Evaluation und Vergleich verschiedener dosimetrisch bestimmter und planungstechnisch berechneter Parameter für das Afterloading hoher Dosisleistung

Evaluation und Vergleich verschiedener dosimetrisch bestimmter und planungstechnisch berechneter Parameter für das Afterloading hoher Dosisleistung BACHELORARBEIT zur Erlangung des Grades eines Bachelor of Science (B.Sc.) im Studiengang Medizinische Physik an der Mathematisch-Naturwissenschaftlichen Fakultät der Heinrich-Heine-Universität in Düsseldorf vorgelegt von Phillip Schick Erstprüfer : Dr. I. Simiantonakis, Klinik für Strahlentherapie Zweitprüfer: Prof. Dr. T. Heinzel, Lehrstuhl für Festkörperphysik Düsseldorf, den 12.06.2013

Ehrenwörtliche Erklärung Hiermit erkläre ich, dass ich die vorliegende Bachelorarbeit zum Thema Evaluation und Vergleich verschiedener dosimetrisch bestimmter und planungstechnisch berechneter Parameter für das Afterloading hoher Dosisleistung vollkommen selbstständig verfasst und keine anderen als die angegebenen Quellen und Hilfsmittel benutzt sowie die wörtlich oder inhaltlich übernommenen Stellen kenntlich gemacht habe. Ort, Datum Unterschrift

Inhaltsverzeichnis 1 Einleitung 1 2 Theoretische Grundlagen 3 2.1 Strahlung......................................... 3 2.2 Radioaktivität und radioaktiver Zerfall......................... 3 2.2.1 Aktivität..................................... 5 2.2.2 Halbwertszeit................................... 6 2.3 Ionisierende Strahlung und Wechselwirkung mit Materie............... 6 2.3.1 Direkt ionisierende Strahlung.......................... 7 2.3.2 Indirekt ionisierende Strahlung......................... 7 2.4 Brachytherapie...................................... 8 2.4.1 Afterloading................................... 9 2.4.2 Radionuklide in der Brachytherapie...................... 10 2.5 Grundlagen der Dosimetrie............................... 11 2.5.1 Wichtige dosimetrische Messgröÿen....................... 12 2.5.2 Dosimetrie mit Ionisationskammern...................... 13 2.5.3 Bauformen.................................... 14 3 Material und Methoden 17 3.1 Afterloading-Vorrichtung................................. 17 3.2 Bildgestütztes Bestrahlungs-Planungssystem..................... 18 3.3 Messaufbau und Ablauf................................. 19 3.3.1 Vorversuch: Haltepositionsmessung....................... 20 3.3.2 Zylinderphantom................................. 20 3.3.3 Schachtkammer................................. 23 3.3.4 Vergleich der Messmethoden.......................... 25 4 Ergebnisse 27 4.1 Bestimmung der planungstechnisch berechneten Dosen................ 27 4.2 Haltepositionsmessung.................................. 28 4.3 Zylinderphantom..................................... 29 4.4 Schachtkammer...................................... 34 4.5 Vergleich der Messmethoden............................... 36 5 Diskussion 39 Literaturverzeichnis 45 Danksagung 48 Anhang 49

1 Kapitel 1 Einleitung Kaum eine Diagnose ist so gefürchtet wie Krebs, der zu den häugsten tödlichen Krankheiten gehört. Die Krebsforschung hat in den letzten Jahren erhebliche Fortschritte gemacht, die die Diagnose und Behandlung vieler Krankheitsbilder wesentlich verbessert haben. Diese Fortschritte haben dazu beigetragen, neue und immer wirkungsvollere Therapien zu entwickeln und bestehende Behandlungsansätze weiter zu optimieren. Auch die Strahlentherapie, die eine wichtige Rolle in der Behandlung von Krebserkrankungen spielt, hat sich in den letzten Jahren enorm weiter entwickelt. Die Wirkung der Strahlentherapie besteht darin, das behandelte Gewebe bösartiger Tumore mithilfe von ionisierender Strahlung abzutöten. Ziel der kurativen Strahlentherapie ist die Dosis im Zielvolumen so hoch zu verabreichen, dass der Tumor eliminiert und der Patient geheilt wird. Die palliative Strahlentherapie zielt darauf ab, die Schmerzen der Patienten zu lindern und deren Lebensqualität zu verbessern. Bei beiden Therapien ist von groÿer Bedeutung, dass die Bestrahlung unter maximaler Schonung des umliegenden gesunden Gewebes, insbesondere strahlensensibler Organe, erfolgt, sodass zunehmend moderne Verfahren eingesetzt werden, die die Dosis optimal an das zu bestrahlende Gewebe anpassen. Das Einhalten dieser Zielvorgaben ist für den Erfolg der Strahlentherapie von entscheidender Bedeutung. Die Strahlung kann auÿerhalb (Teletherapie) oder innerhalb des Körpers (Brachytherapie) eingesetzt werden. Bei der Brachytherapie liegt die Strahlenquelle entweder in unmittelbarer Nähe zum Tumor oder wird direkt in den Tumor eingebracht, wobei die Strahlung im Körper nur einen kurzen (griech. brachys kurz, nah') Weg zurücklegt. Die Brachytherapie wird zur Behandlung von kleinen Tumoren ohne Lymphknotenbefall oder in Verbindung mit anderen Therapieformen, zum Beispiel einer Operation, Teletherapie oder Chemotherapie, eingesetzt. Am häugsten wird die Brachytherapie als Behandlungsmethode für Krebserkrankungen des Gebärmutterhalses, der Prostata, der Bronchien, des Ösophagus, der Brust und der Haut eingesetzt [9]. Der historische Beginn der Brachytherapie geht auf das Jahr 1896 zurück. Damals entdeckte der französische Physiker Henri Becquerel die Radioaktivität. Die französischen Physiker Marie und Pierre Curie, die die Auswirkungen der Radioaktivität untersuchten, brachten den französischen Arzt Henri-Alexandre Danlos auf die Idee, Radioaktivität zur Krebsbehandlung einzusetzen. 1901 probierte Danlos den Einsatz von Radioaktivität bei der Behandlung von Krebserkrankungen aus und stellte fest, dass die Strahlung Tumore schrumpfen lieÿ. Nach dieser Entdeckung wurde die Strahlentherapie von einer Reihe von Ärzten eingesetzt, um verschiedene Krebsarten zu therapieren, u.a. in den Bereichen Gebärmutterhalskrebs, Prostatakrebs, sowie Brustkrebs. Dieser Weg wurde mit der Entde- 1

KAPITEL 1. EINLEITUNG ckung der künstlichen Radioaktivität durch Irene Curie und Frederic Joliot im Jahre 1934 erweitert [2]. Seit den 1970er Jahren stehen spezielle Maschinen zur Verfügung, die sogenannten Afterloader, bei denen die Strahlenquelle zum Schutz des medizinischen Personals und der Patienten in einem Tresor gesichert ist. Diese Afterloader können von einem separaten Überwachungsraum ferngesteuert werden, um die Strahlung von der Maschine direkt in den Körper des Patienten einzubringen. Seit den 1990er Jahren werden darüber hinaus verschiedene bildgebende Verfahren, wie Computertomograe oder Magnetresonanztomograe eingesetzt, um die Ärzte und Physiker bei der Planung der Therapie zu unterstützen und sicherzustellen, dass die Strahlung präzise an den dafür vorgesehenen Stellen eingesetzt wird [21]. Das Universitätsklinikum Düsseldorf (UKD) hat erst kürzlich ein neues HDR-Afterloadinggerät und ein fortschrittliches Bestrahlungsplanungssystem, bei dem zur Berechnung der Dosen sowohl der Algorithmus TG-43 als auch der Algorithmus Acuros zur Verfügung stehen, angeschat. Im Rahmen der vorliegenden Arbeit soll zunächst überprüft werden, ob der neue Acuros Algorithmus entsprechend den Herstellerangaben genauere Dosisberechnungen ermöglicht? Weiterhin soll festgestellt werden, ob das neu erworbene HDR-Afterloadinggerät die geplanten Dosen appliziert und dessen radioaktive Quelle die vom Hersteller angegebenen Kenndosisleistungen erreicht? Zu diesem Zweck werden dosimetrische Überprüfungen mittels Zylinderphantom und Schachtkammer durchgeführt. Die Kenndosisleistung, welche seit mehreren Jahren, den Goldstandard darstellt, wird gegenwärtig durch die Wasserenergiedosis erweitert und zukünftig gar ersetzt. Diese kommt den realen Gegebenheiten im Körper weitaus näher. Auÿerdem besteht erstmals die Möglichkeit, die Gewebeinhomogenitäten bei der Dosisberechnung zu berücksichtigen. Diese interessanten Näherungen werden im Rahmen dieser Ausarbeitung untersucht. Da das Universitätsklinikum Düsseldorf zum Zeitpunkt dieser Messungen erstmals eine HDR-Schachtkammer Typ 33004 erworben hatte, mussten zunächst deren Funktionsweise und Arbeitsabläufe erarbeitet werden, um die geplanten Messungen durchführen zu können. Die mittels der Schachtkammer und des Zylinderphantoms ermittelten Kenndosisleistungen werden mit der vom Hersteller angegebenen Kenndosisleistung der Zerfallstabelle verglichen und evaluiert. Im ersten Abschnitt der Arbeit werden die notwendigen physikalischen Grundlagen erläutert. Anschlieÿend werden die für die einzelnen dosimetrischen Messungen benutzten Materialien und die jeweiligen Vorgehensweisen beschrieben sowie die ermittelten Ergebnisse präsentiert und diskutiert. Der Ausblick zeigt potenzielle Verbesserungen und wünschenswerte Weiterentwicklungen auf. 2

2 Kapitel 2 Theoretische Grundlagen Die Entdeckung der Radioaktivität, insbesondere der künstlichen Radionuklide, hat den Weg für die Brachytherapie erst erönet. Um mit dem Einsatz künstlicher Radionuklide gewünschte Therapieerfolge in der Medizin zu erreichen, ist die Kenntnis von deren physikalischen Eigenschaften erforderlich. In diesem Abschnitt werden die allgemeinen physikalischtechnischen Grundlagen der Brachytherapie erläutert, soweit diese von Bedeutung sind. 2.1 Strahlung Strahlung ist Energie- und Massentransport, der nicht an ein Medium gebunden ist. Sie ist Energie, die in Form von Wellen bzw. Teilchen ausgesandt wird [12]. Photonenstrahlung sind elektromagnetische Wellenpakete, die räumlich und zeitlich begrenzt sind, keine Ladung und keine Ruhemasse besitzen. Die Photonenstrahlung umfasst alle elektromagnetischen Strahlungen von Radiowellen bis hin zu der Röntgen- und Gammastrahlung. Korpuskularstrahlungen (lat. corpusculum Körperchen`) haben eine Ruhemasse und können geladen sein. Sie sind mit Materietransport verbunden. Photonenstrahlungen und Korpuskularstrahlungen können je nach Versuchsbedingung wegen des Teilchen-Wellen-Dualismus entweder als Teilchen oder als Welle auftreten. Dabei sind typische Welleneigenschaften charakterisiert als die Frequenz ν oder die Wellenlänge λ. Die typischen Teilcheneigenschaften sind charakterisiert als der Impuls p und die Masse m [3, 19]. 2.2 Radioaktivität und radioaktiver Zerfall Radioaktivität ist die Eigenschaft bestimmter Atomkerne (Elemente und Isotope), sich spontan und ohne äuÿeren Einuss unter Aussenden von Strahlungsenergie (Alpha-, Beta-, Gamma-Strahlung) in Atomkerne anderer Art umzuwandeln (Atomzerfall, radioaktiver Zerfall) [17]. Nuklide, die sich aufgrund Instabilität umwandeln, werden als Radionuklide bezeichnet. Es gibt natürliche und künstliche Radionuklide. Natürliche Radionuklide kommen in der Biosphäre oder im Erdgestein vor und tragen zur Strahlenexposition der Umwelt bei. Hierzu gehören beispielsweise die Radongase, deren Zerfallsprodukte gefährliche Alpha-Strahler sind. Natürliche Radionuklide werden in primordiale und kosmogene Radionuklide unterteilt. Primordiale Radionuklide wurden bei der Erdentstehung gebildet und existieren bis 3

