports dar. Durch eine Mittelung über eine ausreichend groÿe Anzahl an Punkten können die interessierenden Gröÿen berechnet werden. Aufgrund der stochastischen Begebenheiten einer solchen Mittelung sind die berechneten Ergebnisse mit einem statistischen Fehler behaftet [15] D Monte-Carlo Simulationen Es sind äuÿerst genaue Methoden zur Dosisberechnung notwendig, wenn es darum geht, Strahlmodikatoren für die IMRT, wie dynamische Keile [42, 38] oder dynamische Multi-Lamellen-Kollimatoren, charakterisieren zu können, die Genauigkeit der Dosisverteilungen von Bestrahlungsplanungssystemen zu überprüfen, unabhängige Berechnungen der Monitoreinheiten (MU) durchzuführen oder auch die Dosisapplikation im Patienten zu rekonstruieren. In diesen Fällen können Berechnungen mittels eines dynamischen Monte-Carlo Modells zeitraubende und komplexe Messungen zur Kommissionierung von Beschleunigern ergänzen und unterstützen. Ein gesteigertes Interesse an Monte-Carlo Simulationen zu beweglichen Patientengeometrien kam durch Entwicklungen in der vierdimensionalen Strahlentherapie auf, um die Atembewegung während der Behandlung berücksichtigen zu können [34]. Es gibt drei mögliche Herangehensweisen um Monte-Carlo Berechnungen mit dynamischen Geometrien zu realisieren. Die einfachste Methode arbeitet mit einer modizierten Teilchenwichtung. Hierbei können die Wichtungsfaktoren mittels linearer Schwächung eines Teilchenstrahls durch den Strahlmodikator bestimmt werden [7]. Ein weiterer Ansatz ist die SCS-Methode (static component simulation) [28], bei der sich die Geometrie in diskreten Schritten verändert, wie beispielsweise bei der Step-and-Shoot IMRT. Die dritte und wohl auch komplexeste Vorgehensweise stellt die sogenannte PPS-Methode (position-probability sampling) dar [24]. Hierbei werden 10

14 für alle sich verändernden geometrischen Parameter bestimmte Wahrscheinlichkeitsfunktionen genutzt. Die Wahrscheinlichkeiten werden aus den Zeitabschnitten berechnet, an denen ein einzelnes Bauelement (z. B. eine MLC Lamelle) an einer bestimmten Position verweilt. 2.4 Varianzreduktions-Verfahren Monte-Carlo basierte Berechnungen in der medizinischen Physik können sehr zeitaufwändig sein. Aus diesem Grund gibt es eine Reihe von Algorithmen, die die Ezienz der Simulationen positiv beeinussen. Die Ezienz σ einer Monte Carlo Simulation kann durch folgende Formel beschrieben werden: σ = 1 s 2 T (1) Hierbei bedeuten s die statistische Unsicherheit und T die Simulationszeit [3]. T verhält sich proportional zur Anzahl der initialen Teilchen. Die Techniken zur Steigerung der Ezienz werden Varianz-Reduktions (VR) Verfahren genannt. Obwohl auch der Gebrauch von schnelleren Computern oder die parallele Berechnung einer Simulation auf Rechenclustern die Berechnungszeit verkürzen, wird in diesem Fall nicht von einer VR gesprochen, da sie den zu Grunde liegenden Monte-Carlo Algorithmus an sich nicht schneller machen [35]. In den folgenden Unterkapiteln werden nur die im Rahmen dieser Arbeit verwendeten VR's vorgestellt. Beschreibungen aller bestehenden Varianz-Reduktions-Verfahren im Monte-Carlo Programmpaket EGSnrc sind in [36, 35, 3, 14] ausführlich gegeben Directional Bremsstrahlung Splitting (DBS) Das Ziel von DBS ist es, die Anzahl von transportierten Photonen, die eine Relevanz für die Berechnung besitzen, zu erhöhen. Dies gilt hierbei nur für den Wechselwirkungs-Prozess der Bremsstrahlungserzeugung. 11

15 Beim DBS deniert der Anwender zuerst mittels Feldradius und dem Quellen- Oberächen-Abstand (Source-Surface-Distance - SSD) eine region of interest (ROI) und einen konstanten splitting factor Nsplit. Alle durch primäre Elektronen erzeugten Bremsstrahlungs-Photonen besitzen das Gewicht 1/Nsplit. Photonen, die sich nicht in Richtung der zuvor festgelegten ROI bewegen, werden direkt an das VR Russian Roulette (siehe Kapitel 2.4.2) weitergegeben. Durch das DBS lässt sich die Ezienz der Monte-Carlo Berechnung beispielsweise um den Faktor 8 im Vergleich zum Selective Bremsstrahlung Splitting (SBS) [36] verbessern, da beim SBS ein variabler splitting factor gewählt wird und somit eine Vielzahl an unterschiedlichen Photonen- Wichtungen die Statistik in der ROI negativ beeinusst Russian Roulette Bei der VR Russian Roulette wird entweder für Photonen oder geladene Teilchen eine Überlebenswahrscheinlichkeit Psurvive mit Psurvive << 1 deniert. Wenn ein solches Teilchen dann während einer Monte-Carlo Simulation erzeugt wird, wird eine Zufallszahl x aus einer Gleichverteilung im Intervall [0,1] generiert. Das erzeugte Teilchen überlebt bei Psurvive > x und die statistische Wichtung des Teilchens wird nun mit dem Faktor w = 1/Psurvive erhöht. Ist die Überlebenswahrscheinlichkeit des Teilchens kleiner als die generierte Zufallszahl, wird der Transport dieses Teilchens nicht weiter simuliert [35]. Die Simulation des Strahlungstransports macht demzufolge nur Sinn für Teilchen, die auch innerhalb der ROI auftreen. So ist die Verwendung von Russian Roulette vorteilhaft beispielsweise bei Sekundärelektronen, die durch Compton-Streuung im Sekundärkollimator entstehen Range Rejection Bei einer Monte-Carlo Simulation des Strahlungstransports nimmt die Verfolgung von Elektronenschicksalen einen Groÿteil der Simulationszeit in Anspruch. Range Rejection berechnet die verbleibende Reichweite jedes gela- 12

