Dissertation Zur Erlangung des akademischen …...doctor medicinae (Dr. med.) vorgelegt dem Rat der...

EINFLUSS DER IMRT - BESTRAHLUNGSTECHNIK AUF DIE

PERIPHERE DOSIS UND DAS RISIKO FÜR

STRAHLUNGSINDUZIERTE ZWEITTUMOREN

–

UNTERSUCHUNGEN MIT EINEM ANTHROPOMORPHEN

PHANTOM AM BEISPIEL VON KOPF - HALS - TUMOREN

Dissertation

Zur Erlangung des akademischen Grades

doctor medicinae (Dr. med.)

vorgelegt dem Rat der medizinischen Fakultät der Friedrich-Schiller-Universität

von Alexander Voigt geboren am 20.05.1979 in Mühlhausen (Thür.)

Gutachter: 1. Prof. Dr. T. Wendt, Jena

2. Prof. Dr. J. Reichenbach, Jena 3. PD Dr. K.-H. Kloetzer, Gera Tag der öffentlichen Verteidigung: 08.09.2008

Abkürzungsverzeichnis

3D- CRT 3- dimensional conformal radiotherapy,

3- dimensionale konformale Strahlentherapie

bzgl. bezüglich

bzw. beziehungsweise

ca. circa

Co60 Kobalt- 60, radioaktives Element

CT Computertomographie, Computertomogramm

DEGRO Deutsche Gesellschaft für Radioonkologie e.V.

DVH Dosis- Volumen- Histogramm

FSU Friedrich- Schiller- Universität

Gy Gray, physikalische Einheit der Energiedosis

IMRT intensity- modulated radiotherapy,

intensitätsmodulierte Strahlentherapie

Komp. Kompensator

LiF Lithiumfluorid

MeV Mega- Elektronenvolt: Energieeinheit für Photonenstrahlung

min Minute

MLC multileaf- collimator, Multileaf- Kollimator

MU monitor units, Monitoreinheiten

MV Megavolt, physikalische Einheit der Beschleunigungsspannung bei

Linearbeschleunigern

NCRP National Council on Radiation Protection and Measurements

PD periphere Dosis

PTV planning target volume, Planungszielvolumen

s.o. siehe oben

s.u. siehe unten

Sv Sievert, physikalische Einheit der Äquivalentdosis

TLD Thermolumineszenzdosimetrie, Thermolumineszenzdosimeter

UKJ Universitätsklinikum Jena

usw. und so weiter

vgl. vergleiche

z.B. zum Beispiel

2

Inhaltsverzeichnis

ZUSAMMENFASSUNG ..................................................................................................... 4

1. EINLEITUNG ........................................................................................................... 6

1.1. Konformale Strahlentherapie........................................................................ 6

1.2. Intensitätsmodulierte Strahlentherapie ......................................................... 6

1.3. Periphere Dosis ............................................................................................ 9

1.4. Strahlungsinduzierte Malignome ................................................................ 10

1.5. Zweitmalignome in der Strahlentherapie .................................................... 12

2. ZIELE DER ARBEIT ................................................................................................ 13

3. METHODIK ........................................................................................................... 14

3.1. Phantom ..................................................................................................... 14

3.2. Bestrahlungsgerät ...................................................................................... 15

3.3. Bestrahlungsplanung.................................................................................. 15

3.3.1. Planungssystem.................................................................................. 15

3.3.2. Planungsvorbereitung ......................................................................... 16

3.3.3. Zielgebiet............................................................................................. 17

3.3.4. IMRT- Bestrahlungspläne.................................................................... 17

3.4. Thermolumineszenzdosimetrie (TLD)......................................................... 18

3.5. Messungen................................................................................................. 20

4. ERGEBNISSE........................................................................................................ 23

4.1. Bestrahlungspläne...................................................................................... 23

4.2. MLC- Standardbestrahlungsplan................................................................ 26

4.3. Vergleich zwischen MLC- und Kompensatortechnik................................... 28

4.4. Einfluss der Photonenenergie .................................................................... 29

4.5. Einfluss der Segmentanzahl....................................................................... 31

4.6. Einfluss der Anzahl der Monitoreinheiten ................................................... 33

5. DISKUSSION ........................................................................................................ 35

5.1. Bestrahlungspläne...................................................................................... 35

5.2. MLC- Standardbestrahlungsplan................................................................ 36

5.3. Vergleich zwischen MLC- und Kompensatortechnik................................... 39

5.4. Einfluss der Photonenenergie .................................................................... 40

3

5.5. Einfluss der Segmentanzahl....................................................................... 41

5.6. Einfluss der Anzahl der Monitoreinheiten ................................................... 41

5.7. Zweittumorrisiko in Abhängigkeit von der Bestrahlungstechnik.................. 42

6. SCHLUSSFOLGERUNGEN....................................................................................... 48

ABBILDUNGSVERZEICHNIS............................................................................................ 50

TABELLENVERZEICHNIS................................................................................................ 52

LITERATUR- UND QUELLENVERZEICHNIS........................................................................ 53

ANHANG ..................................................................................................................... 57

Danksagung.......................................................................................................... 57

Lebenslauf............................................................................................................. 58

Ehrenwörtliche Erklärung ...................................................................................... 59

Dissertation Alexander Voigt Zusammenfassung

4

Zusammenfassung

Ziele: Die intensitätsmodulierte Strahlentherapie (IMRT) ist eine relativ neue

Bestrahlungsmethode, mit der sich im Vergleich zu den herkömmlichen

Bestrahlungstechniken in vielen Fällen eine verbesserte Dosisverteilung im

Zielgebiet erreichen lässt. Sie lässt sich mittels verschiedener technischer Methoden

realisieren. Ein Nachteil der IMRT ist die erhöhte periphere Dosisbelastung

außerhalb der primären Bestrahlungsfelder, welche wahrscheinlich mit einem

erhöhten Zweittumorrisiko einhergeht. Ziel der Arbeit ist es, unter möglichst

praxisnahen Bedingungen den Einfluss verschiedener IMRT- Bestrahlungstechniken

auf die periphere Dosisbelastung und somit das Zweittumorrisiko zu untersuchen.

Methodik: Die verschiedenen an der Klinik für Strahlentherapie des

Universitätsklinikums Jena (UKJ) derzeit anwendbaren IMRT- Bestrahlungstechniken

wurden am Beispiel eines realistischen Zielgebietes aus dem Bereich der Kopf- Hals-

Tumoren mit typischer IMRT- Indikation untersucht. Insgesamt wurden sechs

verschiedene Bestrahlungspläne erstellt: Zunächst ein Plan mit statischer MLC-

Technik bei 6 MeV nomineller Photonenenergie und mittlerer Anzahl von Segmenten

und Monitoreinheiten, wie er als IMRT- Standardplan derzeit im UKJ routinemäßig für

derartige Zielgebiete verwendet wird. Davon ausgehend wurden bei vier weiteren

Bestrahlungsplänen mit statischer MLC- Technik die Photonenenergie sowie die

Anzahl von Monitoreinheiten und Segmenten variiert. Zudem wurde ein

Bestrahlungsplan mit Kompensatortechnik erstellt. Die Bestrahlungen wurden am

Siemens ONCOR Linearbeschleuniger der Klinik für Strahlentherapie des UKJ

durchgeführt. Für jede IMRT- Technik wurde die periphere Dosis mit LiF-

Thermolumineszenzdosimetern an verschiedenen Orten außerhalb der primären

Bestrahlungsfelder in einem anthropomorphen Alderson- RANDO®- Phantom

gemessen.

Ergebnisse: Die periphere Dosis liegt in einem Dosisbereich, in dem das Risiko für

strahlungsinduzierte Zweittumoren linear von ihr abhängig ist. Die geringste

periphere Dosis wurde bei dem IMRT- Standardplan mit statischer MLC- Technik bei

6 MeV nomineller Photonenenergie und mittlerer Anzahl von Monitoreinheiten und

Segmenten gemessen. Die Anzahl der Segmente hatte keinen messbaren Einfluss

auf die periphere Dosis. Eine um 40% erhöhte Anzahl von Monitoreinheiten führte

Dissertation Alexander Voigt Zusammenfassung

5

unabhängig vom Feldabstand zu einer geringen Erhöhung der peripheren Dosis um

etwa den Faktor 1,2. Die Verwendung von 15 MeV Photonenenergie hatte keinen

Einfluss auf die periphere Photonendosis, führte aber zu einer zusätzlichen

Neutronenbelastung in einem für das Zweittumorrisiko durchaus relevantem

Ausmaß. Bei der Kompensatortechnik wurde die höchste periphere Dosis gemessen.

Abhängig vom Feldabstand ist sie hier bis zu 2,8-mal so hoch wie beim IMRT-

Standardplan. Die Ursachen für die gemessenen Unterschiede der peripheren Dosis

liegen hauptsächlich bei der Leckstrahlung des Strahlerkopfes und der Streuung der

Primärstrahlung am Kompensatormaterial. Insgesamt ist das Risiko für

strahlungsinduzierte Zweittumoren deutlich geringer als das entsprechende

Tumorrisiko der Allgemeinbevölkerung. Die vorrangigste Einflussgröße ist dabei der

Abstand von den primären Bestrahlungsfeldern.