KAPITEL 2. THEORETISCHE GRUNDLAGEN heute, weil sie eine extrem lange Halbwertszeit besitzen, wie z.b. Uran. Kosmogene Radionuklide entstehen durch die Wechselwirkung von Höhenstrahlung mit Luftatomen, wie z.b. das radioaktive Kohlenstosotop. Künstliche Radionuklide sind solche, die durch von Menschen herbeigeführte Kernreaktionen oder Kernspaltungen entstehen. Viele künstliche Radionuklide kommen aufgrund ihrer geringen Halbwertszeit in der Natur nicht in merklichen Mengen vor. Bei allen radioaktiven Zerfällen ist die Bindungsenergie des Mutternuklids gröÿer als die Bindungsenergie des Tochternuklids, da sonst kein natürlicher, spontaner Zerfall möglich wäre. Die Energie der frei werdenden Strahlung von Radionukliden ist ein wichtiger Faktor für deren klinische Verwendbarkeit, da diese die Durchdringungsfähigkeit von Strahlung in Gewebe bestimmt. Die Kernumwandlungsprozesse sind dabei rein statistisch. Der radioaktive Zerfall ndet zufällig statt, sodass eine Zerfallswahrscheinlichkeit angeben werden kann. Tochterkerne, die sich durch Teilchenemission aus Kernen gebildet haben, können wieder radioaktiv sein und erneut zerfallen. So entstehen sogenannte Zerfallsketten [12, 19]. Je nach Art der beim spontanen Zerfall von Atomkernen ausgesendeten Strahlung wird zwischen drei grundlegenden Zerfallsarten unterschieden: Alpha-Zerfall: Beim Alpha-Zerfall ndet eine Teilchenemission statt, wobei aus dem Mutterkern ein Alphateilchen, aus zwei Protonen und zwei Neutronen, emittiert wird. Hierdurch verringert sich die Massenzahl A des Ursprungskerns um 4 und die Ordnungszahl Z um 2. Der Energieübertrag ist monoenergetisch. Die meisten Alphastrahler existieren ab einer Ordnungszahl Z = 82. Es gilt folgende Zerfallsgleichung für einen beliebigen Kern E, der zu einem neuen T zerfällt: A Z E =A 4 Z 2 T +4 2 α Beispiel: 226 88 Ra 222 96 Rn +4 2 He Die Alphastrahlung ist positiv geladen und massebehaftet. Sie ist dicht und direkt ionisierend. Daraus folgt, dass die Reichweite in Materie im Gegensatz zur Beta- und Gammastrahlung gering (einige mm) ist. Für die meisten Brachytherapie-Anwendungen ist die Alphastrahlung wegen der geringen Reichweite ungeeignet. Beta-Zerfall: Beim Betazerfall verlässt ein energiereiches Betateilchen - Elektron oder Positron - den Atomkern. Gleichzeitig entsteht ein Antineutrino bzw. Neutrino. Der Betazerfall wird nach der Art der emittierten Teilchen unterschieden. Bei abgestrahltem Elektron handelt es sich um Beta-minus-Zerfall (β ), bei abgestrahltem Positron um Betaplus-Zerfall (β + ). ˆ Nuklide mit einem Überschuss an Neutronen zerfallen über den β -Prozess. Ein Neutron des Kerns wird in ein Proton umgewandelt und sendet dabei ein Elektron sowie ein Antineutrino aus. Sowohl Elektron als auch Antineutrino verlassen den Atomkern, da beide nicht der starken Wechselwirkung unterliegen. Da sich nach dem Zerfallsprozess ein Proton mehr und ein Neutron weniger im Kern bendet, bleibt die Massenzahl A unverändert, während sich die Kernladungszahl Z um 1 erhöht. Der Zerfall des Neutrons kann durch folgende Formel beschrieben werden. n p + e + ν Beispiel: 137 55 Cs 137 56 Ba +0 1 e 4

2.2. RADIOAKTIVITÄT UND RADIOAKTIVER ZERFALL Die wichtigsten Beta-Minus-Zerfälle, die medizinisch genutzt werden, sind 192 Ir 192 P t und 60 Co 60 Ni. ˆ Bei Atomkernen mit starkem Protonenüberschuss tritt der β + -Zerfall ein. Aus einem Proton wird ein Neutron, dabei werden ein Positron und ein Neutrino emittiert. Die Zerfallsenergie wird auf das Positron und Neutrino als kinetische Energie aufgeteilt. p n + e + + ν Beispiel: 22 11Na 22 10 Ne +0 +1 e Anders als beim Beta-Minus-Zerfall, nimmt die Ordnungszahl Z um eins ab, während die Massenzahl A erhalten bleibt. Wichtige Beta-Plus-Zerfälle, die medizinisch genutzt werden, sind 18 F 18 O und 13 N 13 C. Das Energiespektrum des Beta-Zerfalls ist kontinuierlich. Die Energie des Zerfallsprozesses verteilt sich als kinetische Energie auf die emittierten Teilchen. Betastrahlung ist locker ionisierend, sodass deren Reichweite im Gewebe gröÿer ist als bei der Alphastrahlung (einige cm). Die Betastrahlung wird in der Brachytherapie besonders bei Oberächen- und Kontaktbestrahlung eingesetzt. Werden diese Strahler in den Körper aufgenommen, sind hohe Strahlenbelastungen in der Umgebung des Strahlers die Folge. Gamma-Zerfall: Ein Gamma-Zerfall liegt vor, wenn der Atomkern nach einem Zerfall in einem energetisch angeregten Zustand verbleibt. Beim Übergang in einen energetisch niedrigeren Zustand gibt der Atomkern durch Emission hochfrequente elektromagnetische Strahlung, sogenannter γ Strahlung, Energie ab. Die Emission von Gammastrahlung verändert nicht die Neutronen- und Protonenzahl des emittierenden Kerns. Es erfolgt lediglich ein Übergang zwischen angeregten Kernzuständen und dem Grundzustand. Dies geschieht meist unmittelbar nach einem Alpha- oder Betazerfall. Beispiel: 137m 56 Ba 137 56 Ba + γ Die wichtigsten Gammastrahler in der Medizin sind 137 Ba, 99 T c, 131 Xe. Gammastrahlung ist ungeladen, indirekt und locker ionisierend. Sie besitzt eine hohe Reichweite in Gewebe und ist im Gegensatz zur Alpha- und Beta-Strahlung nicht endlich. Die Gammastrahlung kommt in der Brachytherapie am häugsten zum Einsatz. Die Abschirmung von Gammastrahlung ist am aufwendigsten [12, 17, 19]. 2.2.1 Aktivität Von groÿer Bedeutung für die klinische Verwendbarkeit von Radionukliden ist auch deren Aktivität. Die Aktivität A einer radioaktiven Quelle gibt an, wie viele Kernzerfälle pro Zeiteinheit stattnden. Die SI-Einheit der Aktivität ist das Becquerel. Die nach Marie Curie benannte historische Einheit Curie ist seit 1986 nicht mehr zulässig [12, 17]. [A] = Becquerel(Bq) = 1 Zerfall s Für die Teilchenzahl N der Radionuklide gilt das exponentielle Zerfallsgesetz: N(t) = N 0 e λt 5

KAPITEL 2. THEORETISCHE GRUNDLAGEN Daraus folgt für die Aktivität: ˆ ˆ ˆ A(t) Aktivität zum Zeitpunkt t A(t) = dn dt = λ N 0 e λt λ Zerfallskonstante, diese gibt die Wahrscheinlichkeit für Zerfälle pro Zeiteinheit an N 0 ursprünglich vorhandene Teilchenanzahl an Atomkernen Aus der Aktivität folgt die spezische Aktivität, die der Quotient aus Aktivität A und der Masse m einer Substanz ist. a = A m = λ N m. Tabelle 2.1: Typische Aktivitäten (veränderte Quelle: [8]) Strahlungsquelle Aktivität (Bq) 1 Erwachsener 7000 Raumluft 10/m 3 typische Probe für nuklearmedizinische Diagnostik 7 10 7 typische Probe Strahlentherapie 10 14 /kg Irdium-192 370 10 9 2.2.2 Halbwertszeit Ein weiterer wichtiger Faktor für die Auswahl eines Radionuklids im klinischen Einsatz ist dessen Halbwertszeit. Beim radioaktiven Zerfall ist die Halbwertszeit T 1/2 diejenige Zeitspanne, bis die radioaktiven Kerne N 0 und damit auch die Aktivität A 0 eines gegebenen Radionuklids durch den Zerfall auf die Hälfte gesunken ist. 50 % der Atomkerne haben sich unter Aussendung von Strahlung in ein anderes Nuklid umgewandelt; dieses kann ebenfalls radioaktiv sein. Für jedes Nuklid ist die Halbwertszeit eine feste Gröÿe, die sich nicht (nur in Ausnahmen ganz geringfügig) beeinussen lässt. Für die Halbwertszeit gilt die Formel [12]: T 1/2 = ln2 λ. 2.3 Ionisierende Strahlung und Wechselwirkung mit Materie Die bei der Radioaktivität entstehende Strahlung ist derart hochenergetisch, dass sie in der Lage ist, Elektronen aus den Atomhüllen bestrahlter Materie zu lösen. Wegen dieser Eigenschaft wird diese Strahlung ionisierende Strahlung genannt. Diese ionisierenden Strahlen werden in der Krebstherapie für die Bestrahlung genutzt, da deren Energie hoch genug ist, um bei den durchdrungenen Zellen auf molekularer Ebene Veränderungen herbeizuführen. Allgemein ist Strahlung ionisierend, wenn die Strahlungsenergie oberhalb von 3 ev liegt, was den typischen Bindungsenergien entspricht. Um ionisierende Strahlung in der Medizin gezielt anwenden zu können, muss man die Wechselwirkung der Strahlung mit biologischem Gewebe verstehen. Ionisierende Strahlung wird in zwei Arten unterteilt, die direkt und indirekt ionisierende Strahlung [12]. 6

2.3. IONISIERENDE STRAHLUNG UND WECHSELWIRKUNG MIT MATERIE 2.3.1 Direkt ionisierende Strahlung Direkt ionisierende Strahlung ist Protonen-, Elektronen- oder Ionenstrahlung. Die auftretende Wechselwirkung ist die Coulomb-Kraft, die zwischen der Strahlung und dem Feld der Hüllenelektronen oder dem Feld der Atomkerne stattndet. Für direkt ionisierende Strahlung mittels geladener Teilchen gibt es folgende Wechselwirkungsprozesse [12]: ˆ ˆ ˆ ˆ elastische Streuung und inelastische Stöÿe an Atomhüllen binäre inelastische Stöÿe mit einzelnen Hüllenelektronen elastische und inelastische Coulombstreuung an Atomkernen Kernreaktionen 2.3.2 Indirekt ionisierende Strahlung Bei der indirekt ionisierenden Strahlung erfolgt die Ionisation in einem Zweistufenprozess, nämlich (1) Erzeugung von geladenen Teilchen (Sekundärteilchen) und (2) Absorption der kinetischen Energie der frei gewordenen Sekundärteilchen; dies ist äquivalent zur direkt ionisierender Strahlung, Unterabschnitt 2.3.1. Indirekt ionisierende Strahlung ist beispielsweise Photonenstrahlung oder Neutronenstrahlung. In der Strahlentherapie sind insbesondere die Photonen von Bedeutung. Im Folgenden werden die Wechselwirkungsprozesse, die zur Erzeugung der Sekundärteilchen stattnden, und im Energiebereich der in der Strahlungstherapie verwendeten Strahlung liegen, näher erklärt. Photoeekt: Ein Photon stöÿt ein Elektron aus einer inneren Schale des Atoms heraus und wird dabei absorbiert. Das Elektron der K- oder L-Schale wird mithilfe dieser Energie aus der Atomhülle gelöst. Die überschüssige Energie, die von dem absorbierten Photon stammt, wird vom Elektron als kinetische Energie aus dem Atom heraus transportiert. Beim Auüllen der Elektronenlücken (Löcher) im Atom können charakteristische Röntgenstrahlen entstehen. Die Wahrscheinlichkeit für das Eintreten des Photoeekts (Wirkungsquerschnitt) ist proportional der vierten Potenz der Kernladungszahl des absorbierenden Materials und umgekehrt proportional der dritten Potenz der Energie der Gammastrahlung. Der Photoeekt ist vor allem bei kleineren Energien, z.b. der Röntgenstrahlung in der diagnostischen Radiologie einsetzbar. Für biologisches Gewebe ist er allerdings kaum von Relevanz. Comptoneekt: Als Comptoneekt wird der Stoÿ zwischen einem Photon mit der Energie E und einem Elektron bezeichnet. Nach diesem Stoÿ ist ein Teil der Energie des Photons auf das getroene Elektron übertragen worden. Hierdurch hat das gestreute Photon eine kleinere Energie und ändert seine Bewegungsrichtung, sodass das Atom einfach ionisierend zurückbleibt. Diesen Prozess kann das Photon mehrfach durchlaufen. Für die klinische Therapie ist von Bedeutung, wie sich die Energie auf ein gestreutes Photon und Elektron aufteilt. Bei niedrigen Energien besitzt das Photon fast die gesamte Energie; ab etwa 10 MeV besitzt das Elektron den Hauptteil der Energie und sie verbleibt lokal im Gewebe. Die Aufteilung der Energie zwischen Elektron und Photon kann je nach Streuwinkel unterschiedlich sein. Für die Dosimetrie ist das Verhalten des Wirkungsquerschnitts wichtig. 7

KAPITEL 2. THEORETISCHE GRUNDLAGEN Die Abgabe der Photonenenergie ist in erster Näherung proportional zur Elektronendichte und indirekt proportional zur Photonenenergie. Paarbildung: Bei der Paarbildung wird ein Photon mit einer Energie von mehr als 1,022 MeV in ein Elektron-Positron-Paar umgewandelt. Dieser Prozess ndet im Feld eines Atomkerns statt. Der Wirkungsquerschnitt hängt quadratisch von der Kernladungszahl der bestrahlten Materie ab und nimmt mit wachsender Energie monoton zu. Nach der Paarbildung kann sich das Positron frei bewegen und formt mit dem Elektron eines Atoms ein sogenanntes Positronium. Das Positronium vernichtet sich anschlieÿend und es werden zwei Photonen emittiert (Annihilation). Paarbildung tritt bevorzugt bei hohen Absorberordnungszahlen auf. Sie setzt auch erst bei Energien oberhalb von 1,022 MeV ein, da die Ruheenergie des Elektron-Positron-Paares durch das Photon bereitgestellt werden muss. In der Brachytherapie hat bei der Applikation von Iridium-192 (E mean = 370 kev ) die Paarbildung daher keine Bedeutung. Kernphotoeekt: Die Energie der Gammastrahlung E γ beim Kernphotoeekt muss gröÿer sein als die Bindungsenergie des am schwächsten gebundenen Nukleons im Kern. Diese Bindungsenergie liegt im Bereich von ca. 6-20 MeV. Dieser Bereich ist auÿerhalb der erreichten Energien in der Brachytherapie [12, 19]. Abbildung 2.1: Schematische Darstellung von Photoeekt, Comptoneekt und Paarbildung [12]. 2.4 Brachytherapie Wie bereits ausgeführt hat erst die Entdeckung der Radioaktivität, insbesondere die Herstellung künstlicher Radionuklide, den Weg für die Brachytherapie erönet. In den ersten Jahren der Brachytherapiegeschichte erfolgten die Tumorbehandlungen fast ausschlieÿlich mit der Applikation von Radiumstrahlerquellen in der Tumorregion. Heute nden fast alle mit Brachytherapie durchgeführten Tumorbehandlungen durch die Anwendung von im Kernreaktor künstlich gezeugten Radionukliden statt, die mittels einer Afterloadingvorrichtung in die nähere Umgebung oder direkt in den Tumor eingesetzt werden. Bei der Brachytherapie kommt der Dosisberechnung eine zentrale Rolle zu, auf die später (3.2) noch im Einzelnen eingegangen wird. Da das Abstandsquadratgesetz (Dosis 1 ) r gilt, wird in der unmittelbaren Umgebung der Quelle eine hohe Dosis verabreicht, die 2 schnell mit dem Abstand zur Quelle abfällt. Dies ermöglicht die Applikation einer hohen Dosis im Tumor und die Schonung des gesunden Gewebes. 8