16 denen Teilchens und ermittelt das Schicksal des Teilchens, d.h es wird nicht weiter verfolgt, wenn die Reichweite nicht ausreicht, eine ROI zu erreichen. Aus diesem Grund muss ein Schwellenwert deniert werden, unterhalb dessen die Range Rejection für geladene Teilchen angewandt wird. Die VR Range Rejection ist zwar ein recht grobes, dafür aber ein durchaus eektives Verfahren, dadurch dass sie eine mögliche Bremsstrahlungserzeugung des geladenen Teilchens vernachlässigt, deren erzeugtes Photon die ROI möglicherweise erreichen könnte. Dieses Problem kann dadurch gelöst werden, indem ein gewisser Prozentsatz von geladenen Teilchen gezwungen werden, Bremsstrahlung zu erzeugen. Der Anteil der Energie, der von diesen Photonen dann in einem Medium deponiert wird, muss dann allerdings entsprechend höher gewichtet werden. [3] 2.5 Monte-Carlo Simulationen mit EGSnrc Im Bereich der medizinischen Physik gibt es eine Reihe von unterschiedlichen Monte-Carlo Simulationsprogrammen [8]. Das wohl bekannteste und meistgenutzte stellt EGSnrc dar. EGSnrc (Elektron-Gamma-Shower) ist ein Programm-Paket zur Simulation des gekoppelten Elektronen-Photonen-Transports in beliebigen Geometrien [13] und ist die Weiterentwicklung des Programmpakets EGS4 durch das National Research Council (NRC) in Kanada. Innerhalb von EGSnrc stehen eine Reihe von vordenierten Funktionen und Subroutinen für den gekoppelten Transport von Elektronen und Photonen zur Verfügung, die wiederum je nach Fragestellung in verschiedenen optimierten Anwendercodes genutzt werden. Zusätzlich besteht auch die Möglichkeit selbst Anwendercodes zu programmieren. Mit Hilfe von EGSnrc kann der Teilchentransport von Elektronen und Photonen in einem Energiebereich von wenigen kev bis hin zu mehreren Hundert GeV in jedem chemischen Element und jeder Verbindung bzw. Mischung simuliert werden. Eine ausführliche Darstellung der in EGSnrc zugrundeliegenden Physik ist in [13, 30] gegeben. Zwei dieser Anwendercodes sind BEAMnrc zur Monte-Carlo basierten Mo- 13

17 dellierung von Linearbeschleunigerköpfen und DOSXYZnrc zur Berechnung von Dosisdepositionen in beliebigen dreidimensionalen Phantomgeometrien BEAMnrc Mittels BEAMnrc [31] lässt sich jegliche Strahlenquelle für den Einsatz in der Strahlentherapie modellieren, wie beispielsweise Röntgentherapie-Geräte [18], 60 Co-Anlagen [27] und Linearbeschleunigerköpfe für die Behandlung mit Elektronen oder Photonen [43]. Jede Bestrahlungseinheit in BEAMnrc ist in eine Abfolge von individuellen, voneinander unabhängigen Component Moduls (CM) unterteilt. Innerhalb von BEAMnrc stehen dem Anwender eine Reihe von unterschiedlich gestaltbaren Geometrien zur Verfügung, von einer einfachen Abfolge von horizontalen Scheiben, bis hin zu komplexen Einheiten wie MLC's. Dadurch dass die diversen CM's unabhängig voneinander sind, kann jedes davon einzeln vorab auf korrekte Funktionalität getestet werden und eventuelle Fehler gezielt behoben werden. Eine genaue Beschreibung aller verfügbaren CM's ist in [32] gegeben DOSXYZnrc Mit Hilfe des Anwender-Codes DOSXYZnrc [44] lässt sich der Strahlungstransport in einem dreidimensionalen Volumen simulieren. DOSXYZnrc bietet ausschlieÿlich die Möglichkeit ein rechteckiges Voxelphantom zu erstellen. Die einzelnen Voxeldimensionen sind hierbei ebenso frei wählbar, wie das Material und die Dichte der einzelnen Volumenelemente. Zudem kann der Nutzer aus einer Reihe von Strahlenquellen wie beispielsweise ein monoenergetisches paralleles Strahlenbündel, eine Phasenraum-Datei aus einer BEAMnrc Simulation oder ein komplettes Modell eines in BEAMnrc erstellten virtuellen Beschleunigerkopfes wählen. Source 20 und 21 Seit Anfang des Jahres 2013 mit der Veröentlichung der Version 1.50 stehen 14