Schlussfolgerungen: Das Risiko für strahlungsinduzierte Zweittumoren ist bei der

Auswahl der Bestrahlungstechnik gegenüber der Dosisverteilung im Zielgebiet ein

eher nachrangiges Kriterium. Die statische MLC- Technik mit 6 MeV nomineller

Photonenenergie und mittlerer Monitoreinheiten- und Segmentanzahl, wie sie derzeit

routinemäßig an der Klinik für Strahlentherapie des UKJ angewandt wird, ist nicht nur

ein guter Kompromiss zwischen gewünschter Dosisverteilung und niedrigem

Bestrahlungsaufwand sondern auch bezüglich des Zweittumorrisikos vergleichsweise

günstig. Wenn im Einzelfall eine bessere Dosisverteilung erforderlich ist, so sollte

dies in Hinblick auf das Zweittumorrisiko eher mit einer erhöhten Anzahl von

Monitoreinheiten bei der MLC- Technik erreicht werden als mit der Verwendung von

Kompensatoren. Da die Ursachen für die hier gemessenen Unterschiede vom

Material und Aufbau des Linearbeschleunigers abhängen, sind Übertragungen der

Ergebnisse auf andere Bestrahlungsgeräte nur unter Vorbehalt möglich.

Dissertation Alexander Voigt Einleitung

6

1. Einleitung

1.1. Konformale Strahlentherapie

Neben der Chirurgie und der Chemotherapie stellt die Strahlentherapie eine der drei

klassischen Säulen der Therapie maligner Neoplasien dar. Die perkutane

Strahlentherapie erfolgt heutzutage zum Großteil mit Photonenstrahlung im

Energiebereich von einigen Mega- Elektronenvolt (MeV), welche üblicherweise

mittels so genannter Linearbeschleuniger produziert wird. Das Ziel der

Strahlentherapie ist es, im zu behandelnden Tumor eine letale Strahlungsdosis zu

erreichen, während gleichzeitig das umgebende gesunde Gewebe möglichst

geschont werden soll, um die Nebenwirkungen der Behandlung zu minimieren. Bei

der dreidimensionalen konformalen Strahlentherapie (3D- CRT) wird dies erreicht,

indem das Zielvolumen mit mehreren Bestrahlungsfeldern aus verschiedenen

Richtungen bestrahlt wird. Dabei wird die Form der Felder mittels aus vielen

einzelnen Lamellen bestehender Blenden (MLC: multileaf- collimator) entsprechend

des Umrisses des Zielgebietes geometrisch angepasst (DEGRO 2005).

1.2. Intensitätsmodulierte Strahlentherapie

Die intensitätsmodulierte Strahlentherapie (IMRT) ist eine relativ junge

Bestrahlungstechnik. Die ersten theoretischen Grundlagen wurden Anfang der

1980er Jahre gelegt (Brahme et al. 1982). Die ersten klinischen Anwendungen

datieren auf Mitte der 1990er Jahre (Webb 2003).

In Abbildung 1 werden die Prinzipien von 3D- CRT und IMRT gegenübergestellt. Die

IMRT stellt praktisch eine Weiterentwicklung der 3D- CRT dar, bei der zusätzlich die

Photonenfluenz der Bestrahlungsfelder moduliert wird. Auf diesem Wege lassen sich

auch dann noch die gewünschten Dosisverteilungen erreichen, wenn die konformale

Strahlentherapie bereits an ihre Grenzen stößt, insbesondere wenn Risikoorgane

besonders nahe am Zielgebiet liegen und / oder das Zielgebiet Konkavitäten

aufweist.


Abb. 1: Vergleich der Prinzipien von 3D- CRT (a) und IMRT (b) (Richter 1998).

Zur Berechnung der benötigten Photonenfluenzverteilungen wird bei der IMRT ein

leistungsfähiges Bestrahlungsplanungssystem benötigt. Im Gegensatz zur

konventionellen 3D- Planung erfolgt die Planung hier invers, also rückwärts gerichtet.

Das heißt, nach Festlegung von Anzahl und Einstrahlrichtung der Felder werden für

Zielgebiet und Risikoorgane jeweils minimale und maximale akzeptable Dosen mit

unterschiedlicher Gewichtung angegeben. Anhand dieser Daten werden daraufhin

iterativ die optimalen Fluenzverteilungen der einzelnen Felder berechnet.

Praktisch lässt sich die Modulation der Photonenfluenz durch verschiedene

technische Ansätze erreichen. In der klinischen Praxis sind derzeit überwiegend

folgende Techniken gebräuchlich:

1) Kompensatortechnik

2) Statische MLC- Technik („step & shoot“)

3) Dynamische MLC- Technik („sliding- window“)

Kompensatoren sind im Prinzip unregelmäßig geformte Absorber aus Schwermetall,

die in den Strahlengang der Felder eingebracht werden. Je nach Materialdicke wird

an verschiedenen Feldpunkten mehr oder weniger Strahlung absorbiert und somit

die Photonenfluenz moduliert. Abhängig von der Dichte des Kompensatormaterials

lässt sich so die berechnete Dosisverteilung sehr gut umsetzen (Salz et al. 2005).

Kompensatoren müssen für jedes Bestrahlungsfeld einzeln angefertigt werden.

Das Prinzip der MLC- Techniken besteht darin, das Bestrahlungsfeld mittels eines im

Strahlerkopf integrierten Multileaf- Kollimators (MLC) in mehrere kleine Subfelder 7


(Segmente) aufzuteilen, deren Summe das modulierte Feld ergibt. In Abbildung 2

werden die beiden gebräuchlichsten MLC- Techniken veranschaulicht. Bei der

statischen „step & shoot“- Technik werden die einzelnen Segmente nacheinander

bestrahlt, während bei der dynamischen „sliding- window“- Technik die

Feldbegrenzung während der Bestrahlung fortlaufend variiert wird.

Abb. 2: Statische (a) und dynamische (b) MLC- Technik zur Photonenfluenzmodulation der

Bestrahlungsfelder bei der IMRT (Richter 1998).

Neben verbesserten Möglichkeiten im Bereich der erreichbaren Dosisverteilung

bringt die IMRT im Vergleich zu den herkömmlichen Bestrahlungstechniken aber

auch Nachteile mit sich. In der klinischen Praxis steigt der Aufwand für

Bestrahlungsplanung und Verifikation erheblich. Zudem führen die IMRT- Techniken

außerhalb des Bestrahlungsgebietes zu einer insgesamt höheren Dosisbelastung

des Patienten (s.u.). Nicht zuletzt aus diesen Gründen stellt die IMRT derzeit keine

Ablösung der konventionellen und konformalen Bestrahlungstechniken dar, sondern

vielmehr eine Ergänzung, die in speziellen Fällen eine verbesserte Tumorkontrolle

und / oder eine bessere Schonung gesunden Gewebes ermöglicht (DEGRO 2005).

In der Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie (im Folgenden kurz Klinik für

Strahlentherapie genannt) des Universitätsklinikums Jena (UKJ) wird die IMRT

routinemäßig seit 2001 zunächst mit Kompensatortechnik und seit 2005 mit

statischer MLC- Technik durchgeführt. Insgesamt wurden hier bisher 249 Patienten

mit IMRT behandelt. Den Hauptanteil der behandelten Tumoren bilden dabei Kopf-

Hals- Tumoren und Prostatatumoren. 8


9

1.3. Periphere Dosis

Der Begriff periphere Dosis (PD) ist im Zusammenhang mit der Strahlentherapie

definiert als die Dosisbelastung des Patienten außerhalb der therapeutischen

Bestrahlungsfelder (Fraass und van de Geijn 1983). Diese eigentlich unerwünschte

Dosisbelastung gesunden Gewebes lässt sich in der Strahlentherapie praktisch nicht

vermeiden.

Die Ursachen der peripheren Dosisbelastung liegen einerseits außerhalb und

andererseits innerhalb des Körpers des Patienten. Durch den Strahlerkopf des

Linearbeschleunigers tritt trotz Abschirmung immer ein kleiner Anteil von Strahlung

als so genannte Leckstrahlung nach allen Richtungen aus. Zudem wird an

verschiedenen Bauteilen, wie z. B. Primär- und Sekundärblenden aber auch an

Kompensatoren, welche sich im Strahlengang befinden, eine so genannte äußere

Streustrahlung erzeugt. Diese äußeren Ursachen sind vom Material und der

Bauweise des Linearbeschleunigers abhängig. Außerdem trägt noch die so genannte

Patientenstreuung (bzw. auch Phantomstreuung bei Messungen mit Phantom) zur

peripheren Dosis bei. Sie entsteht dadurch, dass im bestrahlten Gewebe ein

gewisser Strahlungsanteil nach lateral gestreut wird und so auch benachbartes

Gewebe erreicht, das sich eigentlich außerhalb jeglicher Bestrahlungsfelder befindet.

Die Patientenstreuung ist abhängig von der Energie der verwendeten Strahlung und

der Anzahl, Größe und Intensität der Bestrahlungsfelder.

