Monte-Carlo-Methoden in der Strahlentherapie und deren ... · PDF fileKLINIK FÜR STRAHLENTHERAPIE Med. Physik Juni, 99 1 11 UNIVERSITÄT REGENSBURG Monte-Carlo-Methoden in der Strahlentherapie

1 1Juni, 99 1KLINIK FR STRAHLENTHERAPIE Med. PhysikUNIVERSITT REGENSBURG
Monte-Carlo-Methoden in derStrahlentherapie
und deren Verifikation durch3D MR-Gel-Dosimetrie
Dipl. Phys. Josef Scherer

Motivation
Krebs ist die zweithufigste Todesursache.
Neben Chirurgie und Chemotherapie ist dieStrahlentherapie an der Heilung beinahe jedeszweiten Tumors beteiligt.
Durch Strahlung verlieren Tumorzellen ihreZellteilungsfhigkeit schneller als nicht entartetesNormalgewebe.
Um Nebenwirkungen zu minimieren mu dieStrahlung auf das Tumorgebiet beschrnkt sein.
Mit der modernen 3D-Diagnostik ist auch eineoptimierte 3D-Bestrahlung erreichbar.
Bisherige Berechnungssysteme nicht sogenau wie Monte-Carlo-Simulationen(Computer-Simulationen mit Zufallszahlen).
Automatische Optimierung durch inversePlanung und neuen FreiheitsgradIntensittsmodulation
Besonders die komplexe intensittsmodulierteStrahlenbehandlung erfordert eine 3D-Verifikation.

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

Bestrahlungsarten
Teletherapie (aus der Entfernung - von auen)
90 % Photonen aus einem medizinischenLinearbeschleuniger
und Elektronen
Brachytherapie (aus der Nhe - von innen)
umschlossene radioaktive Quelle -Gammastrahlung
Neutronen, Protonen und Schwerionen

Dosisberechnungsverfahren
Punktdosis aus gemessenen Tiefendosiskurven
3D-Dosisverteilungen, als Isodosenkurven inComputertomographieschnittbilder gekennzeichnet
aus korrigierten Medaten in Wasser (2D)
aus Nadelstrahlverfahren (Summierung undKorrektur von vorberechneten Dosisverteilungenvon Elementarstrahlen)
Monte-Carlo-Methoden (Dosisverteilungenaufgrund stochastisch simulierter Einzelteilchenund deren Wechselwirkung)

Monte-Carlo-Simulation
Computer-Simulation von eingestrahlten Photonenund deren Wechselwirkungen mit dem Krper
Weglngen, Wechselwirkungsart, Richtung undEnergie der gestreuten Teilchen mit Hilfe vonZufallszahlen aus fundamentalen Daten bestimmt
Vor allem Sekundrelektronen fr Anregung undIonisation der umgebenen Materie verantwortlich
hnlich einer Wahlumfrage nur Stichproben (108
statt 1015) fr Vorhersage der Dosisverteilungverwendet

MC-Code Monaco Matrix
Linearbeschleuniger charakterisiert durch Spektrum
und Fluenz
Spektrum des Linearbeschleunigers KD2 (Siemens)
normiert
0
0,002
0,004
0,006
0,008
0,01
0,012
0,014
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Energie [ MV ]
Photonenfluenz
6 MV Photonenfluenz
10 MV Photonenfluenz
30-Keil 6 MV Photonenfl.

Ergebnisse mit Monaco Matrix
Tiefendosiskurve in Wasser
Querprofile
Tiefendosiskurven
FOA=100cm FG=10 x 10 cm^2
0
20
40
60
80
100
120
0 5 10 15 20 25 30
Tiefe [cm]
relative Dosis [%
]
Ionisationskammer X 10
GSF-MC KERMA X 10
MM X 10
MM-ms X 10
EGS4 X 10
0
20
40
60
80
100
120
140
-8 -6 -4 -2 0 2 4 6 8
Crossplane [cm]
relative Dosis [%
]
1,5
5,1
9,9
14,7
20,1

Ergebnisse mit Monaco Matrix
An Lungeninhomogenitten
im CT-Patientenmodell

Bestrahlungsplanung
Medizinische - Fraktionierungsschemata:Gesamtdosis wird auf mehrere Tage(z.B. 30 x 2 Gy) verteilt
Physikalische - Dosisverteilungsoptimierung
konventionell vorwrts und inverse Planung