18 dem Nutzer von DOSXYZnrc zwei neue PPS-basierende Quellentypen zur Verfügung. Während Source 20 eine Phasenraum-Datei als Strahlenquelle für eine Simulation in DOSXYZnrc verwendet, nutzt Source 21 ein vollständiges in BEAMnrc erstelltes Beschleunigermodell als Input. Bei beiden Quellentypen können einige neue Parameter mit in die Monte-Carlo Simulation einbezogen werden. So werden folgende Einstellungen unterstützt: eine sich kontinuierlich bewegende Gantry, Kollimatorrotation, variabler MU-Index (siehe Tabelle 1), Rotation und Translation der Couch in jede Raumrichtung, beliebige Bewegung des Isozentrums in Bezug auf das Phantom bzw. den Patienten, wechselnder Quellen-Oberächen-Abstand (SSD), sowie dynamische MLC- und Blendenbewegung [25]. In Tabelle 1 sind die wählbaren Parameter mit entsprechender Erklärung aus [44] dargestellt. 15

19 Parameter in DOSXYZnrc xiso (cm) yiso (cm) ziso (cm) theta (degrees) phi (degrees) phicol (degrees) dsource (cm) MU Index (0-1) Denition x-koordinate des Phantom-Isozentrums y-koordinate des Phantom-Isozentrums z-koordinate des Phantom-Isozentrums Einstrahlwinkel zwischen BEAMnrc scoring plane und z-achse (bei Einstrahlrichtung von oben: theta=180 ) Winkel der Senkrechten zwischen Ursprung der BEAMnrc scoring plane und Isozentrum relativ zur x-achse Rotation des BEAMnrc Beschleunigerkopfs in der x-y-ebene (Kollimatordrehung) Abstand der BEAMnrc scoring plane zum Isozentrum Deniert im Intervall [0,1] den Anteil von der Gesamtzahl der einfallenden Primärelektronen Tabelle 1: Auistung aller verfügbaren Parameter für die beiden neuen Quellentypen (Source 20/21) in DOSXYZnrc mit zugehöriger Erklärung 16

20 Für vierdimensionale Monte Carlo Simulationen muss ein weiterer Parameter, so gesehen ein Zeitfaktor, deniert werden. Der MU Index kann als ein solcher angesehen werden. Der Parameter MU Index bestimmt sowohl die Synchronisation zwischen bestimmten Komponenten in BEAMnrc mit einem DOSXYZnrc Phantom, als auch zwischen einem CM und einem anderem innerhalb von BEAMnrc. Abbildung 1: Einstellparameter für Source 20 und 21 in DOSXYZnrc Abbildung 1 zeigt das Dene Settings-Fenster der beiden neuen Quellentypen in DOSXYZnrc. Die ersten 7 Einstellparameter pro Zeile können bezogen auf die Problemstellung beliebig gewählt werden. Der Anwender de- niert pro Zeile einen Kontrollpunkt (Setting) der Monte Carlo Simulation, was zum besseren Verständnis anhand des in Abbildung 1 dargestellten Beispiels verdeutlicht wird. Zwei aufeinander folgende Zeilen beschreiben immer einen Bereich, der mittels der Variable MU Index festgelegt wird. So werden nun exemplarisch nur die ersten drei Zeilen (Setting 1-3) betrachtet. Von Setting 1 bis Setting 2 ändert sich nur der MU Index von 0.0 auf Folglich werden zwischen diesen beiden Kontrollpunkten bei einem gleichbleibendem Einstrahlwinkel (theta=90 ) 25% der gesamten einfallenden Teilchen simuliert. Zwischen Setting 2 und 3 wird dann wiederum nur der Einstrahlwinkel 17

21 von 90 auf 180 bei gleichem MU-Index geändert. Eine weitere groÿe Neuerung bei source 20 und 21 stellt die Synchronisation zwischen der Bewegung einzelner dynamischer CM's (MLC und Blenden) innerhalb einer BEAMnrc Simulation und der Bewegung der Phantomgeometrie in DOSXYZnrc (über eine dynamische Bibliothek und eine Sequenzen- Datei) dar. Diese Synchronisation zwischen den beiden Anwender-Codes kann durch den Parameter MU Index realisiert werden und ist unabdingbar für die Verbindung von dynamischer MLC-Bewegung mit kontinuierlicher Gantrybewegung und Kollimatorrotation wie sie bei IMAT-Behandlungen zum Einsatz kommen dosxyz_show DOSXYZnrc erstellt nach einer Simulation des Strahlungstransports diverse Output-Dateien. Neben der.egslst-datei, in der sowohl Dosiswerte, statistische Daten, Informationen zur Simulationsgeometrie, Simulationszeit usw. festgehalten sind, gibt es die Output-Dateien.3ddose und.egsphant, in denen die berechnete 3-dimensionale Dosisverteilung und die zugehörige Phantomgeometrie hinterlegt sind. Mit diesen beiden Dateien ist es möglich, sich über das grasche Software-Tool dosxyz_show [12] berechnete Isodosen im erstellten Phantom darstellen zu lassen. Die Isodosenlinien werden zwischen den Dosis-Gitterpunkten mit Hilfe von linearer Interpolation vervollständigt. Die darstellbaren Dosisverteilungen lassen sich beliebig auf Prozentualwerte der Maximaldosis normieren Transportparameter Bei der Simulationen des gekoppelten Elektronen-Photonen-Transports bestimmen verschiedene Transportparameter die Geschwindigkeit und Genauigkeit der Berechnungen wie die Cut-O Energien und Schrittweiten der Condensed History Technique. 18