Wie oben schon angedeutet, führt die IMRT im Vergleich zur 3D- CRT zu einer

höheren peripheren Dosisbelastung des Patienten. Sowohl die Verwendung einer

größeren Anzahl von kleineren Feldern bei den MLC- Techniken als auch die

Absorption eines Teils der Strahlung bei Verwendung von Kompensatoren führen bei

der IMRT zu einer größeren Anzahl von benötigten Monitoreinheiten (MU). Das

bedeutet praktisch, der Linearbeschleuniger muss für eine längere Zeit angeschaltet

bleiben, wodurch sich die periphere Dosis erhöht, da Leckstrahlung und äußere

Streustrahlung länger einwirken. Bisherige Abschätzungen des mit der peripheren

Dosis verbundenen Risikos für strahlungsinduzierte Zweittumoren (s.u.) mehrerer

Autoren ergaben weitgehend übereinstimmend eine wahrscheinliche Erhöhung der

peripheren Dosis für IMRT- Methoden im Vergleich zur 3D- CRT bis auf etwa das

doppelte (Followill et al. 1997, Kry et al. 2005, Hall und Wuu 2003, Hall 2006).


10

Dosimetrische Untersuchungen mit verschiedenen IMRT- Technologien und

vereinfachten Zielgebieten in der Abteilung für medizinische Physik der Klinik für

Strahlentherapie des UKJ bestätigten diesen Trend ebenfalls (Metzger 2007).

1.4. Strahlungsinduzierte Malignome

Eine Nebenwirkung von ionisierender Strahlung ist aufgrund ihrer Mutagenität die

Induktion von Tumoren. Dabei ist die kanzerogene Wirkung jedoch relativ schwach

ausgeprägt im Vergleich zur starken zytotoxischen Wirkung (Dörr et al. 2000).

Die Zeitdauer zwischen Strahlenexposition und Tumorentstehung liegt im Bereich

von vielen Jahren. Der Grund hierfür ist, dass die Kanzerogenese im Allgemeinen ein

sehr komplexer Vorgang ist und eine Zelle dabei zahlreiche Zellzyklen durchlaufen

muss. So liegt etwa das Maximum der Inzidenz von Leukämien nach

Strahlungsexposition im Bereich von etwa 10 Jahren, während solide Tumoren auch

nach bis zu 30 Jahren noch auftreten können. (Dörr et al. 2000).

Die Tumorinduktion ist eine statistische Nebenwirkung, das heißt von der Höhe der

erhaltenen Dosis ist die Wahrscheinlichkeit der Tumorentstehung, nicht aber der

Schweregrad des induzierten Tumors abhängig. Aus zellbiologischer Sicht steigt mit

steigender Dosis auch die Wahrscheinlichkeit, kanzerogene Transformationen zu

induzieren, bis diese bei höheren Dosen schließlich aufgrund der zytotoxischen

Strahlungswirkung wieder abnimmt, da dann die zunächst transformierten Zellen

abgetötet werden (Gray 1965). Ein Großteil des Wissens über strahlungsinduzierte

Malignome beim Menschen kommt von den Daten der Überlebenden von

Atombombenexplosionen, von Strahlungsunfällen und von medizinisch exponierten

Personen. Aus diesen Daten kann eine Dosis- Wirkungs- Beziehung für die

Tumorinduktion abgeschätzt werden, wie sie in Abbildung 3 dargestellt ist. Die

meisten Daten existieren von den Atombombenüberlebenden für einen Dosisbereich

von etwa 0,1 bis 2,5 Sievert, in dem annähernd eine lineare Dosis- Wirkungs-

Beziehung angenommen werden kann (Pierce und Preston 2000, Chomentowski

et al. 2000). Für niedrigere und höhere Dosen herrscht aufgrund der Datenlage mehr

Unsicherheit. Bezüglich einer Fraktionierung der Dosis oder der Art der Strahlung

verhält sich die relative biologische Wirksamkeit für die Induktion von Tumoren in

etwa gleichsinnig zur zytotoxischen Wirkung (Dörr et al. 2000).


Abb. 3: Illustration der geschätzten Dosis- Wirkungs- Beziehung für die strahlungsinduzierte

Karzinogenese (Hall 2006).

Das Risiko für strahlungsinduzierte Malignome ist zudem abhängig vom exponierten

Gewebe, wie in Tabelle 1, angelehnt an den NCRP- Report 116, dargestellt ist.

Dabei muss beachtet werden, dass diese Schätzung zwar auf allen zu diesem

Zeitpunkt vorhandenen Daten basiert, aber dennoch viele Unsicherheiten beinhaltet,

wie etwa epidemiologische Unterschiede, Dosimetriefehler usw. (NCRP 1993).

Organ Lebenszeit- Risiko für die Entwicklung eines strahlungsinduzierten Malignoms in (% / Sv)

Blase 0,30

Knochenmark 0,50

Brust 0,20

Ösophagus 0,30

Kolon 0,85

Leber 0,15

Lunge 0,85

Ovarien 0,10

Haut 0,02

Magen 1,10

Tabelle 1: Geschätztes Lebenszeit- Risiko für die Entwicklung eines Malignoms nach

Strahlungsexposition in Abhängigkeit von der Dosis für verschiedene Organe (NCRP 1993).

11


12

1.5. Zweitmalignome in der Strahlentherapie

Eine genaue Abschätzung des Risikos für speziell durch die Strahlentherapie

verursachte Zweitmalignome ist im Allgemeinen recht schwierig, da meist gleichzeitig

noch weitere Risikofaktoren, wie z.B. genetische Disposition, hormonelle Faktoren

oder Chemotherapie eine Rolle spielen. Die besten Daten liegen hier in Form von

Studien für die Strahlentherapie des Cervixkarzinoms (Boice et al. 1988) und des

Prostatakarzinoms (Brenner et al. 2000) vor. Auch bei der Behandlung von Hodgkin-

Lymphomen wurden strahlungsinduzierte Zweitmalignome beobachtet (Nyandoto

et al. 1998). Dabei traten hauptsächlich Karzinome im Niedrigdosisbereich außerhalb

oder nahe des primär bestrahlten Gewebes auf. Zudem entstanden auch Sarkome,

allerdings vorwiegend im Hochdosisbereich (Hall 2006). In einer größeren Studie von

Dörr und Herrmann befand sich ein Großteil der Zweittumoren in einem mit ≤ 6 Gy

belastetem Gebiet in der Nähe des Randes der Primärfelder und trat durchschnittlich

16 Jahre nach der ersten Strahlentherapie auf (Dörr und Herrmann 2002).

Mit der Einführung neuer Bestrahlungstechniken wie der IMRT rückt das

Zweittumorrisiko wieder etwas mehr in den Blickpunkt. So erreichen durch eine

verbesserte Tumorkontrolle mehr Patienten Überlebenszeiten, bei denen das

Auftreten eines Zweittumors zunehmend wahrscheinlich wird. Zudem erhält speziell

bei der IMRT außerhalb der primären Bestrahlungsfelder ein größeres Volumen eine

niedrige Dosisbelastung als bei konventionellen Bestrahlungstechniken (s.o.).

Gerade in diesem Bereich entsteht aber ein großer Teil der Zweittumoren. Insgesamt

ist durch die IMRT wahrscheinlich mit einer erhöhten Inzidenz von Zweittumoren in

der Strahlentherapie zu rechnen (Hall 2006, Kry et al. 2005, Schneider et al. 2006).

Letztendlich ist für die strahlentherapeutischen Überlegungen jedoch immer eine

individuelle Risiko- Nutzen- Abwägung entscheidend. So sind beispielsweise die

Vorteile der IMRT im Kopf- Hals- Bereich bzgl. Tumorkontrolle oder Verringerung

akuter Nebenwirkungen erwiesen (Grégoire et al. 2007, Abbasi-Senger 2006) und

rechtfertigen ihren Einsatz bei entsprechender Indikation trotz potentiell erhöhten

Zweittumorrisikos.

Dissertation Alexander Voigt Ziele der Arbeit

13

2. Ziele der Arbeit

Die intensitätsmodulierte Strahlentherapie (IMRT) stellt eine relativ neue

Bestrahlungstechnik dar, die in der Klinik für Strahlentherapie des UKJ seit 2001

routinemäßig eingesetzt wird. Im Vergleich zu den konventionellen und konformalen

Bestrahlungstechniken kann mit der IMRT in vielen Fällen eine bessere

Tumorkontrolle und eine Verringerung der akuten Nebenwirkungen erreicht werden.

Dafür wird allerdings eine Erhöhung der peripheren Dosis in Kauf genommen, das

heißt, ein größeres Volumen gesunden Gewebes erhält eine geringe

Strahlungsbelastung, was schließlich ein erhöhtes Risiko für strahlungsinduzierte

Zweitmalignome bedeutet. Für die Auswahl der jeweils geeigneten IMRT- Technik

spielen in der klinischen Praxis im Universitätsklinikum der FSU Jena in erster Linie

die Realisierbarkeit der gewünschten Dosisverteilung im Zielgebiet und der

praktische Planungs- und Bestrahlungsaufwand eine Rolle. Die Höhe der peripheren

Dosis wird bisher, auch aufgrund fehlender Datenlage, kaum berücksichtigt.

Vorausgegangene Untersuchungen der Abteilung für medizinische Physik der Klinik

für Strahlentherapie des UKJ haben mit Messungen im Plexiglasphantom für

vereinfachte IMRT- Bestrahlungspläne bereits eine Abhängigkeit der Höhe der

peripheren Dosis von der IMRT- Bestrahlungstechnik gezeigt (Metzger 2007,

Schwahofer 2007).

