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Untersuchungen zur Kleinfelddosimetrie in Magnetfeldern für die MR bildgeführte Strahlentherapie

23.12.2021

Eine moderne Entwicklung für die Strahlentherapie kombiniert einen medizinischen Linearbeschleuniger mit einem Magnetresonanztomographen. Durch die Anwesenheit des für die MR‑Bildgebung benötigten Magnetfeldes verändern sich bei der Bestrahlung die Dosisverteilung und das Verhalten der Messmittel, was für große Bestrahlungsfelder bereits Gegenstand wissenschaftlicher Untersuchungen war. Im Rahmen des EU‑geförderten EMPIR Projekts „MRgRT‑DOS“ wird im Fachbereich 6.2 „Dosimetrie für Strahlentherapie und Röntgendiagnostik“ das Verhalten von verschiedenen Messmitteln in kleinen Feldern untersucht.

In Deutschland werden pro Jahr bei knapp 500.000 Menschen Krebserkrankungen diagnostiziert [1]. Bei etwa der Hälfte der Behandlungen ist die Bestrahlung des Tumors mit ionisierender Strahlung ein Teil der Therapie. Eine moderne Entwicklung – der sogenannte MR‑Linac – kombiniert einen Lineabeschleuniger (Linac) mit einem Magnetresonanz­tomographen. Dadurch ist eine Bildgebung mit hohem Weichteilgewebekontrast während bzw. unmittelbar vor der Bestrahlung möglich. Deshalb kann die tagesabhängige Lage des Tumors und der Risikoorgane erfasst sowie der ursprüngliche Bestrahlungsplan in Echtzeit angepasst werden. Auch können Organ- oder Tumorbewegungen während der Therapie zum Beispiel durch die Atmung des Patienten berücksichtigt werden. Demgemäß sind ein kleineres bestrahltes Volumen und folglich eine Reduzierung von Nebenwirkungen möglich. [2]

Für den Erfolg einer Strahlentherapiebehandlung ist eine genaue Kenntnis der Dosisverteilung im Patienten entscheidend. Dazu wird in der klinischen Routine üblicherweise unter genau vorgegebenen Referenzbedingungen die Dosisverteilung in einem Wasserphantom gemessen und die Messdaten in ein sogenanntes Bestrahlungsplanungssystem überführt, um ein genaues Beschleunigermodell zu erzeugen. Das Planungssystem kann dann mithilfe einer CT‑Aufnahme des Patienten die genaue Dosisverteilung innerhalb des Patienten und schlussendlich die applizierte Dosis berechnen.

Für die Dosimetrie in Magnetfeldern ist es dabei wichtig, das geänderte Verhalten der Dosimeter in Magnetfeldern zu berücksichtigen. Beispielsweise werden in luftgefüllten Ionisationskammern die von hochenergetischen Photonen erzeugten Sekundärelektronen stärker durch die Lorentzkraft abgelenkt als in Wasser. Dieser und andere Effekte beeinflussen das Messsignal und müssen beachtet werden. [2, 3].

Die Dosimetrie in Magnetfeldern für Bestrahlungsfelder mit einer Größe von 10 x 10 cm2 (Referenzfeld) war bereits Gegenstand zahlreicher Veröffentlichungen [4]. Um die mittlerweile in der konventionellen Strahlentherapie zum Standard gehörenden Techniken wie die intensitätsmodulierte Strahlentherapie (IMRT/VMAT) auf den MR‑Linac übertragen zu können, ist die Dosimetrie unter Nicht‑Referenzbedingungen - insbesondere die Kleinfelddosimetrie - an solchen Geräten ein wichtiger nächster Schritt. Dafür werden nicht nur Detektoren mit kleineren sensitiven Messvolumen verwendet, sondern auch das internationale Dosimetrieprotokoll IAEA TRS-483 [5] mit einem weiterem Korrektionsfaktor Korrektionsfaktor erweitert. Dieser korrigiert das Messsignal im Magnetfeld von dem Referenzfeld auf kleinere Felder:

Formel Korrektionsfaktor

In der Arbeitsgruppe 6.21 „Dosimetrie für die Strahlentherapie“ der PTB werden dazu Untersuchungen im Rahmen des EU‑geförderten EMPIR Projekts „MRgRT‑DOS“ (https://mrgrtmetrology.com/) in Zusammenarbeit mit mehreren internationalen Partnern durchgeführt. Dabei sollen verschiedene Detektoren, wie Ionisationskammern, Radiochromfilm oder Alanin‑Dosimeter, auf ihre Eignung für die Dosismessung unter Nicht‑Referenzbedingungen in Magnetfeldern untersucht und die benötigten Korrektionsfaktoren bestimmt werden. Hierfür stehen zwei medizinische Linearbeschleuniger, mehrere Messmittel und ein mobiler Elektromagnet mit variabler magnetischer Flussdichte von bis zu 1,5 T zur Verfügung. Ein typischer Messaufbau ist in Abbildung 1 zu sehen.