2.4. BRACHYTHERAPIE Üblicherweise liegen die Bestrahlungszeiten zwischen 5-15 Minuten, wobei es groÿe zeitliche Unterschiede zwischen der LDR- (low doserate) und der HDR- (high dose rate) Brachytherapie gibt. Wegen der kürzeren Bestrahlungszeiten, der höheren Dosisleistung der HDR-Therapie von > 12 Gy h wird diese der LDR-Therapie mit einer Bestrahlungsleistung von < 2 Gy h vorgezogen. Die kürzeren Behandlungszeiten sind auch wesentlich angenehmer für die Patienten und lassen sich besser in den klinischen Alltag integrieren. Eine Unterteilung der Brachytherapie kann in Abhängigkeit von der anatomischen Tumorlokalisation und der Positionierung des Strahlers zum Tumor in drei Therapiemöglichkeiten erfolgen, wobei die Auswahl der Therapie hauptsächlich von der Entität abhängt [6, 7]: Oberächen-Brachytherapie: Bei dieser Bestrahlungstechnik werden die umschlossenen Strahlenquellen oder ein Applikator mit der äuÿeren oder inneren Hautoberäche des Patienten in Kontakt gebracht, z.b. bei der Behandlung von Hauttumoren oder auch Aderhautmelanomen (mittels Augenapplikatoren). Interstitielle Therapie: Bei der interstitiellen Brachytherapie werden die umschlossenen Strahlenquellen mit oder ohne Applikatoren (Nadeln, Schläuche) direkt in das Tumorgewebe, (z.b. Prostata, Mamma, HNO-Tumore) eingesetzt. Intrakavitäre Therapie: Bei der intrakavitären Brachytherapie werden die Strahlerquellen durch natürliche Körperönungen in präformierte Körperhöhlen eingeführt, z.b. im Rektum, oder im Uterus [6, 19]. 2.4.1 Afterloading Bei dieser Form der Brachytherapie wird die radioaktive Quelle mithilfe eines Afterloaders eingesetzt. Hierbei wird zunächst das Tumor-Gewebe mittels eines invasiven Eingris mit nicht-strahlenden Führungen wie Schläuche, Hohlröhren oder Hohlnadeln versehen. Daraufhin werden die Schläuche an ein Strahlungs-Gerät angeschlossen, durch das (automatisiert) Strahlenquellen über die Führungen in den Tumor eingefahren werden. Sie verbleiben dort für einen bestimmten Zeitraum und werden danach wieder entfernt. Ein solches Strahlungs-Gerät wird zusammenfassend wie folgt eingesetzt [18, 26]: ˆ ˆ ˆ ˆ ˆ Am Ende eines dünnen exiblen Führungsdrahtes bendet sich eine kleine radioaktive Quelle (Gröÿe ca. 1 mm x 5 mm). Der Afterloader führt die radioaktive Quelle durch einen eingebrachten Katheter in das Zielvolumen ein. Die radioaktive Quelle kann in Millimeterschritten bewegt werden. Die durch ein rechenbasiertes Planungssystem ermittelte Halteposition wird "Dwell- Position" genannt. An dieser Position bleibt die Quelle eine gewisse Zeit stehen (zuvor berechnete Standzeit = "Dwell-Time") 9

KAPITEL 2. THEORETISCHE GRUNDLAGEN Abbildung 2.2: Schematische Zeichnung eines Afterloaders mit Innenleben [23]. 2.4.2 Radionuklide in der Brachytherapie In der Brachytherapie werden in der Regel kombinierte Beta-Gamma-Strahler eingesetzt. Da die Beta Strahlung eine unerwünschte Dosisüberhöhung in der unmittelbaren Nähe des Strahlers auslösen kann, werden die Strahler von einer Edelstahlhülle umschlossen, die die kurzreichweitigen Elektronen der Betastrahlung abschirmt. Die Hauptkomponente der Strahlung ist die Gammastrahlung [21]. Für die Auswahl eines optimalen Strahlers müssen folgende physikalischen Eigenschaften der Radionuklide erfüllt sein: Halbwertszeit: Die benötigte Halbwertszeit ist abhängig von der Art der Behandlung. Bei einer temporären Brachytherapie sollte die Halbwertszeit möglichst lange sein (Monate- Jahre), da ein Quellenwechsel zeitaufwendig und teuer ist. Bei einer permanenten Brachytherapie sollte die Halbwertszeit relativ kurz (Tage-Monate) sein, um eine zu starke Strahlenexposition zu vermeiden und den Strahlenschutz zu gewährleisten. Photonenenergie: Die Photonenenergie besagt, wie stark die Strahlung in Materie absorbiert wird. Das bedeutet, dass die Photonenenergie einen starken Einuss auf den baulichen Strahlenschutz hat. Da der Strahlenschutz sowohl für die Patienten als auch das Personal äuÿerst wichtig ist, müssen die Energien kleiner als 400 kev sein. Auÿerdem sollten Energien unter 100 kev vermieden werden, um eine Dosisüberhöhung aufgrund des Photoeekts zu vermeiden. Spezische Aktivität: Je gröÿer die spezische Aktivität des Radionuklids ist, umso kleineres Volumen muss dieses haben. Daher werden abhängig vom Einsatzgebiet verschiedene passende radioaktive Nuklide verwendet. Zerfallsprodukte: Bei den Zerfallsprodukten von radioaktiven Stoen ist es wichtig, dass diese nicht gasförmig sind, da dies zu erheblichen Problemen führen könnte. So zerfällt z.b. Radium-226 in das gesundheitsgefährdende Radon, ein geruchloses und radioaktives Edelgas. Die Gesundheitsgefährdung geht dabei von den kurzlebigen Zerfallsprodukten des Radons aus, die sich an Staubpartikeln lagern und inhaliert werden. Durch die direkte 10

2.5. GRUNDLAGEN DER DOSIMETRIE Nähe der die Alpha-Strahlung emittierenden Partikel zum Bronchialepithel ndet eine Wechselwirkung mit dem Gewebe statt, die Lungenkrebs verursachen kann [19, 22]. Verarbeitung: Bei dem Afterloading muss die radioaktive Quelle mithilfe von Transferschläuchen zum Ort der Bestrahlung gefahren werden. Hierfür müssen die Nuklide formbar sein, sodass die Quelle in verschiedene Formen, wie beispielsweise Drähte oder Seeds, verarbeitet werden kann. Iridium-192: Das am meisten verbreitete Radionuklid für die Brachytherapie ist das Iridium-192, ein Beta-Gamma Strahler mit folgenden Eigenschaften: Tabelle 2.2: Zusammenfassung der Eigenschaften von Ir-192 [11]. Nuklid Strahlung T 1/2 mittlere Gammaenergie / MeV Ir-192 β,γ 74 d 0,35 Iridium-192 zerfällt als Beta- Gammastrahler zu einem Platinisotop-192. Dabei ist das Radionuklid vollständig umschlossen, sodass zur Bestrahlung nur die Gammakomponente beiträgt. Aus Tabelle 2.2 wird deutlich, dass Iridium-192 eine gute Kompromisslösung für die vorher erwähnten fünf Voraussetzungen ist [11, 21]. Abbildung 2.3: Dummy-Quelle der GammaMedplus ix Afterloading-Vorrichtung (Iridium-192- HDR-Afterloadinggerät der Firma Varian Medical Systems, Haan, Deutschland) die bauchgleich zur Iridium-192 Quelle ist. 2.5 Grundlagen der Dosimetrie Energiereiche Strahlung kann erhebliche gesundheitliche Folgen haben, da sie im menschlichen Gewebe Moleküle ionisiert, d.h. chemisch verändert, und damit auch biologisch bedeutsame Veränderungen mit sich bringen können. Die Anwendung ionisierender Strahlung in der Medizin zwingt stets dazu, ihren Nutzen gegenüber möglichen Schäden abzuwägen, was mittels klinischer Dosimetrie erfolgt. Unter Dosimetrie versteht man allgemein eine Technik zur Messung einer Strahlendosis im Rahmen des Strahlenschutzes. Ziel der Dosimetrie ist die Messung der durch ionisierende Strahlung auf das Gewebe übertragenen Energie E. Alle therapeutisch oder diagnostisch eingesetzten Geräte müssen mittels klinischer Dosimetrie überwacht werden, um eine zuverlässige Bestrahlung und die physikalische Qualitätssicherung zu gewährleisten. 11

KAPITEL 2. THEORETISCHE GRUNDLAGEN Wegen der zentralen Bedeutung der Dosimetrie im Zusammenhang mit der Anwendung ionisierender Strahlung am Menschen sind die Messgröÿen sowie die Messverfahren der Dosimetrie heute weitgehend im internationalen sowie im nationalen Bereich standardisiert. In Deutschland werden die Begrie und Verfahren der Dosimetrie durch DIN-Normen festgelegt, speziell die Normen DIN 6800, Teil 1 5, DIN 6809, Teil 1 5 sowie die Reihe DIN 6814, Teil 1 8. Ein groÿer Teil dieser Normen basiert auf den internationalen Regelwerken der ICRU (International Commission on Radiation Units and Measurements) [13, 19]. 2.5.1 Wichtige dosimetrische Messgröÿen Um die Menge, der mit dem Massenelement der bestrahlten Materie wechselwirkenden Strahlung quantizieren zu können, sind sogenannte Dosisgröÿen eingeführt worden. Dabei wird neben dem reinen Energieübertrag durch die Strahlung auch die Reaktion des biologischen Gewebes bei der Dosisbestimmung berücksichtigt. Im Folgenden werden die relevanten nicht stochastischen Grundgröÿen genannt, die die Mittelwerte oder Erwartungswerte der stochastischen Werte sind [10, 13, 19]. Energiedosis D: Die fundamentale Maÿeinheit in der Dosimetrie ist die Energiedosis. Die Energiedosis D ist der Quotient aus der mittleren Energie de, die durch ionisierende Strahlung auf die Materie in einem Volumenelement übertragen wird und die Masse dm der Materie in diesem Volumenelement: D = de dm [D] = Gray(Gy) = 1 Joule kg Die Energiedosis ist für jedes Material deniert. Je nach Bezugsvolumen spricht man beispielsweise bei Wasser von der Wasserenergiedosis D W, bei Luft von Luft-Energiedosis D L, usw. [10]. Kerma K: Die Kerma K (kinetic energy released per unit mass) beschreibt die dosimetrische Gröÿe, die dem ersten Wechselwirkungsprozess zugeordnet ist. K = detr dm [K] = Gray(Gy) = 1 Joule kg Dabei ist E tr die Summe der kinetischen Energie aller von der ionisierenden Strahlung freigesetzter Sekundärteilchen. Auch die Energiegröÿe Kerma ist materialabhängig, sodass immer das Bezugsmaterial mit angegeben werden muss. Nach der DIN 6809-2, ICRU 38, ICRU 58 sollen Brachytherapie Strahler mithilfe der Kenndosisleistung speziziert werden. Die Kenndosisleistung ist die Luftkermaleistung (K a ) a frei in Luft in einem Abstand von 1 m zum Schwerpunkt des Strahlers. Nach DIN-6809-2 ist dabei darauf zu achten, dass der Abstand senkrecht zur Längsausrichtung des Strahlers gewählt wird. Die praktische Einheit der Kenndosisleistung ist das cgy mgy h oder h [4, 10]. 12

2.5. GRUNDLAGEN DER DOSIMETRIE Ionendosis J : Die Ionendosis J gibt an, wie viel Ladung dq pro Masse dm durch die ionisierende Strahlung eines Luftvolumens freigesetzt wird. Deniert ist sie als der Dierenzialquotient [10]: J = dq dm [J] = C kg Einzig diese kann direkt gemessen werden. 2.5.2 Dosimetrie mit Ionisationskammern Essenziell für die klinische Dosimetrie sind Ionisationskammern, mit denen radioaktive Strahlung gemessen wird. Diese Messung erfolgt, indem der elektrische Strom gemessen wird, der entsteht, wenn Strahlung das Gas in der Kammer ionisiert und damit elektrisch leitend macht. Die einfachste Ionisationskammer ist aufgebaut wie ein Plattenkondensator, bei dem die gegenüber angeordneten Platten (Elektroden) mit einer Gleichspannungsquelle verbunden werden. Die hochenergetische Strahlung ionisiert die Luftmoleküle. Die dabei frei werdenden Elektronen und die ionisierten Moleküle werden durch die elektrische Ladung zu den Elektroden gezogen. An den Platten ndet ein Ladungsaustausch statt. Um die Spannung zu erhalten, muss Strom zwischen den Platten ieÿen. Je mehr Luftmoleküle ionisiert werden und zu den Platten wandern, desto höher ist der Strom, der zwischen den Platten ieÿt. (a) Skizze einer planparallelen Ionisationskam-(bmer. Die hochenergetische Strahlung ioninisationskammer für unterschiedliche Do- Strom-Spannungs-Charakteristik einer Iosiert die Luftmoleküle. Die dabei entstehenden Ladungen werden von den Platten muss die Kammerspannung höher sein, dasisleistungen. Bei höheren Dosisleistungen angezogen. Damit die Spannung konstant mit der Kammerstrom möglichst gering bleibt, muss ein Strom ieÿen [13]. von der Kammerspannung abhängt. Im Sättigungsbereich ist der Strom proportional zur Dosisleistung [13]. Abbildung 2.4: Prinzip und Charakteristik der Ionisationskammer. Die gewählte Gleichspannung an den Platten ist wichtig, da bei zu kleiner Spannung die Stoÿwahrscheinlichkeit der Ladungsträger erhöht wird und damit die Rekombinationsrate steigt, sodass die Ladungsträger die Platten der Ionisationskammer nicht erreichen und damit das Ergebnis verfälschen. Diese Rekombinationsrate ist zusätzlich vom Gasdruck 13