Ziel dieser Arbeit ist es, unter möglichst praxisnahen Bedingungen zu untersuchen,

wie sich die verschiedenen IMRT- Bestrahlungstechniken auf die periphere Dosis

und somit auf das Zweittumorrisiko des Patienten auswirken. Es sollen alle in der

Klinik für Strahlentherapie des UKJ praktisch anwendbaren IMRT- Techniken mittels

Dosismessungen am Phantompatienten untersucht werden. Dabei wird als

Grundlage ein realistisches Zielvolumen mit typischer IMRT- Indikation aus dem

Bereich der Kopf- Hals- Tumoren verwendet, da diese Tumoren im UKJ den

Hauptanteil der IMRT- Anwendungen darstellen. In erster Linie wird auf eine

Quantifizierung der Unterschiede zwischen den verschiedenen Techniken abgezielt.

So soll die Bedeutung der peripheren Dosisbelastung für die Auswahl der IMRT-

Technik in der klinischen Praxis in Zukunft besser eingeordnet werden können.

Dissertation Alexander Voigt Methodik

3. Methodik

3.1. Phantom

Um die Dosisbelastung eines Patienten möglichst realistisch bestimmen zu können,

wurde für die dosimetrischen Messungen ein so genanntes anthropomorphes

Alderson- RANDO®- Phantom des Herstellers Phantom Laboratory Inc., Greenwich,

NY (ehemals Alderson Research Laboratories Inc., Stamford, CT) verwendet. Dieses

Phantom besteht aus einem menschlichen Skelett, welches in ein radiologisch

gewebeäquivalentes synthetisches Isocyanatgummi eingebettet ist (Shrimpton et al.

1981). Auch die Lungen bestehen aus einem Material, das sich radiologisch ähnlich

dem menschlichen Lungengewebe verhält. Die oberen Luftwege sind ausgespart.

Das hier verwendete Phantom repräsentiert einen 175 cm großen und 73,5 kg

schweren Mann, aus praktischen Gründen ohne Arme und Beine. Es ist in Scheiben

von 2,5 cm Dicke unterteilt, zwischen denen Filme zur Dosimetrie eingebracht

werden können. Wie in Abbildung 5 dargestellt, enthält jede Scheibe kleine

Bohrungen im Abstand von je 1,5 cm für die Aufnahme von zylindrischen

Thermolumineszenzdosimetern (TLD) (technisches Datenblatt zum RANDO®-

Phantom, www.phantomlab.com).

Abb. 4: Alderson RANDO®- Phantom mit Vakuummatratze.

Für eine stabile und reproduzierbare Lagerung des Phantoms wurde eine

Vakuummatratze individuell angepasst. Abbildung 4 zeigt das auf der Matratze

gelagerte Phantom.

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Abb. 5: Ein 2,5 cm dickes Segment des RANDO®- Phantoms mit den Bohrungen für TLDs.

3.2. Bestrahlungsgerät

Sämtliche Bestrahlungen wurden am Siemens ONCOR Linearbeschleuniger der

Klinik für Strahlentherapie des UKJ durchgeführt, an dem auch die meisten

routinemäßigen IMRT- Bestrahlungen vorgenommen werden. Dieser

Linearbeschleuniger kann hochenergetische Photonen mit den Beschleunigungs-

spannungen 6 MV und 15 MV erzeugen und enthält einen im Strahlerkopf

integrierten Multileaf- Kollimator (MLC). Kompensatoren können über einen Einschub

am Strahlerkopf in den Strahlengang eingebracht werden.

3.3. Bestrahlungsplanung

3.3.1. Planungssystem

Die Bestrahlungsplanung für die Experimente erfolgte in allen Schritten analog zur

klinischen Praxis der IMRT in der Klinik für Strahlentherapie des UKJ. Alle

Arbeitsschritte zur Bestrahlungsplanung wurden an einem COHERENCETM-

Onkologie- Arbeitsplatz von Siemens durchgeführt. Zur eigentlichen Berechnung des

IMRT- Bestrahlungsplanes wurde das in COHERENCETM integrierte Planungssystem

KonRad verwendet.

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3.3.2. Planungsvorbereitung

Zunächst wurde ein Planungs-CT des kompletten Phantoms in Bestrahlungslagerung

mit 5 mm Schichtdicke angefertigt. In Abbildung 6 sind davon zwei Schichtbilder und

die koronare Rekonstruktion beispielhaft dargestellt. Für die weitere

Planungsvorbereitung wurden dann in diesen Schichtbildern die Phantomaußenlinie

und die wichtigsten inneren Organe konturiert. Da das Weichteilgewebe im Phantom

durch ein homogenes Material repräsentiert wird, wurden dabei die Phantom- CT-

Schichtbilder, wie in Abbildung 7 zu sehen, mit CT-Schichtbildern eines reellen

Patienten ähnlicher Konstitution fusioniert. So konnte eine bezüglich Größe und Lage

realistische Darstellung der inneren Organe erreicht werden.

Abb. 6: Planungs- CT des Alderson- Phantoms: koronare Rekonstruktion und je ein

Schichtbild aus dem Kopf- und Thoraxbereich.

Abb. 7: Zwei Beispiele zur Fusionierung der Planungs- CT- Schichtbilder des Phantoms mit

entsprechenden CT- Schichtbildern eines realen Patienten ähnlicher Konstitution.

Im weiteren Verlauf der Bestrahlungsplanung erfolgten schließlich die Einzeichnung

des Zielgebietes und die Berechnung der verschiedenen IMRT- Bestrahlungspläne

(s.u.).

16


17

3.3.3. Zielgebiet

In der klinischen Praxis unterscheiden sich alle Zielgebiete voneinander, da sie für

jeden Patienten individuell festgelegt werden. An jedem einzelnen Zielgebiet den

Einfluss der IMRT- Bestrahlungstechnik ausführlich zu untersuchen, ist im Rahmen

dieser Arbeit daher kaum möglich. Da die Kopf- Hals- Tumoren derzeit den Großteil

der IMRT- Anwendungen in der Klinik für Strahlentherapie des UKJ repräsentieren,

wurde für die Untersuchungen ein typisches Zielgebiet aus diesem Bereich gewählt.

Es umfasst einen hypothetischen Oropharynxtumor mit beidseitigen für Kopf- Hals-

Tumoren typischen Lymphabflusswegen. Nach aktuellen Therapieempfehlungen sind

die Lymphknoten der Level II bis IV nach Robbins- Klassifikation sowie die

retropharyngealen Lymphknoten im Zielgebiet eingeschlossen (Grégoire et al. 2000).

Aufgrund der Form des Zielgebietes und anatomisch benachbarter Risikoorgane

ergibt sich eine typische IMRT- Indikation. Besonders gefährdete Risikoorgane sind

in erster Linie das Rückenmark und die Parotiden.

3.3.4. IMRT- Bestrahlungspläne

Ein typischer IMRT- Bestrahlungsplan für den Kopf- Hals- Bereich besteht aus

neun Feldern. Die Dosis im Zielgebiet soll etwa 66 Gy betragen. Mit diesen

Parametern wurde zunächst ein Standardplan erstellt, wie er in etwa auch

routinemäßig in der klinischen Praxis der Klinik für Strahlentherapie des UKJ für ein

entsprechendes Zielgebiet erstellt werden würde. Es wird dabei die statische MLC-

Technik verwendet mit einer nominellen Photonenenergie von 6 MeV und einer

mittleren Segmentanzahl von höchstens 7 Segmenten pro Feld. Dieser Standardplan

stellt einen Kompromiss zwischen gewünschter Dosisverteilung im Zielgebiet und

Planungs- bzw. Bestrahlungsaufwand dar. Von diesem Plan ausgehend wurde dann

die Bestrahlungstechnik wie im Folgenden dargestellt variiert.

Ein Plan wurde mit Kompensatortechnik erstellt. Die dabei verwendeten

Kompensatoren bestehen aus der Bleilegierung MCP96, die in computergestützt

gefräste Gussformen aus Polyurethan gegossen wird. MCP96 besteht aus 32% Blei,

52% Wismut und 16% Zinn (Metzger 2007). Im UKJ ist mit dem Planungssystem

KonRad derzeit nur die Berechnung von Kompensatorplänen mit einer nominellen

Photonenenergie von 6 MeV möglich.


18

Für die MLC- Technik wurde zum Einen die nominelle Photonenenergie zwischen

6 MeV und 15 MeV variiert. Des Weiteren wurden durch Variation verschiedener

Parameter im Berechnungsalgorithmus von KonRad (Intensitätslevel / Sequenzer

und Glättungsfilter / „smoothing profile“) aufwendigere MLC- Bestrahlungspläne

sowohl mit erhöhter Segmentanzahl als auch mit erhöhter Anzahl von

Monitoreinheiten erstellt. Eine vorherige genaue Festlegung von Segmentanzahl und

Anzahl der Monitoreinheiten ist bei der inversen Planung allerdings nicht möglich.