22 Cut-O Energien In der Regel verwenden Monte-Carlo Algorithmen sogenannte Cut-O Energien für Elektronen (ECUT) und Photonen (PCUT). Besitzt ein Teilchen eine niedrigere Energie als seine jeweilige Cut-O Energie, wird es nicht weiter transportiert und die verbliebene Energie wird lokal deponiert. Werden die Cut-O Energien klein gewählt, so verbessert sich zwar die Genauigkeit der Berechnung, jedoch vergröÿert sich auch die Berechnungszeit. Als zwei weitere wichtige Parameter gelten AP und AE. Sie beschreiben die untere Schwellenenergie für die Erzeugung sekundärer Bremsstrahlungs-Photonen (AP) bzw. Sekundärelektronen (AE) [32]. Condensed History Technique Elektronen bzw. geladene Teilchen erfahren bei den in der Strahlentherapie typischen Energien im Beschleunigerkopf eine sehr groÿe Anzahl an Wechselwirkungen. So würde die Simulation eines Elektronenschicksals weitaus mehr Berechnungszeit in Anspruch nehmen als das eines Photons. Jedoch sind nahezu alle dieser Wechselwirkungen von Elektronen von elastischer oder teilelastischer Natur. In diesen Fällen wird nur ein kleiner Teil der Teilchenenergie an das umgebende Material abgegeben und die Flugrichtung des Teilchens verändert sich nur um kleine Streuwinkel. Dies bietet den Vorteil, dass diese elastischen und teilelastischen Wechselwirkungen in Gruppen zu einem einzelnen Schritt zusammengefasst werden können. Ein Groÿteil der bestehenden Monte-Carlo Algorithmen nutzt diese Technik, die sogenannte Condensed History Technique (CHT). Bei der CHT werden alle Wechselwirkungen im Laufe eines Teilchenschicksals sowohl in hard bzw. soft collisions, als auch in hard bzw. soft bremsstrahlung production aufgeteilt. Hierbei ist es wichtig, dass der Anwender die maximale Wegstrecke innerhalb eines CHT-Schrittes deniert, was entweder über eine globale maximale Schrittweite s max oder einen material- und dichtespezischen Parameter s' max geschieht [35]. 19

23 2.6 Dynalog-Dateien Das MLC-Kontroll-System in Varian Linearbeschleunigern speichert während der Anwendung alle relevanten Systemparameter in eine Datei (DynlogA.txt bzw. DynlogB.txt). In diesen dynamischen Log-Dateien werden im zeitlichen Abstand von etwa 50 ms der Maschinen-Status (Strahlung an oder aus), momentane Dosisfraktion, erwartete und aktuelle Position jeder einzelnen Lamelle des MLC's und einige weitere Parameter registriert [23]. Diese beiden Dateien, pro Seite des MLC's eine Datei, können nun detailliert untersucht oder nach einer Umwandlung in ein geeignetes Format in BEAMnrc weiterverwendet werden. 3 Material und Methoden Alle im Rahmen dieser Arbeit erstellten Berechnungen wurden auf Grundlage des eigens modellierten virtuellen Beschleunigerkopfes eines Varian Clinac mit einem Millenium MLC (120 Lamellen) durchgeführt. Für die Modellierung des Beschleunigerkopfes in BEAMnrc dienten Baupläne und Herstellerangaben der Firma Varian hinsichtlich Geometrie und Materialeigenschaften. Sämtliche Monte-Carlo Simulationen fanden basierend auf dem EGSnrc Programmpaket statt. Als primäre Teilchenquelle in BEAMnrc diente ein monoenergetischer Elektronenstrahl mit einer Energie von 6 MeV und radialer gauÿförmiger Intensitätsverteilung (Source 19). Die Brenneckgröÿe des Elektronenstrahls wurde bezugnehmend auf [37] mit einer Halbwertsbreite von 0,1 cm festgesetzt. Für alle Berechnungen in DOSXYZnrc wurde das komplette BEAMnrc Beschleunigerkopf-Modell als Strahlenquelle verwendet. Als Transportparameter für alle Monte-Carlo Simulationen dienten die globalen Cut-O Energien für Elektronen ECUT= MeV und für Photonen PCUT= 0.01 MeV. Die Wasservoxel des in DOSXYZnrc erstellten Wasserphantoms besaÿen ein Volumen von 5x5x5 mm³. 20