KAPITEL 2. THEORETISCHE GRUNDLAGEN und dem Füllgas abhängig. Wird die Spannung erhöht, wird der Rekombinationsbereich verlassen, sodass die Rekombinationsrate vermindert wird und die Ladungsträgerpaare mit hoher Wahrscheinlichkeit getrennt werden. Wird die Spannung weiter erhöht, strebt die Ionisationskammer einen Sättigungsbereich an, bei dem der Strom bis auf geringe Verluste den erzeugten Ladungsträgern entspricht. Dieser Bereich wird Sollarbeitsbereich genannt. Bei noch gröÿeren Spannungen ndet eine weitere Beschleunigung der Ladungsträger statt, sodass es zu zusätzlichen Stoÿionisationen kommen kann. In Abbildung 2.4b ist ersichtlich, wie der Kammerstrom für unterschiedliche Dosisleistungen bis zu einem bestimmten Sättigungswert zunimmt. In diesem ist der Strom proportional zur Dosisleistung [13]. 2.5.3 Bauformen Es gibt unterschiedliche Bauformen von Ionisationskammern. Diese werden im Folgenden kurz skizziert, wobei sich die Ausführungen auf die Zylinderkammer und die Schachtkammer beschränken. Zylinderkammer: Bei der Zylinderkammer entspricht die Anordnung der Elektroden einem Zylinderkondensator (Abbildung 4.3). Sie sind die wichtigsten Gebrauchsdosimeter für die Strahlentherapie. Wegen ihres rotationssymmetrischen Aufbaus sind sie bei seitlicher Einstrahlung weitgehend unabhängig von der Einstrahlrichtung. Abgerundete Zylinderkammern werden auch Fingerhutkammern genannt (Abbildung 4.3 rechts) [1, 13]. Schachtkammer: Bei den Schachtkammern sind die Strahler fast völlig umgeben. Sie enthalten als Füllgas meistens Argon und werden zum Erreichen einer besseren Nachweiswahrscheinlichkeit mit erhöhtem Gasdruck betrieben. Zur Messung werden die Proben in einen Schacht in das Innere der Ionisierungskammer gebracht (Abbildung 2.5b). Bei der Messung mit der Schachtkammer muss der Referenzpunkt, also der Punkt in der Kammer mit dem höchsten Ansprechvermögen, experimentell bestimmt werden. Bei HDR-Strahlern kann allerdings das Ansprechvermögen zu hoch sein, sodass Einsätze mit bekannter Schwächung verwenden werden müssen [1, 13]. 14

2.5. GRUNDLAGEN DER DOSIMETRIE (a) Die Ionisationskammer sind aufgebaut wie Zylinderkondensatoren, wobei die Innenelektrode von der Auÿenelektrode umgeben ist. Zwischen den Elektroden bendet sich das Messvolumen [13]. (b) Skizze einer Schachtkammer mit 4π-Gemetrie. Die Innenelektrode ist die schraerte Leitung, die von der Auÿenelektrode umgeben ist, dazwischen bendet sich das mit Argon gefüllte Messvolumen [13]. Abbildung 2.5: (a) Bauformen von Zylinderkammern und (b) Prinzip der Schachtkammer. Jede dosimetrisch eingesetzte Ionisationskammer ist einzigartig, sodass die für die klinische Dosimetrie eingesetzten Ionisationskammern kalibriert werden müssen. Das bedeutet, dass in einem Kalibrierlabor unter Referenzbedingungen ein Kalibrierfaktor N ermittelt wird. Mit diesem Faktor kann der durch das Dosimeter angezeigte Messwert M in die Energiedosis umgerechnet werden. Tabelle 2.3: Bedingungen der Kalibrierung für die klinische Dosimetrie von Photonenstrahlung [19]. Einussgröÿe Bezugsbedingung Strahlungsqualität 60 Co-γ-Strahlung Strahlungseinfallsrichtung Festgelegte Vorzugsrichtung Dosisleistung bei der Dosismessung Keine Sättigungsverluste Phantommaterial Wasser Phantomabmessungen Quasiendlicher Halbraum Temperatur 293,15 K Druck 101,325 hpa Feuchte Relative Feuchte 50 % Kammerspannung Bei der Kalibrierung festgelegt Polarität der Kammerspannung Bei der Kalibrierung festgelegt Schutzhülse zur Abdichtung der Ionisationskammer Bei der Kalibrierung festgelegt Positionierung der Ionisationskammer Bezugspunkt in 5 cm Tiefe Abstand Quelle-Messort 100 cm 15

16 KAPITEL 2. THEORETISCHE GRUNDLAGEN

3 Kapitel 3 Material und Methoden 3.1 Afterloading-Vorrichtung Gegenstand der Messung ist eine moderne Afterloading-Vorrichtung der Firma Varian Medical Systems (Palo Alto, California, USA), das GammaMedplus ix. Diese Vorrichtung entspricht dem neuesten Sicherheitsstandard, wie beispielsweise einem eingebauten Dosisüberwachungssystem mit dem zu jeder Zeit die Dosis im Raum kontrolliert werden kann. Darüber hinaus verfügt die Vorrichtung über einen einzigartigen Applikatorendtest. Bei diesem wird die Dummy-Quelle, eine zweite nichtradioaktive Quelle mit identischen Ausfahreigenschaften wie die radioaktive Quelle, an das Ende des Kanals ausgefahren und weitere 5 mm gedrückt, um zu gewährleisten, dass der Applikator geschlossen ist. Die Dummy-Quelle verhält sich identisch zur radioaktiven Quelle, sodass bei diesem Applikatorendtest auch der Quellenfahrweg auf Obstruktionen überprüft werden kann. Gesteuert wird der Afterloader über eine Überwachungskonsole, mit der während der Bestrahlung sowohl Haltezeit, Halteposition und weitere sicherheitsrelevante Parameter überprüft werden [26]. Tabelle 3.1: Überblick über die Haupteigenschaften des GammaMedplus ix [26]. Quelle Iridium-192, metallisch Aktivität 370 GBq Quellenabmessung 0,6 mm Durchmesser, 3,5 mm Länge Kapselabmessung 0,9 mm Kapseldurchmesser, 4,52 mm Kapsellänge Bestrahlungskanäle 24 Haltepositionen 60 pro Kanal maximale Ausfahrlänge 130 cm Positioniergenauigkeit ±1 mm Quellendraht äuÿerst exibler Stahldraht, 13 mm Biegeradius Ausfahrgeschwindigkeit 60 cm s Haltezeitauösung 0,1 s variable Haltezeiten 0,0-999,9 s variable Haltezeiten Schrittweiten 1-10 mm 17

KAPITEL 3. MATERIAL UND METHODEN 3.2 Bildgestütztes Bestrahlungs-Planungssystem Die bildgestützte Bestrahlung eines Tumors basiert auf CT- oder MRT- Bilddaten, die vom Bestrahlungsprogramm verwertet werden. Diese Bilddaten liegen im Digital Imaging and Communications in Medicine (DICOM) - Format vor, ein Standard zum Austausch und zur Speicherung von medizinischen Bildinformationen, der das Importieren und Exportieren von Bilddaten erheblich erleichtert. Die Bilddaten können in 3D-Ansicht betrachtet werden, um alle Achse gedreht und verschoben werden. Die Dosisberechnung kann mit unterschiedlichen Algorithmen erfolgen. Allgemein werden bei einer Verteilung mehrere Haltepositionen einer Quelle in einem Zielvolumen berechnet, in dem die einzelnen Beiträge überlagert werden. Der erste Algorithmus AAPM Task Group 43 (TG-43) berechnet die Dosis ausschlieÿlich für Wasser unter der Annahme, dass der bestrahlte Körper homogen ist. Dabei wird eine zweidimensionale Dosisgleichung für eine zylindrisch symmetrische Linienquelle zugrunde gelegt [1, 21, 25]: D(r, θ) = K [ ] a,d d 2 Λ r0 G(r,θ) G(r 0,θ 0 ) g(r) F (r, θ) ˆ ˆ ˆ r Distanz in cm vom Quellenzentrum bis zum Punkt, an dem die Dosisberechnung stattnden soll. r 0 Referenzabstand (meist 1 cm). θ Polarwinkel vom Quellenzentrum zu dem Punkt, an dem die Dosisberechnung stattnden soll. ˆ K a,d Kenndosisleistung im Abstand d, in der Regel ist dieser Abstand d=100 cm. ˆ Λ r0 Wasserenergiedosisleistung pro Kenndosisleistung in r 0. ˆ G(r, θ) Geometriefunktion ˆ g(r) radiale Dosisleistungsfunktion, abstandsabhängige Abnahme der Dosisleistung entlang der Transversalachse. ˆ F (r, θ) Anisotropiefunktion, Winkelabhängigkeit der Dosisleistung. Abbildung 3.1: Veranschaulichung der Dosisberechnung mit der zweidimensionalen Dosisgleichung einer aktiven Quelle mit der Länge L in Polarkoordinaten [1]. Bei der Bestrahlungsplanung werden in einem Abstand von 5 mm zum Applikatorrand Referenzlinien gezeichnet, wodurch die Dosis optimiert wird. Für die Optimierung werden 18

3.3. MESSAUFBAU UND ABLAUF dem System die maximalen Abweichungen angegeben. Bei der Patientenbestrahlung des Universitätsklinikum Düsseldorf darf maximal 5% des Volumens eine Dosisüberhöhung von 110% der Solldosis erhalten (Gyn. Applikation). Der zweite Algorithmus Acuros bietet eine Erweiterung der Dosisberechnungsfunktion von BrachyVision. Beim TG-43 Algorithmus erfolgt die Dosisberechnung in der Annahme, der Strahler bendet sich im Wasser. Ein Patient besteht allerdings nicht homogen aus Wasser, sondern aus vielen Geweben mit unterschiedlicher Dichte, wie Knochen oder Luft. Acuros berechnet erstmalig Bestrahlungspläne, die durch diese Inhomogenitäten korrigiert sind, indem es CT-Bilddaten zur Berücksichtigung von verschiedenen Patientengeweben mit berechnet [24]. Beide Algorithmen berechnen die Haltepositionen Dwell Position der radioaktiven Quelle. Dabei ist darauf zu achten, dass die Halteposition nicht kleiner ist als die benötigte Fahrzeit zwischen den jeweiligen Haltepositionen. Die minimale Haltezeit sollte nicht kleiner als 0,2 s sein, da die Afterloading-Vorrichtung diese sonst nicht einhalten kann. Eine groÿe Erleichterung des BrachyVision 10.0 ist das Dosis-Volumen-Histogramm (DVH), das kumulative, dierenzielle oder natürliche Histogramme für jede eingezeichnete Struktur (Zielvolumen und Risikoorgane) anzeigt [25]. Planungstechnisch berechnete Dosen: Im Universitätsklinikum Düsseldorf wird die Kenndosisleistung der Ir-192 Quelle des Afterloaders mit einem Plexiglas-Zylinderphantom (PMMA-, Polymethylmetacrylat-Phanthom) der Firma PTW (Freiburg) gemessen. Vor den Dosis Messungen sollen die applizierten Dosen mithilfe der Bestrahlungsalgorithmen berechnet werden. Mit dem Computertomografen PQ 2000 der Firma Picker International (Highland Heights, Ohio/USA) wurden dafür axiale Schichtaufnahme des Zylinderphantoms erstellt. Es wurde eine Schichtdicke von 3 mm bei 49 Schichten gewählt. Bei der Computertomograeaufnahme wurden in das Zylinderphantom statt der Stielionisationskammer M23332 (PTW, Freiburg) die Blasensonde Typ T9113 (PTW, Freiburg) und Rektumssonde Typ T9112 (PTW, Freiburg) eingesetzt. Diese in-vivo Sonden bestehen aus Gummi und haben einen kleineren Absorptionskoezienten, der zu geringer Artefaktbildung führt. Die Stielionisationskammer hat eine hohe Metalldicke, sodass es wegen des hohen Abschwächungskoezienten zu einer Totalabsorption der Röntgenstrahlung käme. Diese CT-Aufnahme wurde an das BrachyVision 10.0 übermittelt, wo die Strukturen des Applikators und der Sonden eingezeichnet wurden. Es wurden mit dem TG-43 und dem Acuros Algorithmus die Dosen berechnet, die mit der Stielionisationskammer veriziert werden sollen. Bei der Bestrahlungsplanung muss der Abstand zwischen der Quelle und dem Messpunkt 8 cm betragen, wobei beide in der exakt gleichen Höhe im Zylinderphantom positioniert sind. Die Halteposition betrug 130 cm, die Haltezeit wie bei den späteren Messungen 60 s. 3.3 Messaufbau und Ablauf Laut der aktuellen DIN 6809-2 Abschnitt 3 muss vor jeder klinischen Bestrahlung einer Afterloading-Vorrichtung die Kenndosisleistung dosimetrisch bestimmt werden, um zu gewährleisten, dass klinische Bestrahlungen sicher und geplant durchgeführt werden können. Um Einüsse auf die Kenndosisleistung mit zu erfassen, wird die Dosimetrie am besten mit den in der klinischen Bestrahlung eingesetzten Sonden durchgeführt. [5] 19