Für die Vergleichbarkeit wird für alle zu untersuchenden Bestrahlungspläne - wie am

UKJ auch für einen realistischen IMRT- Bestrahlungsplan des Kopf- Hals- Bereiches

- die Erfüllung der Dosiskriterien aus der RTOG- 0022- Studie (RTOG 2004)

gefordert. Dies sind vorrangig folgende:

- ≥ 99% des Zielgebietsvolumens erhalten ≥ 93% der Zieldosis

- ≤ 20% des Zielgebietsvolumens erhalten > 110% der Zieldosis

- ≤ 1% des Volumens außerhalb des Zielgebietes erhalten > 110% der

Zieldosis

Eine weitere zentrale Forderung an die Bestrahlungspläne ist eine Dosisbelastung

des wichtigsten Risikoorgans Rückenmark von weniger als 40 Gy.

3.4. Thermolumineszenzdosimetrie (TLD)

Die periphere Dosis wurde in den Messungen mittels Thermolumineszenzdosimetrie

bestimmt. Thermolumineszenzdosimeter (TLD) sind Halbleiterkristalle, die einen Teil

der Strahlungsenergie, der sie ausgesetzt sind, speichern. Werden sie später

erwärmt, so geben sie die gespeicherte Energie in Form von Licht wieder ab. Aus der

abgegebenen Lichtmenge lässt sich dann indirekt auf die zuvor absorbierte

Strahlungsdosis schließen. Dieses Phänomen ist etwa seit dem 17. Jahrhundert

bekannt und wird etwa seit den 1940er Jahren in größerem Umfang wissenschaftlich

und technisch genutzt (Horowitz 1984, McKeever 1985). Die technische Optimierung

der Dosimetriemethode für die Anwendung in der Strahlentherapie ist zu großen

Teilen H. Feist in München zu verdanken (Feist 1992).


19

Für diese Arbeit wurden die LiF- Thermolumineszenzdosimeter TDL- 600 und TLD-

700 des Herstellers Harshaw in Form von zylindrischen so genannten Rods

verwendet. Insgesamt standen je Typ bis zu 50 TLDs zur Verfügung. Mit ihrem

Durchmesser von etwa 1 mm und der Länge von etwa 6 mm können diese TLDs

genau in die dafür vorgesehenen Bohrungen des Alderson- Phantoms eingebracht

werden. Die wichtigsten Vor- und Nachteile dieser Dosimeter bezüglich der

Anwendung in der Strahlentherapie sind in Tabelle 2 aufgelistet. Im Vordergrund

stehen dabei die Möglichkeit der Dosimetrie im Phantom mit hoher Ortsauflösung bei

annähernd gewebeäquivalentem Detektormaterial und der große Dosismessbereich.

Zudem ist die Bestimmung von Photonen- und Neutronendosis möglich. In der

Abteilung medizinische Physik der Klinik für Strahlentherapie des UKJ wurde die

Eignung der Dosimetriemethode mit TLD- 600 und TLD- 700 für die hier gestellten

Anforderungen im Vorfeld dieser Arbeit bereits nachgewiesen und die Methode

speziell hierfür optimiert (Voigt 2005, Metzger 2007). Für ausführlichere

Informationen über die Dosimetriemethode sei hiermit darauf verweisen.

Dosimetrie mit TLD-600 und TLD-700:

Vorteile Nachteile

- hohe Ortsauflösung durch geringe

Detektorgröße

- bzgl. ionisierender Strahlung annähernd

gewebeäquivalentes Detektormaterial

- Messungen über einen großen Dosisbereich

von ca. 10-5 bis 10 Gy (Kohlrausch 1996)

möglich

- integrative Dosismessung

- separate Bestimmung von Photonen- und

Neutronendosis möglich

- keine absolute Dosimetrie, stets

Kalibrierung notwendig

- relativ aufwendige Handhabung

- zeitaufwendige Messung

- nur einmaliges Auslesen der Dosis

möglich

Tabelle 2: Die wichtigsten Vor- und Nachteile der Dosimetrie mit TLD- 600 und TLD- 700.

Ein Nachteil der Thermolumineszenzdosimetrie ist die vergleichsweise aufwendige

Handhabung und die zeitaufwendige Messung. Im Normalfall kann deswegen

höchstens eine Messung pro Tag stattfinden. Die zeitliche Abfolge einer TLD-

Messung ist schematisch in Abbildung 8 dargestellt. Die thermischen Behandlungen

der TLDs, also das Tempern und das Ausheizen, erfolgten mit einem TLD- Ofen Typ

1321 der Firma PTW Freiburg. Das Tempern dient dabei der Stabilisierung des TLD-


Signals und das Ausheizen ist zur Vorbereitung einer erneuten Bestrahlung

notwendig. Das Auslesen der TLDs erfolgte automatisiert durch den TLD- Reader

5500 der Firma Harshaw mit zugehöriger Software TLDSHELL zur weiteren

Auswertung der TLD- Signale (Voigt 2005).

Bestrahlung

Tempern (Erhitzen der TLD auf 100°C für 10 min)

Auslesen (Erhitzen bis 350°C, dabei Registrierung der Lichtemission)

Ausheizen (1 h bei 400°C, anschließend 2 h bei 100°C)

Abb. 8: Schematische Darstellung der zeitlichen Abfolge einer TL-Dosimetriemessung.

Da die Thermolumineszenzdosimetrie keine absolute Dosimetriemethode ist, musste

eine Kalibrierung der TLDs gegenüber einer Referenzstrahlung bekannter Dosis

erfolgen. Als Referenzstrahlungsquelle wurde die Co60- Quelle des Telekobaltgerätes

(Hersteller: Philips) der Klinik für Strahlentherapie des UKJ verwendet. Die

Referenzdosis wurde dabei mit Ionisationskammern bestimmt. Zur Vorbereitung der

Messungen mussten sämtliche TLDs mehrfach kalibriert werden und bei den

Messungen selbst jeweils ein Teil der TLDs. (Voigt 2005, Metzger 2007)

3.5. Messungen

Das Phantom wurde unter gleichen Bedingungen mit jedem der erstellten IMRT-

Pläne mehrfach bestrahlt. Um die periphere Dosis mit möglichst geringem Fehler im

optimalen Dosismessbereich der TLDs zu bestimmen, wurde nur mit 1/5 der

Gesamtdosis der Bestrahlungspläne bestrahlt und die Ergebnisse später auf die

Gesamtdosis hochgerechnet. Für die Messungen standen jeweils 32 TLDs zur

20


21

Verfügung, da immer ein Teil der Dosimeter für die Kalibrierung gebraucht wurde. Es

wurde also die periphere Dosis innerhalb des Phantoms an 32 verschiedenen Orten

je Bestrahlung gemessen.

Wenn nicht anders bezeichnet, ist im Folgenden mit dem Begriff Dosis die Photonen-

Energiedosis gemeint. Zusätzlich wurden mit der verwendeten TLD- Methode auch

die bei höheren Photonenenergien entstehenden Neutronen detektiert. Ist die

Neutronendosis gemeint, so wird dies im Folgenden explizit so genannt. Die Angabe

der Neutronendosis erfolgt dabei aufgrund zur Kalibrierung fehlender

Neutronenquellen in Kobaltäquivalent. Das bedeutet, die detektierten Neutronen

führen zur gleichen Energieabsorption im Detektor wie es Co60- Strahlung der

genannten Dosis tun würde.

Für die Messungen wurden die TLDs jeweils in dafür vorgesehene Bohrungen in den

Phantomsegmenten eingebracht. Die Messpunkte wurden dabei zum einen in der

Mittellinie des Phantoms in bestimmten Abständen zwischen 0 und 40 cm vom

Feldrand und jeweils in ca. 1,5 cm Tiefe nahe der Phantomoberfläche und in ca.

8 cm Tiefe nahe der Phantommitte gewählt. Somit konnte eine Feldabstand- Dosis-

bzw. eine Tiefen- Dosis- Abhängigkeit untersucht werden. Zusätzlich wurde die

periphere Dosis in den im Planungs- CT bereits konturierten Risikoorganen, wie in

Tabelle 3 dargestellt, bestimmt.

Um bei den Ursachen der peripheren Dosis zwischen Phantomstreuung und

Ursachen außerhalb des Phantoms unterscheiden zu können, wurde jede Messung

zusätzlich nur mit einem Teil des Phantoms durchgeführt. Die Phantomsegmente,

welche im Zielgebiet liegen wurden dabei weggelassen, so dass der Effekt der

Phantomstreuung weitestgehend ausgeschaltet werden konnte. Auf diese Weise

wurden zum einen die gesamte periphere Dosis und zum anderen nur die periphere

Dosis gemessen, welche ihre Ursachen in der Leckstrahlung und der äußeren

Streustrahlung hat. Der durch Phantomstreuung verursachte periphere Dosisanteil

konnte dann durch Differenzbildung aus beiden Ergebnissen ermittelt werden.


22

Organ Anzahl der Messpunkte Durchschnittlicher

Abstand vom Feldrand in cm

Durchschnittliche Tiefe ab Phantomoberfläche

in cm

Augen 2 3 1,5

Lunge

6

6

6

3

10,5

18

5,5

5,5

5,5

Herz 4 18 7

Leber 2 28 5,5

Magen 2 28 7

Nieren 6 35,5 6

Kolon 5

5

38

43

4

4

Harnblase 3 55 7,5

Rektum 5 55 6,5

Tabelle 3: Anzahl und Lage der Messpunkte in den untersuchten Risikoorganen.