24 Alle Darstellungen der Dosisverteilungen in dosxyz_show sind auf 100 % der Maximaldosis normiert. BEAMnrc Beschleunigerkopf-Modell Für die Simulation des Strahlungstransports einer MLC-basierten IMRT gibt es mehrere CM's zur Erstellung eines MLC's, die jeweilige rmenspezische Unterschiede in der Bauart berücksichtigen. In dieser Arbeit wurde das CM SYNCVMLC zur Modellierung des Varian Millenium MLC's verwendet. Das CM SYNCVMLC ist eine weiterentwickelte Version von DYNVMLC [10], die es erlaubt, den MLC sowohl mit anderen CM's als auch mit den beiden neuen Quellentypen in DOSXYZnrc (source 20 und 21; siehe 2.5.2) zu synchronisieren. Hierzu musste der in BEAMnrc modellierte Beschleunigerkopf als sogenannte dynamische Bibliothek (Shared Library) kompiliert werden. DOSXYZnrc und weitere Anwender-Codes innerhalb des Programmpakets EGSnrc erlauben es daraufhin, eine komplette BEAMnrc Simulation als Strahlenquelle zu nutzen [32]. Für den step-and-shoot und den dynamischen Modus des Varian Millenium MLC wurde eine Sequenzen-Datei (.sequence) eingebunden. In dieser Datei wurden die Koordinaten der Lamellenönungen der einzelnen Lamellen für jedes einzelne IMRT-Feld und die dazugehörigen sogenannten MU-Indices (MU_RND) deniert. Über diese Indices können dann die Önungskoordinaten des MLC entweder mit weiteren CM's oder wie in diesem Fall mit der DOSXYZnrc Simulation synchronisiert werden. Zur Evaluation des Beschleunigermodells wurden Monte-Carlo Simulationen der nachfolgenden Geometrien durchgeführt. Umwandlung der Dynalog-Dateien für die Nutzung in BEAMnrc Bevor die beiden dynamischen Logdateien (DynaLog) des MLC-Kontroll- Systems innerhalb BEAMnrc in Form von sequence-dateien weiterverwendet werden können, bedarf es einiger Modikationen, da in einer sequence-datei 21

25 für jedes einzelne Feldsegment nur der MU Index (siehe Kapitel 2.5.2) und die jeweiligen einzelnen Lamellenpositionen des MLC benötigt werden. Hierfür musste folglich zuerst der Parameter Current dose fraction aus den DynaLog-Dateien, mit Werten von 0 bis 25000, für den MU Index in einen Wertebereich von 0 bis 1 umgerechnet werden. Der nächste Schritt war für jedes Feldsegment die Festlegung der einzelnen Lamellenpositionen. In den Log-Dateien werden alle 50 ms pro Lamelle vier unterschiedliche Positionen festgehalten: die erwartete, die aktuelle, die vorherige und die nächste Feldposition. Zur Umsetzung in die sequence-datei wurde nur die aktuelle Lamellenposition verwendet. Da in dieser Arbeit die beiden IMRT-Felder nur aus einem festen Einstrahlwinkel (theta=180 ) und ohne Kollimatordrehung berechnet wurden, konnten die beiden Einstellungen in diesen zwei Fällen vernachlässigt werden. Berechnung der Dosisverteilung bei kontinuierlichem Couchvorschub Für eine Verschiebung des Phantoms in x-richtung bei kontinuierlichem Couch-Vorschub wurde zuerst in BEAMnrc ein mittig zentriertes, 2x2 cm 2 groÿes Feld im statischen MLC-Modus erstellt und in DOSXYZnrc als Strahlenquelle deniert. Daraufhin wurden die Bewegungs-Parameter für source 21 eingegeben. Die lateral alternierenden Verschiebungen in x-richtung reichten von -15 bis +15 cm in Bezug auf die Mittelachse. Die gleichzeitige Verschiebung in y-richtung (Couch-Vorschub) erstreckte sich von -35 bis +35 cm. Die übrigen Parameter blieben unberührt. In Abbildung 2 ist zum einen das durch den MLC denierte Feld dargestellt und zum anderen werden die für diese Monte-Carlo Berechnung gewählten Parameter der Source 21 abgebildet. 22

26 Abbildung 2: Darstellung des modellierten Millenium MLC aus BEAMnrc in x-y Richtung, das 2x2 cm 2 groÿe Strahlenfeld ist exakt mittig durch den MLC deniert (links); Dene Settings-Fenster aus DOSXYZnrc (Source 21) mit den eingestellten Parametern für die Generierung der Dosisverteilung bei kontinuierlichem Couchvorschub und Verschiebung in x-richtung (rechts) Berechnung der Dosisverteilung bei kontinuierlicher Kollimatordrehung und Couchvorschub Zur Darstellung der Kollimatordrehung in Verbindung mit kontinuierlichem Couchvorschub wurde im statischen MLC-Modus in BEAMnrc ein in x- Richtung verschobenes 2x2 cm 2 groÿes Strahlenfeld erzeugt und die BE- AMnrc Simulation wiederum als Strahlenquelle für Berechnungen im voxelierten Wasserphantom deniert. Die kontinuierliche y-verschiebung erstreckte sich von -35 bis +35 cm. Der Kollimator des Beschleunigerkopfs drehte sich zweimal komplett um 360 während der Simulation. 23