Elektomagnet und Ionisationskammer

Abbildung 1:  Messaufbau zur Bestimmung von Outputfaktoren im Magnetfeld. Links ist der mobile Elektromagnet Bruker ER0173W vor einem medizinischen Linearbeschleuniger, rechts eine zylindrische Ionisationskammer (Farmerkammer 30013, PTW) in einem Wasserphantom zwischen den Polschuhen des Elektromagneten zu sehen.

Da mehrere Feldgeometrien betrachtet werden sollen, wird im ersten Schritt das Messsignal des Detektors als Funktion der Feldgröße bestimmt (sogen. Outputfaktoren). Im zweiten Schritt müssen diese Outputfaktoren in Beziehung zur „wahren“ Dosis gesetzt werden. Dazu werden Monte‑Carlo‑Simulationen mit detaillierten Beschleuniger- und Detektormodellen genutzt. Im dritten Schritt kann dann nach Formel (1) der Korrektionsfaktor bestimmt werden. In der nachfolgenden Abbildung 2 ist links das Messsignal einer senkrecht zum Strahl- und Magnetfeld positionierten zylindrischen Ionisationskammer mit kleinem sensitivem Volumen (Semiflex 31021; PTW) bei verschiedenen magnetischen Flussdichten sowie Feldgrößen zu sehen. Das Signal ist für jede Feldgröße auf den Wert ohne Magnetfeld normiert. Auffallend ist hierbei, dass in großen Feldern (Feldgröße > 3 x 3 cm2) zunächst ein asymmetrischer Verlauf beobachtet wird, welcher bei kleineren Feldgrößen zunehmend symmetrischer wird. Rechts sind die Outputfaktoren dargestellt, wobei für kleine Feldgrößen eine stärkere Verringerung des Messsignals im Magnetfeld gegenüber der Messung ohne Magnetfeld festzustellen ist. Durch Monte‑Carlo‑Simulationen soll in den kommenden Monaten unter anderem herausgearbeitet werden, wodurch diese Effekte verursacht werden.

Diagramm Ansprechvermögen und Diagramm Outputfaktoren im Magnetfeld

Abbildung 2: relatives Ansprechvermögen (links) und Outputfaktoren einer Semiflex 31021 (rechts). Links ist das relative Ansprechvermögen der Ionisationskammer Semiflex 31021 in Abhängigkeit von der Feldgröße zu sehen. Die Messwerte wurden für jede Feldgröße auf den ohne Magnetfeld (B = 0 T) gemessenen Wert normiert. Rechts sind Outputfaktoren für die magnetischen Flussdichten ±1,5 T und 0 T als Funktion der Feldgröße abgebildet.

Literatur

[1]        Zentrum für Krebsregisterdaten im Robert Koch‑Institut: Datenbankabfrage mit Schätzung der Inzidenz, Prävalenz und des Überlebens von Krebs in Deutschland auf Basis der epidemiologischen Landeskrebsregisterdaten, DOI: 10.18444/5.03.01.0005.0015.0002

[2]        Blum et al, The dose response of PTW microdiamond and microSilicon in transverse magnetic field under small field conditions, Physics in Medicine & Biology 66, 2021, doi.org/10.1088/1361-6560/ac0f2e

[3]        S. Pojtinger, Dosimetry of Ionizing Radiation in Magnetic Fields, Dissertation, Eberhard Karls Universität Tübingen, 2021

[4]        Pooter et al, Reference dosimetry in MRI‑linacs: evaluation of available protocols and data to establish a Code of Practice, Physics in Medicine & Biology 66, 2021, DOI: 10.1088/1361-6560/ab9efe

[5]        International Atomic Energy Agency, Dosimetry of Small Static Fields Used in External Beam Radiotherapy – An International Code of Practice for Reference and Relative Dose Determination, Technical Reports Series No. 483, 2017, aufrufbar unter: www-pub.iaea.org/MTCD/Publications/PDF/D483_web.pdf

Ansprechpartner

Opens local program for sending emailS. Frick, Fachbereich 6.2, Arbeitsgruppe 6.21