Dissertation Alexander Voigt Ergebnisse

23

4. Ergebnisse

4.1. Bestrahlungspläne

Es sind insgesamt sechs verschiedene IMRT- Bestrahlungspläne erstellt worden. Die

technischen Einzelheiten dieser Pläne sind in Tabelle 4 zusammengefasst. Dabei

sind jeweils die wichtigsten Veränderungen im Vergleich zum MLC- Standardplan fett

hervorgehoben. Die Anzahl der Monitoreinheiten und die Bestrahlungszeit beziehen

sich auf die Gesamtdosis von 66 Gy. Bei Plan 4 wurde die Anzahl der

Monitoreinheiten um den maximal möglichen Wert gesteigert. In Abbildung 9 ist die

berechnete Dosisverteilung des Standardplanes stellvertretend für alle

Bestrahlungspläne veranschaulicht. Das Zielgebiet ist dabei schwarz umrandet.

Jeweils am linken Bildrand befindet sich die Dosis- Farbskala.

Standardplan Plan 2 Plan 3 Plan 4 Plan 5 Plan 6

Anzahl der Felder 9

Zieldosis 66 Gy

IMRT- Methode MLC Komp. MLC MLC MLC MLC

Nominelle

Photonenenergie 6 MeV 6 MeV 15 MeV 6 MeV 6 MeV 6 MeV

Segmentanzahl 54 - 60 71 80 135

Anzahl der

Monitoreinheiten 16.650 14.150 19.450 23.085 16.590 16.750

Gesamte

Bestrahlungszeit 95 min 105 min 75 min 120 min 100 min 110 min

Zielvolumenanteil

mit > 93% Zieldosis 99,1 % 99,7 % 98,8 % 99,7 % 99,1 % 99,1 %

Zielvolumenanteil

mit > 110% Zieldosis 1,5 % 0,6 % 8 % < 0,5 % 0,6 % < 0,5 %

peripherer

Volumenanteil

mit > 110% Zieldosis

< 0,5 % < 0,5 % 1 % < 0,5 % < 0,5 % < 0,5 %

Tabelle 4: Technische Spezifikationen der erstellten IMRT- Bestrahlungspläne.


Abb. 9: Errechnete Dosisverteilung des MLC- Standardbestrahlungsplanes.

In den Abbildungen 10 bis 12 sind die Dosis- Volumen- Histogramme (DVH) der

einzelnen Bestrahlungspläne dargestellt. Sie zeigen die Dosisbelastung des

Zielvolumens (PTV: planning target volume) und der konturierten Organe.

24


Abb. 10: DVHs des MLC- Standardplanes (links) und von Plan 2 (Kompensator, rechts).

Abb. 11: DVHs von Plan 3 (15MV, links) und Plan 4 (erhöhte MU- Anzahl, rechts).

Abb. 12: DVHs der Pläne mit erhöhter Segmentanzahl (Plan 5: links, Plan 6: rechts).

25


4.2. MLC- Standardbestrahlungsplan

Für den MLC- Standardplan ist die periphere Dosis nahe der Phantomoberfläche in

Abhängigkeit vom Feldabstand in Abbildung 13 dargestellt. Gut zu erkennen ist in

dieser Darstellung der hohe Dosisgradient am Feldrand. Die Dosis sinkt dort sehr

schnell auf unter 4 Gy ab und verläuft dann ab etwa 5 cm Abstand sehr flach. Aus

Gründen der besseren Darstellbarkeit ist deswegen in allen folgenden Abbildungen

ein entsprechend kleinerer Dosisbereich gewählt worden.

Abb. 13: Periphere Dosis in Abhängigkeit vom Feldabstand für den MLC- Standardplan.

26

Um den Einfluss der Tiefe der Messpunkte zu verdeutlichen, sind in Abbildung 14 die

Dosis- Feldabstand- Kurven für die Messungen in 1,5 cm und in 8 cm Tiefe

gemeinsam dargestellt. Beide Kurven zeigen nur im Bereich zwischen etwa 5 bis

15 cm Feldabstand eine geringe Abweichung voneinander und verlaufen ansonsten

annähernd gleich. Das gleiche Verhalten ist auch bei allen anderen untersuchten

Bestrahlungsplänen zu finden gewesen. Aufgrund der insgesamt sehr geringen

Abhängigkeit von den beiden hier untersuchten Messpunkttiefen werden bei den

vergleichenden Untersuchungen der folgenden Abschnitte nur die Ergebnisse mit

1,5 cm Messpunkttiefe explizit dargestellt. Die Ergebnisse mit 8 cm Messpunkttiefe

sind prinzipiell gleich und werden aus Gründen der Übersichtlichkeit nicht zusätzlich

dargestellt.


Abb. 14: Periphere Dosis in Abhängigkeit vom Feldabstand für Messpunkte in

verschiedenen Tiefen beim MLC- Standardplan.

Abb. 15: Vergleich der Ursachen der peripheren Dosis für den MLC- Standardplan mit

Messpunkten in verschiedenen Tiefen.

27


In Abbildung 15 ist die periphere Dosis für beide untersuchten Messpunkttiefen

entsprechend ihrer Ursachen innerhalb und außerhalb des Phantoms getrennt

dargestellt. Hier zeigt sich, dass der geringe Unterschied zwischen beiden

Messpunkttiefen hauptsächlich bei der durch die Phantomstreuung verursachten

peripheren Dosis zu finden ist. Die durch Ursachen außerhalb des Phantoms, wie

Leckstrahlung des Strahlerkopfes und äußere Streustrahlung, verursachte periphere

Dosis ist insgesamt höher als die durch Phantomstreuung verursachte.

4.3. Vergleich zwischen MLC- und Kompensatortechnik

Die periphere Dosisbelastung bei Verwendung der Kompensatortechnik ist im

Vergleich zur MLC- Technik mit dem Standardbestrahlungsplan in Abbildung 16

dargestellt. Im gesamten gemessenen Abstandsbereich, vor allem aber im Bereich

zwischen etwa 5 und 25 cm, besteht eine höhere periphere Dosisbelastung bei der

Kompensatortechnik. Zudem ist hier der Abfall der Kurve flacher als bei der MLC-

Technik.

Abb. 16: Vergleich der peripheren Dosis bei MLC- Technik und bei Kompensatortechnik.

28


Abbildung 17 zeigt den Vergleich der beiden Techniken bezüglich der Ursachen der

peripheren Dosis. Der Unterschied in der peripheren Dosis hat demnach seine

Ursachen hauptsächlich außerhalb des Phantoms. Der Anteil der Phantomstreuung

hingegen ist bei beiden Techniken in etwa gleich groß.

Abb. 17: Vergleich der Ursachen der peripheren Dosis bei MLC- Technik und bei

Kompensatortechnik.

4.4. Einfluss der Photonenenergie

Der Einfluss der nominellen Photonenenergie auf die periphere Dosis ist in

Abbildung 18 dargestellt. Dort wird der 6 MeV MLC- Standardplan mit dem MLC-

Plan bei 15 MeV verglichen. Beide Kurven unterscheiden sich kaum voneinander.

Zusätzlich wurden jedoch bei 15 MeV nomineller Photonenenergie Neutronen

detektiert, die hier in Kobaltäquivalentdosis angegeben sind.

29


Abb. 18: Vergleich der peripheren Dosis bei MLC- Technik mit 6 MeV und mit 15 MeV

nomineller Photonenenergie.

Abb. 19: Vergleich der Ursachen der peripheren Dosis bei MLC- Technik mit 6 MeV und mit

15 MeV nomineller Photonenenergie.

30


Werden die Ursachen der peripheren Dosis im Vergleich der MLC- Techniken mit

6 MeV und mit 15 MeV betrachtet, wie in Abbildung 19 dargestellt, so zeigt sich bei

15 MeV eine niedrigere periphere Dosis durch Phantomstreuung, aber eine höhere

durch äußere Ursachen. Beide Unterschiede heben sich hier insgesamt auf.

In Abbildung 20 werden schließlich die Ursachen der gemessenen

Neutronenbelastung dargestellt. Hier kommen nahezu alle Neutronen von außerhalb

des Phantoms, nur in großer Feldnähe konnten Neutronen aus dem Phantom

detektiert werden.

Abb. 20: Die Ursachen der peripheren Neutronendosis bei der MLC- Technik mit 15 MeV

nomineller Photonenenergie.

4.5. Einfluss der Segmentanzahl

Um den Einfluss der Segmentanzahl auf die periphere Dosis zu untersuchen, wurden

neben dem Standardplan zwei weitere Bestrahlungspläne mit jeweils unterschiedlich

hoher Segmentanzahl und ansonsten gleichen Parametern verwendet. Die

Messergebnisse für diese drei Pläne sind in Abbildung 21 zusammengefasst. Die

31


Kurve des Standardplanes mit 54 Segmenten unterscheidet sich praktisch nicht von

der Kurve des Planes mit 80 Segmenten. Die Werte des Planes mit 135 Segmenten

weichen lediglich im Bereich zwischen 5 und 15 cm Abstand minimal von den

anderen beiden Kurven ab.

Abb. 21: Vergleich der peripheren Dosis bei MLC- Techniken mit jeweils unterschiedlicher

Segmentanzahl.