KAPITEL 3. MATERIAL UND METHODEN Grundsätzlich gibt es drei unterschiedliche Arten, um die Kenndosisleistung zu bestimmen [15, 27]. 1. Die direkte Messung der Luftkermaleistung in 1 m Abstand in Luft. 2. Die Messung der Kenndosisleistung mit Kompakt-Ionisationskammern in kalibrierten Festkörperphantomen. 3. Die Messung der Kenndosisleistung mit der Schachtkammer. Zur Überprüfung der Kenndosisleistungen von Afterloadingquellen sind Freiluftmessungen in der Regel ungeeignet. Bei der Frei-Luftmessung muss streng darauf geachtet werden, dass durch den Messaufbau keine zusätzlichen Streustrahlungsquellen in die Nähe der Quelle oder Sonde gelangen, die die Messanzeige des Dosimeters beeinussen können. Auÿerdem sind Frei-Luftmessungen nur mit groÿvolumigen Messsonden zu realisieren, die den meisten Kliniken nicht zur Verfügung stehen. In der klinischen Dosimetrie wird daher die Kenndosisleistung regelmäÿig mit einer Stielionisationskammer in einem Zylinderphantom oder einer Schachtionisationskammer gemessen. 3.3.1 Vorversuch: Haltepositionsmessung Zunächst erfolgten Haltepositionsmessungen mit dem speziellen Phantom source step viewer (Varian Medical Systems, Haan, Deutschland), um die arbeitstägliche Bestrahlungskontrolle im Rahmen der Qualitätssicherung durchzuführen. Anschlieÿend wurde überprüft, ob die radioaktive Quelle die vorher denierten Positionen abfährt. Die Kontrollsoftware des GammaMedplus ix überprüft die Haltepositionsmessung, indem die radioaktive Quelle an der maximalen Ausfahrposition hält und sich bei einer Schrittweite von beispielsweise 1 cm alle 5 s Haltezeit zurückzieht. Es sollen 10 Haltepositionen abgefahren werden, bis sich die Quelle in die Ruheposition zurückzieht. Abbildung 3.2: Spezielles Haltepositionsphantom source step viewer (Varian Medical Systems, Haan, Deutschland) für das GammaMedplus ix. 3.3.2 Zylinderphantom Wie bereits in Unterabschnitt 3.2 ausgeführt, wird im Universitätsklinikum Düsseldorf die Kenndosisleistung der Ir-192 Quelle im Afterloader mit einer Zylinderkammer im Plexiglas- Zylinderphantom (PMMA-, Polymethylmetacrylat-Phanthom) der Firma PTW (Freiburg) 20

3.3. MESSAUFBAU UND ABLAUF gemessen. Das Zylinderphantom hat fünf Plexiglaseinschübe, wobei der Einschub in der Mitte des Phantoms der Strahlereinschub ist. Das Zylinderphantom ist 3-dimensional und hat einen Durchmesser von 20 cm, eine Höhe von 12 cm und einen Kammer-Strahlerabstand von 8 cm. Der Abstand von 8 cm ist so gewählt, dass die endliche Geometrie der Quelle und der Sonde keine Korrektur erfordert. Die Einschübe sind so konstruiert, dass die maximale Ausfahrposition der Quelle auf der gleichen Höhe wie der Punkt des maximalen Ansprechverhaltens der Messsonden ist. Abbildung 3.3: Zylinderphantom mit eingesetzter Zylinderkammer und Stahlsonde. Zur Bestimmung von Temperatur und Luftdruck sind geeignete Thermo-/Barometer zu sehen. In Abbildung 3.3 ist der Messaufbau mit dem Zylinderphantom dargestellt. Die Ionisationskammern sind sogenannte Stielionisationskammern, die an das Dosimeter UNIDOS webline (PTW, Freiburg) angeschlossen werden. Damit die Streuung möglichst gering ist, wurde in die nicht verwendeten Aufnahmebuchsen ein Blindstopfen eingesetzt. Die Streuung der Umgebung wurde minimalisiert, indem die Messung auf einem Stativ in ausreichender Höhe durchgeführt wurde. Laut Gebrauchsanweisung des Afterloading-Kalibrierphantoms Typ 9193 soll ein Abstand von 60 cm zum Boden eingehalten werden, damit der Streubeitrag des massiven Betonbodens kleiner als 0,2% ist. Auÿerdem soll ein Abstand von 30 cm zu massiven Streuern eingehalten werden (Abbildung 3.4). Die deutsche Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) empehlt einen Abstand von 1 m zum nächsten groÿen Streuer [4, 15]. 21

KAPITEL 3. MATERIAL UND METHODEN Abbildung 3.4: Funktion der Streueinüsse der 0,3 cm 3 PTW-Stielkammer im Zylinderphantom zum Abstand zur Wand [15]. Stielionisationskammer: Die eingesetzten Stielionisationskammern M23332-726 und M23332-270 (PTW, Freiburg) sind kommerziell erhältliche Zylinderkammern. Sie weisen ein Messvolumen von 0,3 cm 3, eine Länge von 1,8 cm und einen Innenradius von 0,25 cm auf. Beide Stielkammern sind zur Messung der Kenndosisleistung kalibriert. Die Kalibrierungsfaktoren sind bereits im Dosimeter UNIDOS webline eingetragen und hinterlegt [4]. Abbildung 3.5: Stielionisationskammern (PTW, Freiburg). Oben: M-23332-270; Unten: M- 23332-726. Messung der Kenndosisleistung mit verschiedenen Sonden: Zur Messung der Kenndosisleistung wurden im Zylinderphantom die klinisch wichtigsten Sonden eingesetzt. Es wurde zunächst die Stahlsonde eingesetzt. Danach wurde dieselbe Messung mit der Kunststosonde durchgeführt. In dieser Messung wurde die radioaktive Quelle auf die maximale Ausfahrposition gefahren, sodass bei jeder Messung der Kenndosisleistung dieselbe Ausgangssituation gegeben war. An dieser Position verweilte die radioaktive Quelle 500 Sekunden, sodass mittels Dosimeter UNIDOS webline drei Integralmessungen über 60 Sekunden gemacht werden konnten. Laut DIN 6809-2 muss die Kenndosisleistung in vier unterschiedlichen Positionen, die jeweils um 90 Grad versetzt sind, gemessen werden (Abbildung 3.6). Damit eventuelle Anisotropien oder Positionierungsfehler der Sonde vermieden werden, wurden die vier Messungen gemittelt [15]. 22

3.3. MESSAUFBAU UND ABLAUF Abbildung 3.6: Zylinderphantom mit den vier Messpositionen. Abbildung 3.7: Applikatorsonden: oben: neuartige Kunststosonde; unten: 3 mm herkömmliche Stahlsonde. 3.3.3 Schachtkammer Es wurde die Kenndosisleistung mittels Schachtkammer gemessen, wobei, wie in den vorherigen Messungen, sowohl die Stahlsonde als auch die Kunststosonde (Abbildung 3.7) eingesetzt wurden. HDR-Schachtkammer: Die Messung erfolgte durch eine HDR-Schachtkammer Typ 33004 (PTW, Freiburg). Diese Schachtkammer kann sowohl für die Aktivitätsmessung als auch für die Messung der Kenndosisleistung von High Dose Rate (HDR), Pulse Dose Rate (PDR) oder Low Dose Rate (LDR) Afterloading-Vorrichtung eingesetzt werden. Sie ist 3-dimensional und weist ein Messvolumen von 200 cm 3 auf. Der Arbeitsablauf ist wie folgt: 1. Die HDR-Schachtkammer wird an ein Elektrometer angeschlossen, das für die Schachtkammer eine Kammerspannung von 400 V vorsieht. 2. Im zweiten Schritt werden der Einschub und die Sonde in die Schachtkammer eingeführt. 3. Bevor die Kenndosisleistung gemessen wird, muss die Halteposition der Quelle ermittelt werden. Hierfür ndet eine Referenzpunktmessung statt, bei der der Punkt 23

KAPITEL 3. MATERIAL UND METHODEN mit dem maximalen Ansprechverhalten gesucht wird. Eine Empndlichkeitskurve, die den gemessenen Strom gegenüber der Position des Strahlers zeigt, soll den Referenzpunkt bestimmen. 4. Nach DIN 6809-2 ist der Strahler bei der Messung der Kenndosisleistung im Maximum dieser Empndlichkeitskurve zu platzieren. Als Elektrometer stand das UNIDOS webline (PTW, Freiburg) zur Verfügung. Bei der Schachtkammer wurde nicht die radiologische Messgröÿe, d.h. die Dosis, gemessen, sondern der Strom. In das Elektrometer waren bereits die Kalibrierfaktoren vom Kalibrierschein der Schachtkammer eingetragen und hinterlegt. Die Messung des Referenzpunktes erfolgte, weil am Punkt des maximalen Ansprechverhaltens die Kalibrierfaktoren gelten. Auch bei der Schachtkammer soll zur Vermeidung von Streustrahleinüssen ein Abstand von 30 cm zu massiven Streuern eingehalten werden [4]. Abbildung 3.8: Messaufbau mit GammaMedplus ix, Schachtkammer und Stahlsonde. 24

3.3. MESSAUFBAU UND ABLAUF Abbildung 3.9: Schematische Abbildung der Schachtkammer Typ 33004, in der die Position mit dem voraussichtlich maximalen Ansprechverhalten (reference point) eingezeichnet ist (veränderte Quelle: [16]). Messung der Kenndosisleistung mit verschiedenen Applikatoren: Bei der Messung des Referenzpunktes wurden drei unterschiedliche Pläne erstellt. Bei der ersten Messung fuhr die radioaktive Quelle insgesamt 50 Haltepositionen in der Schachtkammer mit jeweils einer Schrittweite von 2 mm ab. Bei der zweiten Messung wurde der Referenzpunkt näher untersucht. Hierbei wurde ein distaler Oset von 3 cm gewählt, sodass die erste Halteposition bei 127 cm lag. Insgesamt wurden 40 Haltepositionen mit einer Haltezeit von 5 s abgefahren. Die Schrittweite betrug, anders als beim ersten Versuch, 0,1 cm. Bei der anschlieÿenden Messung des Referenzpunktes wurde ein distaler Oset von 3,5 cm gewählt, sodass die erste Halteposition bei 126,5 cm lag. Es wurden 20 Haltepositionen abgefahren, wobei die Haltezeit 5 s und die Schrittweite 0,1 cm betrug. Nachdem der Referenzpunkt ermittelt worden war, konnte die eigentliche Messung zur Bestimmung der Kenndosisleistung beginnen. Hierbei fuhr die Quelle zum Referenzpunkt mit einer Verweildauer von 500 Sekunden. In dieser Zeit wurde der Ionisationsstrom mittels UNIDOS webline gemessen. Auch bei der Schachtkammermessung wurde ein Vergleich der Sonden durchgeführt, wobei zuerst die Stahlsonde und danach die Kunststosonde eingeführt wurde. 3.3.4 Vergleich der Messmethoden Der Vergleich der Messmethoden erfolgte mit dem Zylinderphantom sowie mit der Schachtkammer. Die Messung mit dem Zylinderphantom wurde, wie in Unterabschnitt 3.3.2 beschrieben, an allen vier Positionen durchgeführt. Die Ergebnisse wurden gemittelt. Die Messung mit der Schachtkammer erfolgte so wie in Unterabschnitt 3.3.3 beschrieben. Beide Messungen wurden mit der Stahlsonde durchgeführt. Die Messmethoden sind mittels Stahlsonde unter Referenzbedingungen kalibriert. 25

26 KAPITEL 3. MATERIAL UND METHODEN

4 Kapitel 4 Ergebnisse 4.1 Bestimmung der planungstechnisch berechneten Dosen Bei der Berechnung der Dosis mit den Algorithmen TG-43 und Acuros wurden Isodosen um die Quellenposition dargestellt. Diese wurden mittels BrachyVision 10.0 berechnet, unter der Annahme, dass die Quellenaktivität von 370 GBq vorliegt, was einer frischen Quelle entspricht. Deshalb wurde die Referenzmessung mittels Stielionisationskammer einen Tag nach dem Quellenwechsel durchgeführt. Tabelle 4.1: Berechnete und gemessene Dosen bei einer Haltezeit von 60 s der Quelle und einer Halteposition von 130 cm. Die gemessene Dosis wurde einen Tag nach dem Quellenwechsel an Position 4 des Zylinderphantoms mit der Stielionisationskammer durchgeführt. Die Aktivität der Quelle betrug zu diesem Zeitpunkt 370,4 GBq. Dosis in mgy Abweichung gemessene Dosis 100 TG-43 118 18% Acuros 103 3% Abbildung 4.1: Abbildung der Bestrahlungsplanung mittels BrachyVision 10.0, mit einer Haltezeit von 60 s bei der Halteposition von 130 cm. Links: Isodosenberechnung mittels TG-43. Rechts: Isodosenberechnung mittels Acuros. Bei dieser Messung war zu beobachten, dass der Acuros Algorithmus eine Dosis berechnet die weniger von der Referenzdosis abweicht als die Dosis des TG-43 Algorithmus. 27