27 Abbildung 3: Darstellung des modellierten Millenium MLC aus BEAMnrc in x-y Richtung, das 2x2 cm 2 groÿe Strahlenfeld ist lateral in positiver x- Richtung verschoben durch den MLC deniert (links); Dene Settings- Fenster aus DOSXYZnrc (Source 21) mit den eingestellten Parametern für die Generierung der Dosisverteilung mit der Kombination aus kontinuierlicher Kollimatorrotation und Couchvorschub (rechts) Das zuvor denierte Feld 2x2 cm 2 wurde hierfür lateral in positiver x- Richtung verschoben, die eingestellten Parameter im Dene Settings-Fenster wurden in diesem Fall aus [25] übernommen und hinsichtlich des Parameters dsource auf den modellierten Beschleunigerkopf angepasst (siehe Abbildung 3). Überlagerung dreier rechteckiger Felder Für diese Monte-Carlo Berechnung wurden drei rechteckige Felder treppenartig übereinander angeordnet. Dazu wurden in BEAMnrc die Lamellenönungen für die immer kleiner werdenden Felder in einer sequence-datei festgehalten und im Step-and-Shoot Modus des MLC nacheinander abgestrahlt. Die drei Felder erstreckten sich in absteigender Gröÿenreihenfolge über 10x8 cm 2, 7x8 cm 2 und 5x8 cm 2. Die resultierende Dosisverteilung wurde mit Hilfe des Software-Tools dosxyz_show in einer x-y-ebene in 5 cm Tiefe dargestellt. 24

28 Feldapplikation aus mehreren Einstrahlrichtungen Eine in der Strahlentherapie gebräuchliche Technik zur Behandlung von Prostatatumoren stellt die sogenannte 4-Felder-Box dar. Hierbei wird die Gantry einmal komplett um den Patienten herumbewegt und in Abständen von 90 die Felder bestrahlt, was durch die Überlagerung im Isozentrum dann zu einer quaderförmigen homogenen Dosisverteilung führt. Als erstes Beispiel für eine Feldapplikation aus mehreren Einstrahlrichtungen diente eine vereinfachte 4-Felder-Box mit einer konstanten Feldgröÿe von 10x10 cm 2. Die einzelnen Felder wurden im Step-and-Shoot Modus des MLC abgestrahlt. Anders als bei der zuvor beschriebenen 4-Felder-Box ist es bei der strahlentherapeutischen Behandlung einiger Tumore vorteilhaft aus mehr als vier Einstrahlrichtungen zu bestrahlen, um umliegende Risikoorgane und Normalgewebe optimal schonen zu können. Im zweiten Beispiel wurden mit Hilfe der Step-and-Shoot Technik innerhalb einer kompletten Gantryumdrehung 6 Felder unterschiedlicher Gröÿe abgestrahlt. Die Felder verhielten sich sowohl in ihrer Gröÿe als auch in ihrem jeweiligen Einstrahlwinkel spiegelsymmetrisch zur Längsachse in x-richtung. Sliding-Window IMRT auf Grundlage von dynamischen Log-Dateien Für die folgenden beiden Monte-Carlo Simulationen einer Sliding Window IMRT mussten zuerst aus dynamischen Log-Dateien (Dynalog-Files) eines Varian Beschleunigers die für die Simulation notwendigen Daten wie Lamellenönungen des MLC und der dazugehörige MU-Index extrahiert werden und die einzelnen Feldsegmente in eine Sequence-Datei übertragen werden. Die Sequence-Datei konnte dann ins erstellte BEAMnrc Beschleunigerkopf- Modell eingebunden werden. Die zur Verfügung gestellten Log-Files stammen von realen Bestrahlungen von Phantomen und dienen der Überprüfung der korrekten Funktionsweise des Varian Millenium MLC im dynamischen Mo- 25

29 dus. Die beiden resultierenden IMRT-Felder wurden jeweils nur aus einem festen Einstrahlwinkel abgestrahlt. Die erste aus den erhaltenen Dynalog-Dateien erstellte Sequence-Datei beinhaltete in diesem Fall insgesamt 146 einzelne Feldsegmente mit den jeweiligen Lamellen-Önungen, die im dynamischen Modus des Millenium MLC nacheinander innerhalb einer Monte-Carlo Simulation bei gleichbleibendem Einstrahlwinkel (theta = 180 ) abgestrahlt wurden. Auch für die zweite Monte-Carlo Berechnung eines IMRT-Feldes in DOSXYZnrc mussten vorher aus Dynalog-Dateien die benötigten Informationen über die einzelnen Leaf-Önungen der Feldsegmente extrahiert und in eine Sequence-Datei für den dynamischen Modus des MLC umgewandelt werden. Das resultierende IMRT-Feld bestand aus 142 Einzelsegmenten und die Berechnung der Dosisverteilung im DOSXYZnrc Phantom fand wiederum bei festem Einstrahlwinkel (theta =180 ) statt. 26