Der Vergleich der Ursachen der peripheren Dosis bei diesen drei

Bestrahlungsplänen in Abbildung 22 zeigt lediglich bei der Phantomstreuung kleine

Unterschiede. Diese treten vor allem in Feldnähe auf. Die durch äußere Streuung

und Leckstrahlung verursachte periphere Dosis ist bei allen Segmentanzahlen

annähernd gleich.

32


Abb. 22: Vergleich der Ursachen der peripheren Dosis bei MLC- Techniken mit jeweils

unterschiedlicher Segmentanzahl.

4.6. Einfluss der Anzahl der Monitoreinheiten

Um den Einfluss der Anzahl der Monitoreinheiten zu veranschaulichen, werden in

Abbildung 23 die Dosis- Feldabstand- Kurven von Plan 5 und Plan 4, welche sich

hauptsächlich in der Anzahl der Monitoreinheiten unterscheiden, miteinander

verglichen. Zum Vergleich wurde hier zunächst nicht der MLC- Standardplan

herangezogen, da dieser sich auch in der Segmentanzahl etwas deutlicher von

Plan 4 unterscheidet. Es ist in der Abbildung nur eine leicht erhöhte periphere Dosis

bei dem Plan mit erhöhter Anzahl von Monitoreinheiten zu erkennen, am deutlichsten

zwischen etwa 5 und 20 cm Feldabstand.

Der Vergleich der Ursachen der peripheren Dosis in Abbildung 24 zeigt, dass der

Unterschied nur bei den äußeren Ursachen besteht. Die Phantomstreuung ist

unabhängig von der Anzahl der Monitoreinheiten gleich groß.

33


Abb. 23: Vergleich der peripheren Dosis bei MLC- Techniken mit jeweils unterschiedlicher

Anzahl von Monitoreinheiten.

Abb. 24: Vergleich der Ursachen der peripheren Dosis bei MLC- Techniken mit jeweils

unterschiedlicher Anzahl von Monitoreinheiten.

34

Dissertation Alexander Voigt Diskussion

35

5. Diskussion

5.1. Bestrahlungspläne

Alle erstellten Bestrahlungspläne erfüllen die gestellten Anforderungen an die

Dosisverteilung. Sie würden also diesbezüglich in der klinischen Praxis in der Klink

für Strahlentherapie des UKJ zugelassen werden.

Am besten wird das Zielgebiet dabei mit der Kompensatortechnik und mit dem MLC-

Bestrahlungsplan mit erhöhter Anzahl von Monitoreinheiten erfasst. Hier erhalten

jeweils mehr als 99,7% des Zielvolumens mehr als 93% der Zieldosis. Gleichzeitig ist

mit ca. 0,5% der Volumenanteil des Zielgebietes mit einer Überdosierung von mehr

als 110% der Zieldosis vergleichsweise gering. Dies liegt daran, dass mit diesen

beiden Techniken wohl die beste Photonenfluenzmodulation der Felder möglich ist.

Mit dem Kompensator lässt sich die Fluenz praktisch stufenlos modulieren. Bei der

MLC- Technik erlaubt eine höhere Anzahl von Monitoreinheiten die Einteilung in

kleinere Subfelder, wodurch ebenfalls eine feinere Fluenzmodulation erreichbar ist.

Am schlechtesten wird das Zielgebiet mit dem MLC- Bestrahlungsplan mit 15 MeV

nomineller Photonenenergie erfasst. Hier werden die Anforderungen nur ganz knapp

erfüllt und es liegt mit 8% ein vergleichsweise hoher Überdosierungsanteil im

Zielgebiet vor. Im untersuchten Fall ist also der Plan mit 15 MeV den Plänen mit

6 MeV Photonenenergie bezüglich der Dosisverteilung unterlegen. Dies liegt

wahrscheinlich daran, dass ein hoher Volumenanteil des Zielgebietes nahe der

Phantomoberfläche liegt, bei höherer Photonenenergie das Dosismaximum durch

Aufbaueffekte aber in einer größeren Tiefe liegt als bei niedrigerer Photonenenergie.

Deswegen wird im Kopf- Hals- Bereich im Allgemeinen auch mit niedrigeren

nominellen Photonenenergien bestrahlt. Die Untersuchung mit 15 MeV hat in diesem

speziellen Fall also mehr wissenschaftlichen Charakter als klinischen Bezug.

Eine möglichst kurze Bestrahlungszeit ist ein wichtiger Faktor für die klinische Praxis.

Es wurde jeweils die gesamte Bestrahlungszeit aufgrund der durchgeführten

Bestrahlungen mit 1/5 der Gesamtdosis abgeschätzt. Hier hat neben dem 15 MeV-

MLC- Bestrahlungsplan mit ca. 75 min der MLC- Standardplan mit insgesamt ca.

95 min den geringsten Wert. Die höchste Bestrahlungszeit hat mit ca. 120 min der


36

MLC- Plan mit erhöhter Anzahl von Monitoreinheiten. Dies begründet sich darin,

dass hier der Linearbeschleuniger während der Bestrahlung länger angeschaltet sein

muss. Die anderen Pläne haben Bestrahlungszeiten zwischen 100 und 110 min und

liegen damit ebenfalls über dem MLC- Standardplan. Durch eine erhöhte

Segmentanzahl steigt die gesamte Bestrahlungszeit, da jeweils eine gewisse Zeit zur

Einstellung eines jeden Segmentes notwendig ist. Bei der Kompensatortechnik

schließlich wird mehr Zeit benötigt, um die Kompensatoren für jedes Feld einzeln

manuell zu installieren.

Zusammenfassend ist zu konstatieren, dass der MLC- Standardplan für die klinische

Praxis den besten Kompromiss zwischen kurzer Bestrahlungszeit und guter

Dosisverteilung bietet. Eine bessere Zielgebietserfassung gelingt mit der

Kompensatortechnik oder mit einer erhöhten Anzahl von Monitoreinheiten bei der

MLC- Technik, beides aber auf Kosten längerer Bestrahlungszeiten bzw. größeren

technischen Aufwandes. Durch eine Erhöhung der Segmentanzahl bei der MLC-

Technik lässt sich die Zielgebietserfassung hingegen nur in geringerem Ausmaße

verbessern, allerdings ebenfalls auf Kosten längerer Bestrahlungszeiten. Eine

Erhöhung der nominellen Photonenenergie verschlechtert im untersuchten Fall die

Dosisverteilung und käme daher in der Praxis nicht als Alternative in Frage.

5.2. MLC- Standardbestrahlungsplan

Die gemessene periphere Dosis liegt beim MLC- Standardplan zwischen etwa

0,05 Gy in 40 cm Abstand und 3,5 Gy in 2,5 cm Abstand vom Feldrand. Damit liegt

sie genau in dem Dosisbereich, in welchem nach Literaturangaben eine lineare

Dosis- Wirkungs- Beziehung bezüglich der Induktion von Zweittumoren zu erwarten

ist (vgl. Hall 2006). Deswegen soll im Folgenden bei der Betrachtung des

Zweittumorrisikos in Zusammenhang mit den gemessenen peripheren Dosiswerten

eine solche Abhängigkeit angenommen werden. Da die Grundlage für die

Abschätzungen in der Literatur hauptsächlich von den Daten der

Atombombenüberlebenden gebildet wird (vgl. Pierce und Preston 2000,

Chomentowski et al. 2000), besteht für die hier gemessenen Dosen diesbezüglich

sicherlich eine gewisse Unsicherheit aufgrund der unterschiedlichen

Dosisfraktionierung und Dosisleistung. Dennoch ist die vereinfachte Annahme einer

linearen Abhängigkeit im hier gemessenen Dosisbereich bei derzeitiger Datenlage


immer noch die bestmögliche Abschätzung einer Dosis- Wirkungs- Beziehung für die

Tumorinduktion durch ionisierende Strahlung.

Dass hier kaum ein Einfluss der Messpunkttiefe auf die periphere Dosis festgestellt

werden konnte, begründet sich am wahrscheinlichsten durch die untersuchten

Tiefen. Aus ähnlichen Messungen peripherer Dosisbelastungen in der Abteilung für

medizinische Physik der Klinik für Strahlentherapie des UKJ geht hervor, dass die

Dosis an der Oberfläche eines Phantoms recht rasch abgeschwächt wird, und dann

in der Tiefe nahezu ein Plateau bildet bzw. sogar wieder leicht ansteigen kann, wie in

Abbildung 25 gezeigt wird (Metzger 2007). Dies wird darauf zurückgeführt, dass die

in der Tiefe zunehmende Abschwächung der von außen kommenden Streustrahlung

durch die Phantomstreuung praktisch ausgeglichen wird. Bei der hier gewählten

Tiefe von 1,5 cm ab Phantomoberfläche befindet sich die Dosis offensichtlich schon

im Plateaubereich, so dass im Vergleich zu 8 cm Tiefe kaum ein Unterschied

gemessen werden konnte. Näher als 1,5 cm an der Oberfläche, wären höhere

periphere Dosiswerte als die hier gemessenen zu erwarten, die meisten

Risikoorgane für die Entwicklung eines strahlungsinduzierten Tumors liegen jedoch

im untersuchten Bereich.