Inverse Monte Carlo Optimierung(IMCO)
Ziele
Dosishomogenisierung im Tumor (Zielvolumen: PTV)
Isodosenkonformation um das Zielvolumen(Reduzieren der Nebenwirkungen)
Dosisbegrenzung in strahlensensiblen Risikoorganen
Prinzip
Zusammenhang (Verteilung) zwischen Ort derDosisdeposition im Tumor und Ursprung desPhotons, bzw. dessen Ort in der Strahlmodulations-ebene (BMP)

Prinzip

PTV PTV
Stabfrmiges Zielvolumen

Konkaves Zielvolumen
(z.B. Tumor umdie Wirbelsule)
Optimierte Dosisverteilung durch Intensittsmodulation
hufeisenfrmiges Zielvolumen abgedeckt
Dosis kleiner als 75% im Risikoorgan
Profilhalbschatten verkleinert

3D-Messung und Verifikation
Hintergrund:
Sicherstellung, da die Bestrahlung auch derberechneten Dosisverteilung entspricht
derzeitige Dosimetrietechniken nicht ausreichend
meist nur punktweise (Kammern, Dioden, TLD),teilweise abhngig von Richtung, Strahlenqualitt
3D-Messung von strahlensiblen Gelphantomen
am Kernspintomographen (MR)
Fricke-Gel (Oxidation von Fe2+ zu Fe3+)
Polymer-Gel (lokale Monomervernetzung)
integrierend, hohe 3D-Auflsung
beliebige Form (anthropomorph)
Gewebe- bzw. Lungenquivalent (mit Zustzen)

3D-Verifikation mit MR-Fricke-Gel
Hintergrund:
chemisches Dosimeter (1923), radiolytischeDissoziation von Wasser, Radikalbildung
Gelatinezugabe um Eisenionenverteilung zukonservieren und MR-Messung (1984)
inverse Kernspinrelaxationszeit linear zur Dosis
0
0,5
1
1,5
2
2,5
3
0 10 20 30 40 50
Do s is [Gy]
FBA-Gel (T2)
5%-Gel (T2)
FBA-Gel (T1)
5%-Gel (T1)

Polymer-Gel-Dosimetrie
Hintergrund:
Diffusion in Fricke-Gelen
strahleninduzierte Vernetzung der Monomerlsung(Acrylamid und Bis)
aber sauerstofffreie Herstellung, giftig und teuer
Ergebnisse:
Relaxations-verhalten
Protonentiefen-dosiskurve
0
200
400
600
800
1000
1200
1400
0 100 200 300 400 500 600 700 800
Zeit [ms]
Signal [a.u.]
0 Gy
6 Gy
0,0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0,8
0,9
1,0
1,1
12,0 12,5 13,0 13,5 14,0 14 ,5 15,0 15,5 16,0 16,5
Tie fe ( cm )
relative Dosis
BA NG
D iaman t
Ro o s

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

3D MR-Gel-Dosimetrie mitlungenquivalentem Gel
Hintergrund:
Dosisberechnungsverfahren zeigen besondersgroe Unsicherheiten in Inhomogenitten (1)
Lunge: grter Dichteunterschied im Krper
Anwendungen: einfaches Thoraxmodell
anthropomorphesPhantom

3D MR-Gel-Dosimetrie mitlungenquivalentem Gel
Ergebnisse: einfaches Thoraxmodell
0
20
40
60
80
100
120
140
0 5 10 15 20
Tiefe [cm]
Nettorelaxationsrate [%
]
korr. Messung
Berechnung

Zusammenfassung
Monte-Carlo Berechnung und Optimierung:
Genaueres Dosisberechnungsverfahren fr dieStrahlentherapie weiterentwickelt
Linearbeschleunigermodell
Elektronenvielfachstreuung
Klinische Anwendung an CT-Patientenmodell
Kombination aus MC und neuem Regelungscode
Potential fr bessere Strahlentherapie beireduzierten Nebenwirkungen
3D Gel-Dosimetrie:
3D-Planung und intensittsmodulierte Bestrahlungnur durch 3D-Messung ausreichend zu prfen
Eigenschaften zweier Dosimetriegele untersucht
Fr das fr anatomische Bestrahlungsphantomebessere Fricke-Gel erstmalig ein Lung

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