30 4 Ergebnisse und Diskussion 4.1 Generierte Dosisverteilung bei kontinuierlichem Couchvorschub Abbildung 4: Aus einer Monte-Carlo Simulation berechnete relative Dosisverteilung in x-y-ebene eines mittels MLC denierten 2x2 cm 2 groÿen Feldes bei gleichzeitiger Translation in x- und in y-richtung; die Legende rechts beschreibt die Farbcodierung der Dosisverteilung in Prozent der Maximaldosis Abbildung 4 zeigt die Dosisverteilung des 2x2 cm 2 groÿen MLC-denierten Strahlenfeldes in der x-y-ebene basierend auf der Synchronisation zwischen 27

31 DOSXYZnrc und dem CM SYNCVMLC mit xierten Blenden. Die Verbindung einer kontinuierlichen Bewegung in y-richtung (Couchvorschub) mit pendelartigen Verschiebungen in x-richtung, relativ zur Mittelachse des DOSXYZnrc Voxelphantoms ist deutlich dargestellt worden. Die erzielten Ergebnisse lassen sich trotz unterschiedlicher Parameterwahl mit denen aus [25] sehr gut vergleichen. Die Rechenzeit für diese Monte-Carlo Simulation betrug ca. 43 Stunden. Im Strahlenfeld lagen die statistischen Unsicherheiten bei durchschnittlich 5%. 28

32 4.2 Generierte Dosisverteilung bei kontinuierlicher Kollimatordrehung und Couchvorschub Abbildung 5: Aus einer Monte-Carlo Simulation berechnete relative Dosisverteilung in x-y-ebene eines 2x2 cm 2 groÿen Strahlenfeldes mit Translation in y-richtung (Couchvorschub) in Kombination mit kontinuierlicher Kollimatordrehung; die Legende rechts beschreibt die Farbcodierung der Dosisverteilung in Prozent der Maximaldosis Die Darstellung der Couchtranslation in y-richtung kombiniert mit einer doppelten Kollimatordrehung um 360 ist in Abbildung 5 gegeben. Die erstellten Dosisverteilungen in der x-y-ebene des Wasserphantoms zeigen deutliche 29

33 Dosismaxima an den auslaufenden Enden der Halbkreise, da diese Bereiche bei den gewählten Einstellungen für die Translation in y-richtung jeweils sowohl am Ende als auch zu Beginn einer kompletten Drehung des Kollimators und somit doppelt bestrahlt werden. Die türkis markierten Niedrigdosisbereiche (5% der Maximaldosis) mit halber Amplitude und doppelter Frequenz könnten ein Hinweis auf das Durchlassen geringer Strahlungsanteile im Bereich der geschlossenen abgerundeten Lamellenenden des Millenium MLC sein. Hierzu bedarf es zusätzlicher Untersuchungen, beispielsweise durch die Verwendung eines MLC ohne abgerundete Lamellenenden. Die Rechenzeit für diese Monte-Carlo Simulation betrug etwa 74 Stunden. Die statistischen Unsicherheiten der Simulation im Strahlenfeld lagen wiederum bei durchschnittlich 5%. 30

34 4.3 Treppenförmige Überlagerung dreier unterschiedlicher Strahlenfelder Abbildung 6: Aus einer Monte-Carlo Simulation berechnete relative Dosisverteilung einer Step-and-Shoot IMRT, bestehend aus drei überlagerten, kleiner werdenden rechteckigen Strahlenfeldern der Gröÿe 10x8 cm 2, 7x8 cm 2 und 5x8 cm 2 ; die Legende rechts beschreibt die Farbcodierung der Dosisverteilung in Prozent der Maximaldosis Die Dosisverteilung innerhalb der x-y-ebene in Abbildung 6, resultierend aus einer IMRT-Bestrahlung mittels Step-and-Shoot Technik, zeigt deutlich die Abstufungen der Intensität zwischen den drei berechneten Feldern. 31

35 Das Dosismaximum entspricht durch die Überlagerung aller drei Felder den Ausmaÿen des 5x8 cm 2 groÿen Bestrahlungsfeldes. Die Niedrigdosisbereiche links und rechts in x-richtung können möglicherweise wiederum auf geringe Strahlungsanteile zurückgeführt werden, die den Millenium MLC im Bereich der abgerundeten geschlossenen Lamellenenden passieren können. Die Rechenzeit für diese Monte-Carlo Simulation betrug ca Stunden bei einer maximalen statistischen Unsicherheiten im Strahlenfeld von 3%. 4.4 Feldapplikation aus mehreren Einstrahlrichtungen Eine vereinfachte 4-Felder-Box mit einer gleichbleibenden Feldgröÿe von 10x10 cm² ist im Wasserphantom in DOSXYZnrc simuliert worden und in Abbildung 7 dargestellt. 32