KAPITEL 4. ERGEBNISSE 4.2 Haltepositionsmessung Das Ergebnis der Haltepositionsmessung wurde mittels source step viewer Phantom (Varian Medical Systems, Haan) aufgenommen. Die Dummy-Quelle fuhr etwas weiter als 130 cm, da das GammaMedplus ix überprüft, ob die Dummy-Quelle anstöÿt und somit das Applikatorende geschlossen ist. Nach dem erfolgreichen Dummy-Durchlauf fuhr die radioaktive Quelle die vorgegebenen Haltepositionen ab. Dabei waren mithilfe des source step viewer keine Abweichungen der Haltepositionen von den geplanten Haltepositionen zu erkennen. Diese Qualitätssicherung wird im Rahmen der technischen Maschinenprüfung von Varian Technikern nach jedem Quellenwechsel durchgeführt. Zusätzlich soll sie in die arbeitstägliche Routinekontrolle integriert werden. (a) Aufnahme der Haltepositionsmessung an der Halteposition bei 125 cm. (b) Vergröÿerte Abbildung der Halteposition bei 125 cm aus a). Abbildung 4.2: Bilderstrecke zur Haltepositionsmessung mit dem source step viewer Phantom (Varian Medical Systems, Haan, Deutschland). 28

4.3. ZYLINDERPHANTOM Abbildung 4.3: Darstellung des Applikatorendtests der Dummy-Quelle, wobei der wellende Quellendraht ersichtlich ist, der andeutet, dass die Dummy-Quelle ans Applikatorende anstöÿt. Die Abbildung 4.2 zeigt die exakte Einhaltung der Haltepositionen. Varian Medical Systems wirbt für das GammaMedplus ix mit einer Positioniergenauigkeit von ±1 mm, die veriziert werden konnte. Die Dummy-Quelle fährt etwas weiter als 130 cm aus. Sie stöÿt an, sodass sich der Quellendraht wellt. Anhand der vorliegenden Testmessungen wird sie zukünftig standardmäÿig in klinische Tagesprüfungen integriert werden. 4.3 Zylinderphantom Im Universitätsklinikum Düsseldorf wurde bis vor Kurzem zur Messung der Kenndosisleistung die Stielionisationskammer im Zylinderphantom angewandt, sodass bereits entsprechende Messprotokolle existierten. Die Messwerte der Integralmessung über 60 s wurden in einer Excel-Tabelle eingetragen. Der Wert der Kenndosisleistung wurde anschlieÿend mit dem errechneten Wert der Zerfallstabelle verglichen, der dort als Air Kerma Rate (AKR) bezeichnet ist. Die Abweichung der Kenndosisleistung von der AKR der Zerfallstabelle darf maximal 3% betragen. Bei Überschreitung dieses Wertes ist eine Bestrahlung bis zur Fehlerbehebung nicht mehr zulässig [4]. Berechnung der Kenndosisleistung: Die Messergebnisse M aus den Integralmessungen des Dosimeters UNIDOS webline über die Messzeit τ = 60 s mussten in die Kenndosisleistung umgerechnet werden [4, 27]. ( K a,100 ) a = k τ k T p k r k zp k ap k Q N K M Dabei mussten folgende Faktoren berücksichtigt werden: ˆ k τ Messzeitkorrekturfaktor für die Umrechnung von τ(min) auf 1 h. ˆ k τ = 60 τ k T p Da die Temperatur T und der Druck p von der Kalibrierungstemperatur T 0 und dem Kalibrierungsdruck p 0 abweichten, musste korrigiert werden. Dieser Korrekturfaktor wurde wie folgt berechnet: 29

KAPITEL 4. ERGEBNISSE ˆ k T p = T Temperatur im Messvolumen in [ C] p Luftdruck am Messort [hpa] T 0 Kalibriertemperatur 293 K p 0 Kalibrierdruck 1013,25 hpa (273,2+T ) p0 (273,2+T 0) p k r Abstandskorrektur von r = 8 cm auf den Referenzabstand von 1 m. Die Berechnung mittels Abstandsquadratgesetz: ˆ k r = ( 8 100 )2 = 0, 0064 k zp Dieser Korrekturfaktor berücksichtigt das Plexiglas-Zylinderphantoms anstatt des Mediums Luft. Zusätzlich enthält der Faktor die Volumenkorrektur der Stielionisationskammer Typ M23332 im Abstand von 8 cm. k zp = 1, 187 ± 0, 012 ˆ ˆ k ap Feldstörungskorrektur beim Übergang von Plexiglas zu Luft. Laut DIN 6809-2 kann dieser k ap 1 gewählt werden. k Q Korrektionsfaktor für die abweichende Strahlenqualität von Co-60. Bei modernen Kompaktkammern kann k Q = 1 gewählt werden, da diese nur sehr gering strahlenqualitätabhängig sind. ˆ N K Kalibrierfaktor für Luftkerma in Luft für Co-60-Strahlung. 1. Messung: Gemessen wurde mit der Stahlsonde sowie mit der Stielionisationskammer Typ M23332-726. Tabelle 4.2: Messung an Position 4; Druck p = 1019, 6 hp a ; Temperatur T = 20, 9 C. Messung Messwert über 60 s in Gy 1 0, 1003 2 0, 1004 3 0, 1004 M 0, 10037 ( K a,100 ) a in mgym 2 h 1 40, 8569 In der Excel-Tabelle wurden die drei Messergebnisse der Tabelle 4.2 gemittelt und die Kenndosisleistung für den Mittelwert der Messwerte M errechnet. Die Abweichung der gemessenen Kenndosisleistung von der AKR der Zerfallstabelle betrug 0,39% (Abbildung 4.4). 30

4.3. ZYLINDERPHANTOM Abbildung 4.4: Ausschnitt aus der im Anhang vollständig vorhandenen Kalibriertabelle. In dieser wird die Air Kerma Rate (AKR) angegeben, die der Kenndosisleistung oder Kermaleistung entspricht. 2. Messung: Wie in Unterabschnitt 3.3.2 beschrieben, sollten bei der Messung mit dem Zylinderphantom geometrische Einüsse, wie z.b. seitliche Lageunsicherheiten der Sonden, ausgeglichen werden, indem in allen vier Positionen gemessen und die Mittelung der Messergebnisse erfolgt. Die Messungen wurden mit der Stahlsonde und der Stielionisationskammer Typ M23332-726 durchgeführt. Tabelle 4.3: Vergleich der vier möglichen Positionen für die Messsonde. Messung Messwert in Gy über 60 s 1 0, 08075 2 0, 08082 3 0, 08083 m 0, 08080 (a) Messung an Position 1; Druck p = 999, 8 hp a ;Temperatur T = 21, 4 C. Messung Messwert in Gy über 60 s 1 0, 08364 2 0, 08363 3 0, 08368 m 0, 08365 (c) Messung an Position 3; Druck p = 999, 15 hp a ;Temperatur T = 21, 55 C. Messung Messwert in Gy über 60 s 1 0, 08167 2 0, 08170 3 0, 08174 m 0, 08170 (b) Messung an Position 2; Druck p = 999, 3 hp a ;Temperatur T = 21, 45 C. Messung Messwert in Gy über 60 s 1 0, 08238 2 0, 08237 3 0, 08239 m 0, 08238 (d) Messung an Position 3; Druck p = 999, 25 hp a ;Temperatur T = 21, 6 C. 31

KAPITEL 4. ERGEBNISSE Für die Mittelung aller vier Positionen folgte: M = 0, 08213 Gy Daraus errechnete sich eine Kenndosisleistung von: ( K a,100 ) a = 33, 5351 mgym 2 h 1 Der Zerfallswert der AKR in der Zerfallstabelle betrug AKR = 33, 8 mgym 2 h 1. Es bestand somit eine Abweichung von 0,78%. Die maximale Abweichung in der Messung lieferten die Position 1 und die Position 3, wobei hier eine Dierenz des Messwerts von 0,00285 Gy bestand. Dies entspricht einer maximalen Abweichung von 3,41%. Abbildung 4.5: Ausschnitt aus dem im Anhang vollständig vorhandenen neuen Quellendosisschein der Messung mit Stielionisationskammer im Zylinderphantom für vier Positionen. 32

4.3. ZYLINDERPHANTOM Abbildung 4.6: Diagramm der gemessenen Kenndosisleistungen mit Stielionisationskammer an einer festen Position im Zylinderphantom an unterschiedlichen Messtagen. Der Zerfall der Ir-192 ist ersichtlich; die Kenndosisleistung verringert sich ab dem Quellenwechsel, am 19.Feb.13, gemäÿ Zerfallsgesetz (Unterabschnitt 2.2.1). 3. Messung: Bei dieser Messung wurde untersucht, ob die Verwendung einer Stahlsonde oder einer Kunststosonde Auswirkungen auf das Messergebnis hat. Die jeweilige Messung wurde entsprechend der 2. Messung durchgeführt. Tabelle 4.4: Vergleich der Messwerte gemessen mit der Stielionisationskammer Typ M23332-726 und verschiedenen Sonden. Messung gem. Dosis der Integralmessung über 60 s in Gy 1 Messposition 0,07686 2 Messposition 0,07807 3 Messposition 0,07805 4 Messposition 0,07559 M 0,07714 ( K a,100 ) a in mgym 2 h 1 31, 4981 (a) Messung der Kenndosisleistung mit der Stahlsonde an Position 1 des Zylinderphantoms. Gem. Druck p = 988 hp a; gem. Temperatur T = 21, 4 C. Messung gem. Dosis der Integralmessung über 60 s in Gy. 1 Messposition 0,07791 2 Messposition 0,07899 3 Messposition 0,07835 4 Messposition 0,07703 M 0,07807 ( K a,100 ) a in mgym 2 h 1 31, 8768 (b) Messung der Kenndosisleistung mit der Kunststosonde an Position 1 der Zylinderphantoms. gem. Druck p = 988 hp a; gem. Temperatur T = 21, 6 C. 33

KAPITEL 4. ERGEBNISSE Es wird ersichtlich, dass die Kenndosisleistung bei Verwendung der Kunststosonde 0, 3787 mgym 2 h 1 höher ist als bei Verwendung der Stahlsonde, dies entspricht 1,19%. 4.4 Schachtkammer In der Messung Unterabschnitt 3.3.3 wurde der Referenzpunkt an der Halteposition 14 gemessen. Bei einer Schrittweite von 1 mm und bei einem ersten Haltepunkt bei 126,5 cm befand sich der gemessene Referenzpunkt 92 mm unterhalb der Oberäche der Kammer. In der Tabelle 4.5 wurden die Ionisationsströme dieser Messung für die abgefahrenen Haltepositionen in der Kammer aufgeführt. Diese Haltepositionsmessung wurde vor jeder Messung wiederholt, um die Position mit dem maximalen Ansprechverhalten bei jeder Strommessung zu bestimmen. Nach der Gebrauchsanweisung der HDR-Kammer Typ 33004 soll der Punkt des maximalen Ansprechverhaltens, der sogenannte reference point, ca. 84,5 mm unterhalb der Oberkante der Kammer liegen. (Abbildung 3.9) [16]. Tabelle 4.5: Referenzpunktbestimmung mittels Schachtkammer Typ 33004. Messposition Ionisationsstrom relativer Kammerstrom Abstand zur Oberäche der Kammer 1 35,11 na 0,9862 105 mm 2 35,18 na 0,9882 104 mm 3 35,25 na 0,9902 103 mm 4 35,31 na 0,9918 102 mm 5 35,37 na 0,9935 101 mm 6 35,41 na 0,9947 100 mm 7 35,46 na 0,9961 99 mm 8 35,50 na 0,9972 98 mm 9 35,53 na 0,9980 97 mm 10 35,56 na 0,9989 96 mm 11 35,57 na 0,9991 95 mm 12 35,59 na 0,9997 94 mm 13 35,59 na 0,9997 93 mm 14 35,60 na 1 92 mm 15 35,59 na 0,9997 91 mm 16 35,58 na 0,9994 90 mm 17 35,56 na 0,9989 89 mm 18 35,54 na 0,99831 88 mm 19 35,51 na 0,9975 87 mm 20 35,47 na 0,9963 86 mm 34

4.4. SCHACHTKAMMER Abbildung 4.7: Empndlichkeitskurve. Der relative Kammerstrom ist zum Abstand zur Oberäche der Schachtkammer aufgetragen. Im Maximum der Kurve, bei 92 mm Abstand zur Oberäche der Schachtkammer, ist die Quelle zur Messung der Kenndosisleistung positioniert. Die Messergebnisse I Max werden in die Kenndosis- Berechnung der Kenndosisleistung: leistung umgerechnet [4]: ( K a,100 ) a = N K k T p k Ion I max ˆ N K Kalibrierfaktor für die Luftkermaleistung. ˆ k T p Temperatur- und Druck-Korrekturfaktor, siehe Abschnitt 4.3. ˆ k Ion Kehrwert der Sättigung A ion da die Kammerspannung höher als 300 V beträgt, kann k ion = 1 angenommen werden. 1. Messung: Nachdem der Messwert I = 35, 6 na für die Ermittlung der Kenndosisleistung feststand, wurde dieser mittels Kalibrierschein überprüft. Es sollte festgestellt werden, ob die tatsächlich ermittelten Werte der Kenndosisleistung von den angegebenen Sollwerten abweichen. Der Quellendosismessungs-Schein muss bei jedem Quellewechsel erneut ausgefüllt werden, sodass für die Schachtkammer genau wie für die Messung mit Stielionisationskammer im Zylinderphantom eine Kalibrier-Tabelle erstellt wurde. Nach den in der Kalibrier-Tabelle festgehaltenen Ergebnissen (siehe Anhang) lag bei der Schachtkammer die Abweichung zwischen der gemessenen Kenndosisleistung und dem AKR bei 0,55%. In dem Prüfschein der Schachtkammer Nr. 1202631 (PTW, Freiburg) erlaubt der Hersteller für das GammaMedplus ix eine Abweichung von maximal 4%. Tabelle 4.6: Messung mit der Schachtkammer. Druck p=1011,9 hpa; Temperatur: T= 23,4 C gemessener Ionisationsstrom I max (na) 35, 60 Kenndosisleistung ( K a,100 ) a (mgym 2 h 1 ) 35, 90 AKR der Zerfallstabelle (mgym 2 h 1 ) 36, 10 Abweichung der Kenndosisleistung von der AKR der Zerfallstabelle 0,54% 35

