Monte-Carlo-Methoden in der Strahlentherapie und deren Verifikation durch 3D MR-Gel-Dosimetrie

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1 Monte-Carlo-Methoden in der Strahlentherapie und deren Verifikation durch 3D MR-Gel-Dosimetrie Dipl. Phys. Josef Scherer Juni,

2 Motivation Krebs ist die zweithäufigste Todesursache. Neben Chirurgie und Chemotherapie ist die Strahlentherapie an der Heilung beinahe jedes zweiten Tumors beteiligt. Durch Strahlung verlieren Tumorzellen ihre Zellteilungsfähigkeit schneller als nicht entartetes Normalgewebe. Um Nebenwirkungen zu minimieren muß die Strahlung auf das Tumorgebiet beschränkt sein. Mit der modernen 3D-Diagnostik ist auch eine optimierte 3D-Bestrahlung erreichbar. Bisherige Berechnungssysteme nicht so genau wie Monte-Carlo-Simulationen (Computer-Simulationen mit Zufallszahlen). Automatische Optimierung durch inverse Planung und neuen Freiheitsgrad Intensitätsmodulation Besonders die komplexe intensitätsmodulierte Strahlenbehandlung erfordert eine 3D-Verifikation. Juni,

3 Gliederung Bestrahlungsarten Dosisberechnungsverfahren Ergebnisse mit dem MC-Code Monaco Matrix Beschleunigerkopfmodell Teilchentransport Bestrahlungsplanung konventionell vorwärts trial-and-error inverse Planung Ergebnisse mit der inversen MC-Optimierung 3D-Messung mit dem Kernspintomographen Eisensulfat-(Fricke-) und Polymer-Gele lungenäquivalentes Fricke-Gel Zusammenfassung Juni,

4 Bestrahlungsarten Teletherapie ( aus der Entfernung - von außen ) 90 % Photonen aus einem medizinischen Linearbeschleuniger und Elektronen Brachytherapie ( aus der Nähe - von innen ) umschlossene radioaktive Quelle - Gammastrahlung Neutronen, Protonen und Schwerionen Juni,

5 Dosisberechnungsverfahren Punktdosis aus gemessenen Tiefendosiskurven 3D-Dosisverteilungen, als Isodosenkurven in Computertomographieschnittbilder gekennzeichnet aus korrigierten Meßdaten in Wasser (2D) aus Nadelstrahlverfahren (Summierung und Korrektur von vorberechneten Dosisverteilungen von Elementarstrahlen) Monte-Carlo-Methoden (Dosisverteilungen aufgrund stochastisch simulierter Einzelteilchen und deren Wechselwirkung) Juni,

6 Monte-Carlo-Simulation Computer-Simulation von eingestrahlten Photonen und deren Wechselwirkungen mit dem Körper Weglängen, Wechselwirkungsart, Richtung und Energie der gestreuten Teilchen mit Hilfe von Zufallszahlen aus fundamentalen Daten bestimmt Vor allem Sekundärelektronen für Anregung und Ionisation der umgebenen Materie verantwortlich Ähnlich einer Wahlumfrage nur Stichproben (10 8 statt ) für Vorhersage der Dosisverteilung verwendet Juni,

7 MC-Code Monaco Matrix Linearbeschleuniger charakterisiert durch Spektrum 0,014 Spektrum des Linearbeschleunigers KD2 (Siemens) normiert Photonenfluenz 0,012 0,01 0,008 0,006 6 MV Photonenfluenz 10 MV Photonenfluenz 30 -Keil 6 MV Photonenfl. 60 -Keil 6 MV Photonenfl. 60 -Keil 10 MV Photonenfl. 0,004 0, Energie [ MV ] und Fluenz Juni,

8 Ergebnisse mit Monaco Matrix Tiefendosiskurve in Wasser Tiefendosiskurven FOA=100cm FG=10 x 10 cm^2 relative Dosis [%] Ionisationskammer X 10 GSF-MC KERMA X 10 MM X 10 MM-ms X 10 EGS4 X Tiefe [cm] Querprofile 140 relative Dosis [%] ,5 5,1 9,9 14,7 20, Crossplane [cm] Juni,

9 Ergebnisse mit Monaco Matrix An Lungeninhomogenitäten im CT-Patientenmodell Juni,

10 Bestrahlungsplanung Medizinische - Fraktionierungsschemata: Gesamtdosis wird auf mehrere Tage (z.b. 30 x 2 Gy) verteilt Physikalische - Dosisverteilungsoptimierung konventionell vorwärts und inverse Planung Juni,