36 Abbildung 7: Aus einer Monte-Carlo Simulation berechnete farbcodierte relative Dosisdarstellung einer vereinfachten 4-Felder-Box mit 10x10 cm 2 groÿen Feldern (dargestellt in der x-z-ebene bei y=0); die Dosiserhöhungen am Rand weisen auf den Aufbaubereich jedes einzelnen Feldes hin; Durch die Applikation der vier Felder aus vier verschiedenen Einstrahlrichtungen (0, 90, 180, 270 ) konnte eine sehr homogene Verteilung der maximalen Dosis in einem würfelförmigen Volumen um das Isozentrum herum erreicht werden. Allerdings fallen die deutlich sichtbaren Dosiserhöhungen beim Auftreen der Strahlung auf das Wasserphantom bei jeder der vier Einstrahlrichtungen auf. Dies ist dadurch zu erklären, dass jedes einzelne der 33

37 vier 10x10 cm² groÿen Strahlenfelder nach dem Aufbaubereich ihr Dosismaximum schon in einer Wasser-Tiefe von 1-2 cm erreicht. Die benötigte Rechenzeit für diese Monte-Carlo Simulation belief sich auf ca. 300 Stunden bei einer maximalen statistischen Unsicherheit im Strahlenfeld von 5%. Abbildung 8: Mittels Monte-Carlo Simulation berechnete farbcodierte relative Dosisverteilung einer Step-and-Shoot IMRT mit 6 spiegelsymmetrisch zur Mittelachse angeordneten Feldern unterschiedlicher Gröÿe (dargestellt in einer x-z-ebene bei y=0); die Legende rechts beschreibt die Farbcodierung in Prozent der Maximaldosis 34

38 Die 6 Felder wurden mit den Einstrahlwinkeln (theta) 20, 80, 135 und spiegelsymmetrisch hierzu mit 225, 280 und 340 abgestrahlt. Die Darstellung der Dosisverteilung in einer x-z-ebene (Abbildung 8) zeigt zum einen wieder die Dosiserhöhungen im Aufbaubereich der einzelnen Felder beim Übergang der Strahlung vom Medium Luft in das Medium Wasser. Zum anderen wird ein keilförmiges Volumen mit maximaler Dosis in dem Bereich sichtbar, wo sich die 6 Strahlenfelder überschneiden und sich somit die Dosen jedes einzelnen Feldes aufsummieren. In diesem Fall betrug die Rechenzeit etwas 950 Stunden, die maximale statistische Unsicherheit im Strahlenfeld lag bei maximal 5%. 4.5 Sliding-Window IMRT auf Grundlage von dynamischen Log-Dateien Die folgenden Abbildungen zeigen die berechneten Dosisverteilungen simulierter IMRT-Bestrahlungen. Die Ergebnisse in den Abbildungen 9 und 10 zeigen sehr gute Übereinstimmungen mit den erwarteten Dosisverteilungen. Zur Überprüfung diente eine einfache binäre Darstellung der planaren Fluenz, die im rechten unteren Bereich der jeweiligen Abbildung mit eingefügt wurde. Für die folgenden Darstellungen wurde auf die Color Wash Funktion in dosxyz_show verzichtet, um die steilen Dosisgradienten in den Randbereichen hervorzuheben. Bei den hier dargestellten Ergebnissen ist der starke Dosisabfall bzw. -anstieg in den Randbereichen deutlich zu sehen, was auf eine sehr gute räumliche Auösung des dynamischen MLC hinweist. 35

39 Abbildung 9: Farbcodierte Darstellung der mittels Monte-Carlo Simulation berechneten Isodosen eines IMRT Feldes in der x-y-ebene; im Bild unten rechts ist zum Vergleich die planare Fluenz der zur Verfügung gestellten Daten eingefügt; 36

40 Abbildung 10: Farbcodierte Darstellung der mittels Monte-Carlo Simulation berechneten Isodosen in der y-z-ebene; im Bild unten rechts ist die ausgewählte Schicht in rot gekennzeichnet Die resultierenden Dosisverteilungen in den Abbildungen 11 und 12 zeigen wiederum eine sehr gute Übereinstimmung mit den erwarteten Werten. Die beiden Dosismaxima oben und unten innerhalb des kreisförmigen IMRT- Feldes und die hohen Dosisgradienten in den Randbereichen sind deutlich erkennbar und zeigen eine sehr gute Entsprechung mit der dargestellten planaren Fluenzverteilung. Die Rechenzeit belief sich auf ca Stunden bei einer statistischen Unsicherheit von maximal 3% im Strahlenfeld. 37

41 Abbildung 11: Farbcodierte Darstellung der mittels Monte-Carlo Simulation berechneten Isodosen eines kreisförmigen IMRT Feldes in der x-y-ebene; die planare Fluenz der zur Verfügung gestellten Daten ist zu Vergleichszwecken im kleinen Bild unten rechts abgebildet Die hohen Dosisgradienten bei der Realisierung der kreisförmigen Dosisverteilung deuten wiederum auf das sehr gute Auösungsvermögen des erstellten Millenium MLC hin. Die beiden horizontal verlaufenden linienförmigen Bereiche niedriger Dosis in Abbildung 11 können durch eine zu groÿ gewählte Feldeinstellung im BEAMnrc Beschleunigerkopf erklärt werden. 38