KAPITEL 4. ERGEBNISSE Abbildung 4.8: Ausschnitt aus dem im Anhang vollständig vorhandenen Quellendosisschein für die Schachtkammer. 2. Messung: Es wurde eine Vergleichsmessung zwischen der Stahlsonde und der Kunststosonde in der Schachtkammer durchgeführt. Die Messergebnisse sind in der nachfolgenden Tabelle festgehalten: Tabelle 4.7: Vergleichsmessung mit der Schachtkammer, Stahlsonde und Kunststosonde. Ionisationsstrom I max in na 1. Kenndosisleistung ( K a,100 ) a in mgym 2 h 1 Stahlsonde 30,92 31,184 Kunststosonde 31,26 31,527 Abweichung 1,09% 1,09% 4.5 Vergleich der Messmethoden Im letzten Versuch wurden die Messmethoden einerseits mit dem Zylinderphantom und andererseits mit der Schachtkammer verglichen, wobei die Messungen am selben Tag erfolgten. Es wurde bei beiden Messungen die Stahlsonde benutzt. Messung mit dem Zylinderphantom: Die Messung wurde an allen vier Positionen mit der Stielionisationskammer Typ M23332-726 vorgenommen. Die ermittelten Messergebnisse ergeben sich aus der folgenden Tabelle: 36

4.5. VERGLEICH DER MESSMETHODEN Tabelle 4.8: Messergebnisse für die vier möglichen Positionen der Messsonde. Messung Messwert in Gy über 60 s 1 0, 07687 2 0, 07685 3 0, 07687 m 0, 07686 (a) Messung an Position 1; Druck p = 987, 9 hp a; Temperatur T = 21, 5 C. Messung Messwert in Gy über 60 s 1 0, 07804 2 0, 07804 3 0, 07808 m 0, 07805 (c) Messung an Position 3; Druck p = 988 hp a; Temperatur T = 21, 5 C. Für die Mittelung über alle vier Positionen ergab sich: M = 0, 07714 Gy Daraus berechnete sich eine Kenndosisleistung von: ( K a,100 ) a = 31, 498 mgym 2 h 1 Messung Messwert in Gy über 60 s 1 0, 07804 2 0, 07807 3 0, 07809 m 0, 07807 (b) Messung an Position 2; Druck p = 987.95 hp a; Temperatur T = 21, 4 C. Messung Messwert in Gy über 60 s 1 0, 07556 2 0, 07560 3 0, 07562 m 0, 07559 (d) Messung an Position 4; Druck p = 988 hp a; Temperatur T = 21, 3 C. Messung mit der Schachtkammer: Für die Messung der Kenndosisleistung wurde der Referenzpunkt ermittelt, der entsprechend der nachfolgenden Tabelle bei Position 92 mm unter der Oberäche der Schachtkammer lag. Die Messung des Ionisationsstroms an dieser Position ergab: I max = 30, 92 na Für diesen Strom berechnete sich eine Kenndosisleistung von: ( K a,100 ) a = 31, 18 mgym 2 h 1 37

KAPITEL 4. ERGEBNISSE Tabelle 4.9: Referenzpunktbestimmung mittels Schachtkammer Typ 33004. Druck p=987,8 hpa ; Temperatur T=21,5 C. Messposition Ionisationsstrom (na) relativer Kammerstrom Abstand zur Oberäche der Kammer (mm) 1 30,47 0,9854 105 2 30,54 0,9877 104 3 30,60 0,9897 103 4 30,66 0,9916 102 5 30,71 0,9932 101 6 30,76 0,9948 100 7 30,80 0,9961 99 8 30,83 0,9971 98 9 30,86 0,9981 97 10 30,89 0,9990 96 11 30,90 0,9994 95 12 30,91 0,9997 94 13 30,92 1,0000 93 14 30,92 1,0000 92 15 30,91 0,9997 91 16 30,90 0,9994 90 17 30,88 0,9987 89 18 30,86 0,9981 88 19 30,83 0,9971 87 20 30,80 0,9961 86 Tabelle 4.10: Zusammenfassung der Ergebnisse mit den unterschiedlichen Messmethoden. Stielionisationskammer Schachtkammer Kenndosisleistung (mgym 2 h 1 ) 31, 498 31, 184 AKR der Zerfallstabelle (mgym 2 h 1 ) 31, 9 31, 9 Abweichung 1,26% 2,30% Die Abweichung der gemessenen Kenndosisleistung von Stielionisationskammer in Zylinderphantom und Schachtkammer betrug 0,997%. 38

5 Kapitel 5 Diskussion Es werden nun die Ergebnisse der Messungen diskutiert und interpretiert. In dieser Arbeit wurden zunächst die beiden Algorithmen zur Berechnung der Bestrahlungsdosen TG-43 und Acuros verglichen und evaluiert. Damit überhaupt ein Vergleich stattnden konnte, wurden beiden Algorithmen gleiche Vorgaben gestellt. Die von den Algorithmen errechneten Dosen wurden als Isodosenlinien angegeben. Dabei war zu beobachten, dass die von beiden Algorithmen, unter Berücksichtigung der gemachten Vorgaben, errechneten Dosen 12,7% voneinander abwichen. Um zu überprüfen, welches Berechnungsergebnis der tatsächlich applizierten Dosis näher kommt, wurde diese mit der Stielionisationskammer im Zylinderphantom ermittelt. Das durch die Stielionisationskammer gemessene Ergebnis wies im Vergleich zu der Berechnung des TG-43 eine Abweichung von 18% und im Vergleich zu der Berechnung von Acuros in Höhe von nur 3% auf. Die gröÿere Abweichung des von TG-43 errechneten Ergebnisses ist darauf zurückzuführen, dass hiermit ausschlieÿlich die Wasserenergiedosis berechnet werden kann, dessen Absorptionsvermögen geringer ist als das des PMMA-Zylinderphantoms. Diese Abweichung von immerhin 18% ist allerdings im klinischen Alltag nicht von so hoher Relevanz, weil bei der klinischen Bestrahlung im Rahmen der Brachytherapie kürzere Abstände zwischen Tumor und radioaktiver Quelle bestehen als bei der Berechnung durch den TG-43 auf Grundlage des Zylinderphantoms (8 cm) eingegeben wurde. Der Acuros Algorithmus, der CT-Bilddaten auswertet, ist im Gegensatz zum TG-43 Algorithmus in der Lage, Inhomogenitäten zu berücksichtigen, die im Phantom und auch im menschlichen Körper vorhanden sind. Dies führt zu präziseren Dosisberechnungen, was veriziert werden konnte. Die dennoch festgestellte geringe Abweichung von 3% ist damit zu erklären, dass Inhomogenitäten der Materie bis zu einer Dichte von maximal 2,25 g cm berücksichtigt werden und darüber hinausgehende Dichten bei der Berechnung durch den 3 Acuros Algorithmus keine Berücksichtigung mehr nden [24]. Im weiteren Verlauf der Ausarbeitung wurden die beiden Messmethoden mittels Stielionisationskammer im Zylinderphantom und mittels Schachtkammer verglichen und evaluiert. Als Vorversuch wurden Haltepositionsmessungen mit dem source step viewer- Phantom durchgeführt. Diese Messungen waren aufwendig, weil sie aus Sicherheitsgründen mit einer Videokamera aufgenommen werden mussten und somit in dieser Form nicht in die klinische Routine eingeführt werden können. Alternativ könnte jedoch im klinischen Alltag eine visuelle Kontrolle als Bestandteil des Tageschecks erfolgen, da die fest installierte Überwachungskamera AXIS 214 PTZ Network Camera in der Lage ist, Haltepositionsunsicherheiten von ±1 mm darzustellen. Nach den im Rahmen des Vorversuchs durchgeführten Messungen hielten sowohl die radioaktive Quelle als auch die Dummy-Quelle exakt die 39

KAPITEL 5. DISKUSSION vorher denierten Positionen ein, sodass keine Haltepositionsunsicherheiten veriziert werden konnten. Bei der Ausfahrt der Dummy-Quelle war zu beobachten, dass diese 130 cm ausfuhr und dann noch gegen das Applikatorende gedrückt wurde, wodurch sich der Quellendraht wellte. Dieser Anschlag an das Sondenende ist gewählt, damit bei der Ausfahrt der radioaktiven Quelle gewährleistet ist, dass die Sonde geschlossen ist. Nach dem Vorversuch wurden die eigentlichen Messungen der jeweiligen Kenndosisleistung durchgeführt und mit dem vom Hersteller der radioaktiven Quelle im GammaMedplus ix angegebene Sollwerte verglichen. Hierfür stehen dem Universitätsklinikum Düsseldorf sowohl eine Stielionisationskammer mit Zylinderphantom (PTW, Freiburg) als auch eine Schachtkammer (PTW, Freiburg) zur Verfügung. Alle Messungen durch die Stielionisationskammer im Zylinderphantom über vier Positionen gemittelt (4.3) ergaben eine Abweichung von unter 3% der angegebenen Sollwerte. Die im GammaMedplus ix eingesetzte radioaktive Quelle kann somit zur klinischen Bestrahlung sicher eingesetzt werden. Die Messwerte von nahe 3% wurden aus Sicherheitsgründen in den darauf folgenden Tagen erneut überprüft und veriziert. Die Abweichungen aller vier Positionen der Stielionisationskammer im Zylinderphantom von dem vom Hersteller angegebenen Sollwert lagen ebenfalls jeweils unter 3%, wobei die Messergebnisse der einzelnen Positionen untereinander nicht konsistent waren. Diese Dierenzen sind mit den Positionierungsunsicherheiten der Sonden zu erklären. Da das Abstandsquadratgesetz erhebliche Auswirkungen auf die gemessenen Dosen muss eine Mittelung aller Positionen erfolgen. Bei der Auswertung der Referenzpunktmessung der Schachtkammer (4.4) wurde eine Referenztiefe von 92 mm zur Oberäche gemessen. Nach dem Prüfschein Nr. 1202631 (PTW, Freiburg) soll sich der Referenzpunkt für eine Ir-192 Quelle der Schachtkammer Typ TM33004 bei 96 mm unterhalb der Oberkante benden, sodass die gemessene Abweichung von nur 4 mm zu akzeptieren ist. Auÿerdem können Streueekte, beispielsweise des Patiententisches, eine Verschiebung des Referenzpunktes bewirken. Die Abweichung der gemessenen Kenndosisleistung von der der Zerfallstabelle blieb unter dem Grenzwert von 4%. Die radioaktive Quelle konnte somit zu jedem Zeitpunkt der Messungen zur klinischen Bestrahlung von Patienten sicher eingesetzt werden. Ein Vergleich der Messmethoden (4.5) ergab, dass die einerseits mittels Schachtkammer und andererseits mittels Stielionisationskammer im Zylinderphantom jeweils gemessenen Kenndosisleistungen um etwa 1% abweichen. Die Abweichung der gemessenen Kenndosisleistung bei der Stielionisationskammer im Zylinderphantom von 1,3% und bei der Schachtkammer von 2,3% liegen beide weit unter den empfohlenen Grenzwerten. Die geringfügigen Abweichungen sind durch Positionierungsschwankungen während der Messungen, beispielsweise Lageunsicherheiten der Sonden, oder auch Streueinüsse während der Messungen zu erklären. Insgesamt kann festgehalten werden, dass die Messungen durch die Schachtkammer im Vergleich zu der Messung mittels Kompakt-Ionisationskammer in Festkörperphantom im klinischen Alltag vorteilhafter sind, weil sie schneller durchgeführt werden kann, da nur eine Messung an einer Position erfolgen muss. Ein Vergleich der Messungen mittels Stahlsonde und Kunststosonde ergab, dass durch die Stahlsonde nur wenig Gamma-Strahlung abgeschirmt wurde. In den Vergleichsmessungen der Sonden betrug der Unterschied der Kenndosisleistung weniger als 1,5%. Dies ist darauf zurückzuführen, dass hauptsächlich Alpha- und Beta-Strahlung abgeschirmt werden. Stahl hat eine erheblich höhere Dichte als Kunststo, sodass Stahl die Strahlung 40

stärker abschirmt. Aus diesem Grund war die mittels Stahlsonde applizierte Kenndosisleistung geringer, als die mittels Kunststosonde applizierte Kenndosisleistung. Die Ir-192 Quelle strahlt hauptsächlich mit Gamma-Strahlung, wo von relativ wenig durch die Sonden abgeschirmt wird. Zur besseren Vergleichbarkeit der Messungen und Messergebnisse sollte regelmäÿig eine einheitliche Sonde benutzt werden. Da im klinischen Alltag für die Kalibrierung die Stahlsonde eingesetzt wird, ist es sinnvoll diese auch für die Messung der Kenndosisleistung zu benutzen. Fazit Als Fazit bleibt festzuhalten, dass sowohl TG-43 als auch Acuros die später gemessenen Dosen vorhersagt. Allerdings errechnet der Acuros Algorithmus die Dosen tendenziell genauer aufgrund der vorher bereits erwähnten Berücksichtigungen durch CT-Bildinformationen. Im Universitätsklinikum Düsseldorf sind die meisten Anwendungen gynäkologisch, bei diesen ist der Abstand von der radioaktiven Quelle zum Zielvolumen meist kleiner als 8 cm, wodurch die Abweichung von applizierter Dosis zu berechneter Dosis des TG-43 deutlich kleiner wird. Trotzdem soll in der kommenden Zeit die klinische Bestrahlung basierend auf CT-Bilddaten hauptsächlich mit dem Acuros Algorithmus durchgeführt werden. Des Weiteren ist zu erwähnen, dass beide Methoden zur Messung der Kenndosisleistung mit Vor- und Nachteilen verbunden sind. Bei der Messung mittels Schachtkammer ist von Vorteil, dass der Abstand zu Streuern geringer ist als bei der Messung durch das Zylinderphantom. Die DGMP empehlt insoweit für die Schachtkammer einen Abstand von 30 cm, während für das Zylinderphantom ein Abstand zu Streuern von 1 m angeraten wird, um den Streubeitrag unter 0,1% zu halten [4]. Für die Messung mit dem Zylinderphantom ist hingegen mehr Zeitaufwand erforderlich. Nach DIN 6809 muss die Messung beim Zylinderphantom für alle vier Positionen durchgeführt werden, während bei der Schachtkammer aufgrund deren Geometrie die Messung nur an einer Position in der Kammer erfolgen muss. Da bei der Schachtkammer der Strahler allseits vom Messvolumen umschlossen ist, hat diese den Vorteil, dass sich geringe Positionsverschiebungen des Strahlers nicht auf das Messergebnis auswirken. Beim Zylinderphantom sind Abweichungen der Messergebnisse von ca. 3% unter den Positionen möglich. Dieser Wert ist relativ hoch, da die Kenndosisleistung mit einer Sicherheit von 3% gemessen werden soll. Auÿerdem wird das Zylinderphantom seit Jahren in der klinischen Praxis zur Messung der Kenndosisleistung eingesetzt. Es liegen somit vielfältige Erfahrungen in der praktischen Anwendung und Vergleichswerte von Messungen vor. Nichtsdestotrotz soll zukünftig konform zur Bestimmung der Wasserenergiedosis auf Messungen mit der Schachtkammer übergegangen werden. Ihre Vorteile bei der Einfachheit, Schnelligkeit und Verizierbarkeit der Messung erleichtern die dosimetrische Überwachung und Konstanzprüfung im Rahmen der klinischen Brachytherapie mittels HDR- Afterloading. 41