11 Ziele Inverse Monte Carlo Optimierung (IMCO) Dosishomogenisierung im Tumor (Zielvolumen: PTV) Isodosenkonformation um das Zielvolumen (Reduzieren der Nebenwirkungen) Dosisbegrenzung in strahlensensiblen Risikoorganen Prinzip Zusammenhang (Verteilung) zwischen Ort der Dosisdeposition im Tumor und Ursprung des Photons, bzw. dessen Ort in der Strahlmodulationsebene (BMP) Juni,

12 Inverse Monte Carlo Optimierung (IMCO) Prinzip Juni,

13 Inverse Monte Carlo Optimierung (IMCO) Stabförmiges Zielvolumen PTV PTV Juni,

14 Inverse Monte Carlo Optimierung (IMCO) Konkaves Zielvolumen (z.b. Tumor um die Wirbelsäule) Optimierte Dosisverteilung durch Intensitätsmodulation hufeisenförmiges Zielvolumen abgedeckt Dosis kleiner als 75% im Risikoorgan Profilhalbschatten verkleinert Juni,

15 3D-Messung und Verifikation Hintergrund: Sicherstellung, daß die Bestrahlung auch der berechneten Dosisverteilung entspricht derzeitige Dosimetrietechniken nicht ausreichend meist nur punktweise (Kammern, Dioden, TLD), teilweise abhängig von Richtung, Strahlenqualität 3D-Messung von strahlensiblen Gelphantomen am Kernspintomographen (MR) Fricke-Gel (Oxidation von Fe 2+ zu Fe 3+ ) Polymer-Gel (lokale Monomervernetzung) integrierend, hohe 3D-Auflösung beliebige Form (anthropomorph) Gewebe- bzw. Lungenäquivalent (mit Zusätzen) Juni,

16 3D-Verifikation mit MR-Fricke-Gel Hintergrund: chemisches Dosimeter (1923), radiolytische Dissoziation von Wasser, Radikalbildung Gelatinezugabe um Eisenionenverteilung zu konservieren und MR-Messung (1984) inverse Kernspinrelaxationszeit linear zur Dosis 3 2,5 2 FBA-Gel (T2) 5%-Gel (T2) FBA-Gel (T1) 5%-Gel (T1) 1,5 1 0, Do s is [Gy] Juni,

17 Polymer-Gel-Dosimetrie Hintergrund: Diffusion in Fricke-Gelen strahleninduzierte Vernetzung der Monomerlösung (Acrylamid und Bis) aber sauerstofffreie Herstellung, giftig und teuer Ergebnisse: Signal [a.u.] Gy 6 Gy Zeit [ms] Relaxationsverhalten Protonentiefendosiskurve 1,1 1,0 0,9 0,8 0,7 BA N G D ia ma n t Ro o s relative Dosis 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 0,0 12,0 12,5 13,0 13,5 14,0 14,5 15,0 15,5 16,0 16,5 Tie fe (c m ) Juni,

18 3D-Verifikation mit MR-Fricke-Gel Anwendungen: dynamische Bestrahlungstechnik (bewegte 192 IR-Quelle mit Teil-Abschirmung) homogenes Humanoidphantom - 3D-Dosisdarstellung Juni,

19 3D MR-Gel-Dosimetrie mit lungenäquivalentem Gel Hintergrund: Dosisberechnungsverfahren zeigen besonders große Unsicherheiten in Inhomogenitäten (ρ 1) Lunge: größter Dichteunterschied im Körper Anwendungen: einfaches Thoraxmodell anthropomorphes Phantom Juni,

20 3D MR-Gel-Dosimetrie mit lungenäquivalentem Gel Ergebnisse: einfaches Thoraxmodell Nettorelaxationsrate [%] korr. Messung Berechnung Tiefe [cm] Juni,

21 Zusammenfassung Monte-Carlo Berechnung und Optimierung: Genaueres Dosisberechnungsverfahren für die Strahlentherapie weiterentwickelt Linearbeschleunigermodell Elektronenvielfachstreuung Klinische Anwendung an CT-Patientenmodell Kombination aus MC und neuem Regelungscode Potential für bessere Strahlentherapie bei reduzierten Nebenwirkungen 3D Gel-Dosimetrie: 3D-Planung und intensitätsmodulierte Bestrahlung nur durch 3D-Messung ausreichend zu prüfen Eigenschaften zweier Dosimetriegele untersucht Für das für anatomische Bestrahlungsphantome bessere Fricke-Gel erstmalig ein Lungenanalogon entwickelt Juni,

22 Monte-Carlo-Methoden in der Strahlentherapie und deren Verifikation durch 3D MR-Gel-Dosimetrie Dipl. Phys. Josef Scherer Juni,

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