42 KAPITEL 5. DISKUSSION

Ausblick Im Rahmen dieser Arbeit wurden die Methoden der Qualitätssicherung durch die Messung der Kenndosisleistung überprüft sowie die unterschiedlichen Messsysteme evaluiert und verglichen. Dabei wurden die Vor- und Nachteile der verschiedenen Messmethoden deutlich. Das Zylinderphantom wird zukünftig vermehrt zur in-vivo Dosimetrie der Rektumssonde und der Blasensonde eingesetzt werden. Die in-vivo Dosimetrie ist eine Methode zur Qualitätssicherung, in dem die Dosen der Risikoorgane während der Bestrahlung untersucht werden. Dabei wird untersucht, ob die berechneten Dosen der Bestrahlungsplanungssysteme mit den tatsächlichen erhaltenden Dosen an den Organen übereinstimmen. Die Rektumssonde und Blasensonde sind bewegliche Messsysteme und können unmittelbar vor der Bestrahlung des Patienten in das jeweilige Organ platziert werden. Mit dieser Technik ist es möglich, die geplanten Dosen während der Bestrahlung zu messen und mit der Planung zu vergleichen. Die in-vivo Messungen müssen vor dem Einsatz zur Qualitätssicherung kontrolliert werden, was mit dem Zylinderphantom geschieht. Dabei wird überprüft, ob die gemessenen Dosen der in-vivo Sonden mit den gemessenen Dosen der Stielkammer übereinstimmen. Dies ist mit der Schachtkammer nicht möglich, da diese als Messsystem und Strahler nicht fungieren kann und nur einen Einschub besitzt [14]. In der Strahlentherapie entwickeln sich die zum Einsatz kommenden Geräte fortlaufend. Hiermit ist ein umfangreicher Aufbau, der immer komplexer wird, verbunden. Durch diese schnelle Entwicklung erfassen viele Prüfvorschriften der Qualitätssicherung nicht mehr die wesentlichen physikalisch-technischen Aspekte des Behandlungsprozesses. Deshalb sollten die medizinischen Anforderungen und die physikalisch- technischen Überprüfungen besser aufeinander abgestimmt werden. Hierbei sollte sowohl die Zuordnung, was im Sinne der Prüfung zum System der Strahlentherapie gehört, als auch eindeutige Regeln für die Prüfvorschriften gefunden werden. Dazu gehört die Erneuerung veralteter Normen, die durch die schnelle Entwicklung in der Strahlentherapie nicht mehr den Stand der Technik widerspiegeln. Die Strahlenschutzkommission empehlt auÿerdem die Einführung von verbindlichen Toleranzwerten für die dosimetrische und geometrische Unsicherheit sowohl der Einzelkomponenten als auch des gesamten Systems. Dabei sollten je nach therapeutischen Maÿnahmen herstellerunabhängige Toleranzwerte festgelegt werden, deren Denition durch Physiker und Mediziner zu erfolgen hat [20]. In den kommenden Jahren sollen allgemein verbindliche Leitlinien für die Strahlentherapien erarbeitet werden. Diese sollen die Strahlentherapien vernetzen, wodurch einheitliche Maÿnahmen zur Qualitätssicherung und zum Strahlenschutz der Patienten und des Personals getroen werden, um weiterhin die Sicherheit garantieren zu können und die Patienten erfolgreich und sicher therapieren zu können. 43

44 KAPITEL 5. DISKUSSION

Literaturverzeichnis [1] Update of AAPM Task Group No. 43 Report: A revised AAPM protocol for brachytherapy dose calculations. In: Medical Physics 31 (2004), S. 634670 [2] Anagnostopoulos G.: Untersuchung des Einusses der Patientenkörperanatomie auf die Dosimetrie und Entwicklung eines analytischen Dosisberechnungsmodells für die 192 Ir HDR Brachytherapie. http://www.archiv.ub.uni-heidelberg. de/volltextserver/6128/1/dissertation_georgios_anagnostopoulos_physik_ Fakultaet_15_02_2006.pdf. Version: Februar 2006. zuletzt aufgerufen am: 25.05.2013 [3] Bille, J.: Medizinische Physik 2: Medizinische Strahlenphysik. Springer, 2002 [4] Deutsche Gesellschaft für Medizinische Physik e.v.: DGMP-Bericht Nr.13: Praktische Dosimetrie in der HDR-Brachytherapie. (1999) [5] Deutsches Institut für Normierung e.v.: DIN [6] Fietkau, R.: Universitätsklinikum Erlangen: Techniken der Brachytherapie. http://www.strahlenklinik.uk-erlangen.de/e138/e922/e937/e943/index_ ger.html. zuletzt aufgerufen am: 26.03.2013 [7] Hammer, J. ; Kärcher, K.H.: Fortschritte in der interstitiellen und intrakavitären Strahlentherapie. W. Zuckschwerdt Verlag, 1988 (Jahrestagung der Österreichischen Gesellschaft für Radioonkologie, Radiobiologie und Medizinische Radiophysik) [8] Heinzel, T.: Einführung in die Medizinische Physik, Vorlesungsskript. 2010 [9] Institut für Qualität und Wirtschaftlichkeit im Gesundheitswesen (IQWiG): Merkblatt: Brachytherapie. http://www.gesundheitsinformation.de/ merkblatt-brachytherapie.303.de.html. Version: Mai 2012. zuletzt aufgerufen am: 25.05.2013 [10] Kohlrausch, F.: Praktische Physik, 3 Bde., Bd.2. Teubner Verlag, 1996 [11] Kramme, R.: Medizintechnik: Verfahren, Systeme, Informationsverarbeitung; mit 170 Tabellen. Springer, 2007 [12] Krieger, H.: Grundlagen der Strahlungsphysik und des Strahlenschutzes. Vieweg+Teubner Verlag, 2007 [13] Krieger, H.: Strahlungsmessung und Dosimetrie. Vieweg+Teubner Verlag, 2011 [14] PTW: In-vivo Dosimetry. http://www.ptw.de/fileadmin/bilder/produkte/ vivodos/vivodos12unde_learn%20more_in-vivo_dosimetry_spec_en_77513900_ 00.pdf. Version: 2005. zuletzt aufgerufen am: 05.04.2013 45

Literaturverzeichnis [15] PTW: Gerbrauchsanweisung Afterloading-Kalibrierphantom Typ-9193. Freiburg, September 2009 [16] PTW: Gebrauchsanweisung HDR KammerTyp 33004. Freiburg, Juli 2012 [17] Resnick, R. ; Halliday, J. W. D.: Halliday Physik. Wiley-VCH Verlag GmbH, 2009 [18] Salk J.: Grundlagen der therapeutischen Anwendung ionisierender Strahlung, Teil 1: Bestrahlungsgeräte. Universitätsklinikum Ulm, Klinik für Strahlentherapie http: //www.uni-ulm.de/~jsalk/vorlesung1/salk1-2x3.pdf. zuletzt aufgerufen am: 22.04.2013 [19] Simiantonakis, I.: Grundlagen der Strahlentherapie, Lehrskript zur Vorlesung. 2011 [20] Strahlenschutzkommission: Physikalisch-technische Qualitätssicherung in der Strahlentherapie-Vorschläge zur Prüfung des gesamten Behandlungssystems. In: BAnz 66 (2011), S. 1563 [21] Strnad V. ; Pötter R. ; Kovács G.: Praktisches Handbuch der Brachytherapie. Uni-Med Verlag Ag, 2010 [22] Umweltbundesamt: Daten zur Umwelt. http://www. umweltbundesamt-daten-zur-umwelt.de/umweltdaten/public/theme.do? nodeident=2890. zuletzt aufgerufen am: 20.03.2013 [23] Varian medical systems: Fa. VARIAN medical systems. Haan, Deutschland,. ehemals Isotopen-Technik Dr. Sauerwein [24] Varian medical systems: Broschüre: BrachyVision Acuros Advanced brachytherapy dose calculation, 2009. http://www.varian.com/brachytherapy [25] Varian medical systems: Broschüre: BrachyVision Treamtent Planning, 2009. http://www.varian.com/brachytherapy. [26] Varian medical systems: Broschüre: GammaMedplus ix, 3/24 ix HDR Afterloader, 2009. http://www.varian.com/brachytherapy [27] Zakaria, G. A.: Dosimetrie an HDR-Afterloading-Geräten mit Ir-192- und Co-60- Strahler: Vergleich verschiedener internationaler Dosimetrieprotokolle. In: Zeitschrift für Medizinische Physik 20 (2010), S. 215224 46

Abkürzungsverzeichnis AAPM American Association of Physicists in Medicine AKR Air Kerma Rate AL Afterloading BV BrachyVision bzw. beziehungsweise CT Computertomograe d.h. das heiÿt DGMP Deutsche Gesellschaft für Medizinische Physik e.v. DICOM Digital Imaging and Communications in Medicine DIN Deutsches Institut für Normung e. V. DVH Dosis-Volumen-Histogramm HDR High Dose Rate ICRU International Commission on Radiation Units and Measurements LDR Low Dose Rate MRT Magnetresonanztomograe PDR Pulse Dose Rate PTW Physikalisch-Technische Werkstätten TG-43 Task Group 43 usw. und so weiter z.b. zum Beispiel 47

Danksagung Ich möchte mich besonders bei Herrn Dr. Ioannis Simiantonakis bedanken, der mir trotz seiner hohen Arbeitsbelastung in der klinischen Praxis, während der Erstellung der Bachelorarbeit immer mit Rat und Tat zur Seite gestanden hat. Seine Ratschläge und Tipps, die auf langjähriger wissenschaftlicher und praktischer Erfahrung basieren, waren stets sehr hilfreich. Herr Dr. Simiantonakis nahm sich die Zeit, mir den sicheren Umgang mit dem Afterloader zu zeigen und mich in die Messung mittels Zylinderphantom, die Software des Afterloaders sowie des BrachyVision 10.0 einzuführen und stand mir bei Bedarf zur Seite, um Fragen zu beantworten. Auÿerdem ermöglichte mir Herr Dr. Simiantonakis einen Einblick in interessante Themen der Strahlentherapie, in die Fortbildung der Firma Ashland über EBT2- und EBT3-Filme und in den neuen Linearbeschleuniger. Auÿerdem danke ich Herrn Prof. Dr. Thomas Heinzel, der sich als Zweitgutachter zur Verfügung gestellt hat. Des Weiteren möchte ich mich bei den Medizin-Physikern des Universitätsklinikums Düsseldorf, Frau Dipl.-Ing. Silvia Kiggen und Herrn Dipl.-Phys. Burkhardt Bannach, ganz herzlich bedanken, die für meine Fragen jederzeit ein oenes Ohr hatten und mir hilfreich zur Verfügung standen. Zusätzlich möchte ich mich bei Herrn Michael Pogoda, dem Techniker der Firma Varian Medical Systems bedanken, der mir bei technischen Fragen zur Afterloading-Vorrichtung hilfreich war. Herrn Majid Ghorbanpour danke ich für die Hilfe beim Messen mittels Dosimeter UNI- DOS webline, der durch seine Erfahrungen die Messungen sehr erleichtert hat. Bei meinen Studienkollegen Claudia Katharina Spindeldreier, Tina Pfeiler und Oliver Fielitz möchte ich mich für die praktischen Tipps bedanken. 48

Anhang Im folgenden Anhang sollen die für die Ausarbeitung relevanten Dokumente und nicht vollständig übernommenen Abbildungen nachgereicht werden, die in der Reihenfolge der Themen aufgeführt sind. Als Dokument ist insbesondere das Quellenzertikat aufgeführt, das die Zerfallstabelle der radioaktiven Quelle enthält und somit den täglichen AKR-Wert, der für die Quellendosismessungs-Scheine benötigt wird. Abbildung 5.1: Abbildung der Bestrahlungsplanung, dabei wird transversal, frontal und sagittal abgebildet. Links: Berechnung der Isodosen mittels TG-43 Algorithmus. Rechts: Berechnung der Isodosen mittels Acuros Algorithmus. 49