0,000

0,500

1,000

1,500

2,000

2,500

3,000

0 20 40 60 80 100 120 140 160

Tiefe in mm

norm

iert

e K

obal

täqu

ival

entd

osis

in % MLC 6MV

MLC 15MV

Abb. 25: Abhängigkeit der peripheren Dosis von der Tiefe im Plexiglasphantom in ca. 18 cm

Entfernung vom Feldrand bei einem einfachen IMRT- Bestrahlungsplan mit MLC- Techniken

unterschiedlicher Photonenenergien (Metzger 2007)

37


Bei der Betrachtung der Ursachen der peripheren Dosis fällt zunächst auf, dass der

größere Anteil durch Ursachen außerhalb des Phantoms bedingt ist. In Abbildung 26

sind „äußere“ und “innere“ Ursachen relativ zueinander aufgetragen. Abhängig vom

Feldabstand ist der Dosisanteil der Leckstrahlung und der äußeren Streustrahlung

zwischen 2- und 10-mal so hoch wie der der Phantomstreuung. Dies hat praktische

Bedeutung, da die „äußeren“ Ursachen der peripheren Dosis im Gegensatz zu der

Phantom- / Patientenstreuung von der Bauweise des Linearbeschleunigers abhängig

und somit besser beeinflussbar sind. Dadurch sind die Ergebnisse dieser Arbeit aber

auch stärker abhängig vom verwendeten Linearbeschleuniger und somit schwerer

auf andere Geräte übertragbar. Der relative Anteil der durch Phantomstreuung

verursachten peripheren Dosis ist abhängig vom Feldabstand und von der Tiefe der

Messpunkte. Er ist geringer, je größer der Feldabstand ist, da die Streustrahlung im

Phantommaterial geschwächt wird und er ist größer je tiefer gemessen wird, da mit

zunehmender Tiefe im Primärstrahl auch mehr Streustrahlung erzeugt wird.

Abb. 26: Relativer Anteil der äußeren PD- Ursachen im Vergleich zur Phantomstreuung in

Abhängigkeit vom Feldabstand für verschiedene Messpunkttiefen.

38


39

5.3. Vergleich zwischen MLC- und Kompensatortechnik

Im hier untersuchten Fall führt die Verwendung der Kompensatortechnik im Vergleich

zur MLC- Technik zu einer höheren peripheren Dosisbelastung. Dieses Ergebnis

stimmt prinzipiell mit den Ergebnissen von Metzger (Metzger 2007) bei

vorangegangenen Messungen überein, wo am selben Linearbeschleuniger für

vereinfachte IMRT- Pläne bei Verwendung von Kompensatoren eine um den Faktor

1,1 bis 1,5 höhere periphere Photonendosisbelastung gemessen werden konnte.

Jedoch beträgt der Faktor bei dem hier untersuchten Bestrahlungsplan etwa 2,1 bis

2,8.

Der Grund für die erhöhte periphere Dosisbelastung ist offensichtlich die erhöhte

äußere Streustrahlung, die durch das zusätzlich in den Strahlengang gebrachte

Kompensatormaterial entsteht. Die Leckstrahlung des Strahlerkopfes wirkt sich

hingegen beim Kompensatorplan geringer aus, da dieser nur etwa 85% der

Monitoreinheiten des MLC- Standardplanes benötigt und demzufolge eine kürzere

reine Bestrahlungszeit hat. Dieser Effekt ist aber offenbar wesentlich geringer, als die

erhöhte Streustrahlung. Die äußere Streustrahlung als Ursache der erhöhten

peripheren Dosis kann auch den hier im Vergleich zu den Messungen von Metzger

deutlich größeren Faktor der Dosiserhöhung erklären. Da die hier untersuchten

Bestrahlungspläne wesentlich komplexer sind als die von Metzger untersuchten

einfachen IMRT- Pläne, kann sich die Erhöhung der äußeren Streustrahlung bei den

längeren Bestrahlungszeiten und der größeren Feldanzahl relativ betrachtet auch

stärker auswirken.

Die durch Phantomstreuung verursachte periphere Dosis ist bei beiden Techniken

nahezu gleich. Nur sehr nahe am Feldrand konnte ein Unterschied gemessen

werden. Allerdings ist dort die Interpretation schwierig. Die Phantomstreuung hängt

vor allem in der Nähe der Felder prinzipiell von deren Größe und Form bzw. von der

Größe und Form der einzelnen Segmente ab. Bei komplexen IMRT- Plänen, wie den

hier untersuchten, mit hohen Segmentanzahlen sind diese Parameter aber sehr

variabel und bei der inversen Planung nicht vorgebbar, wodurch eine systematische

Untersuchung schwierig ist. Bei den Messungen im Rahmen dieser Arbeit konnte

insgesamt diesbezüglich auch kein eindeutiges Ergebnis erzielt werden. Zudem

wirken sich kleine Schwankungen bei der Phantompositionierung auf dem


40

Bestrahlungstisch umso stärker auf die gemessene Dosis aus, je näher am Feld

gemessen wird, so dass in Feldnähe die Unsicherheit der Ergebnisse am größten ist.

5.4. Einfluss der Photonenenergie

Es konnte bei den hier untersuchten Bestrahlungsplänen kein Einfluss der

nominellen Photonenenergie auf die periphere Photonendosis gemessen werden.

Dies weicht von den Ergebnissen der Messungen mit einfachen IMRT- Plänen

(Metzger 2007, Schwahofer 2007) insofern ab, dass dort generell für höhere

Photonenenergien niedrigere periphere Dosisbelastungen gemessen wurden. Eine

Erklärung für die Abweichung findet sich bei Betrachtung der Ursachen der

peripheren Dosis. Hier zeigt sich bei 15 MeV wie erwartet weniger Phantomstreuung.

Jedoch wird dies durch die höhere periphere Dosis von außerhalb des Phantoms

ausgeglichen. Diese kann zum Teil mit der leicht erhöhten Anzahl von

Monitoreinheiten bei dem Bestrahlungsplan mit 15 MeV erklärt werden. Allerdings ist

die Erhöhung der peripheren Dosis hier viel ausgeprägter, als bei der Untersuchung

mit einer noch höheren Anzahl von Monitoreinheiten bei 6 MeV (s.u.).

Wahrscheinlich wird die höhere Photonenenergie also am Strahlerkopf weniger gut

abgeschirmt und führt zu einer erhöhten Leckstrahlung.

Der wesentliche Unterschied ist die zusätzliche Neutronenbelastung bei 15 MeV

Photonenenergie. Die Energiegrenze für die Neutronenproduktion liegt etwa bei

8 MeV (Krieger und Petzold 1992). Dementsprechend konnten hier auch nur bei

15 MeV und nicht bei 6 MeV Neutronen nachgewiesen werden. Eine genaue Analyse

der erzeugten Neutronen und eine genaue Dosisangabe sind jedoch schwierig. Mit

der verwendeten Dosimetriemethode werden vor allem thermische, nicht aber

höherenergetische Neutronen nachgewiesen (Voigt 2005). Es ist also tatsächlich

sogar von einer höheren Neutronenbelastung als von der gemessenen auszugehen.

Aufgrund einer fehlenden Neutronenquelle zur Kalibrierung kann die Dosis auch nur

in Kobaltäquivalent angegeben werden. Dies erlaubt aber zumindest einen groben

Vergleich mit der Photonendosis bezüglich der biologischen Effekte.

Die gemessene Neutronendosis ist im Gegensatz zur Photonendosis über alle

Abstandsbereiche auf einem annähernd gleich hohen Niveau. Die Neutronen

kommen fast ausschließlich von außerhalb des Phantoms, da die im Phantom


41

erzeugten Neutronen offensichtlich nur eine geringe Reichweite im Phantommaterial

haben. Aufgrund der hohen biologischen Wirksamkeit der Neutronen kann bei den

gemessenen Werten von einer im Vergleich zur Photonendosis relevanten

Neutronenbelastung ausgegangen werden. Durch die geringe Abhängigkeit vom

Feldabstand ist hier die gemessene Neutronendosis bei Abständen von mehr als

15 cm sogar höher als die Photonendosis. Genauere Untersuchungen zur Wirkung

der peripheren Neutronenbelastung in der Strahlentherapie im Vergleich zur

Photonendosis sind in der Literatur bisher aber nicht zu finden.

5.5. Einfluss der Segmentanzahl

Die Anzahl der Segmente hatte bei den hier untersuchten Bestrahlungsplänen

praktisch keinen Einfluss auf die periphere Dosis. Äußere Streustrahlung und

Leckstrahlung waren unabhängig von der Segmentanzahl gleich groß, da die Anzahl

der Monitoreinheiten jeweils gleich war und auch jeweils kein zusätzliches Material

im Strahlengang vorhanden gewesen ist, an dem die Strahlung gestreut werden

könnte. Kleine Unterschiede konnten lediglich bei der Phantomstreuung und da vor

allem in Feldnähe gemessen werden. Diese verhielten sich jedoch nicht

systematisch, eine Erhöhung auf 80 Segmente brachte keinen Unterschied mit sich,

während eine weitere Erhöhung auf 135 Segmente in einer leicht erniedrigten

Phantomstreuung resultierte. Hier spielen wahrscheinlich die Form und die Größe

der einzelnen Segmente, aber auch der in Feldnähe größere Messfehler (s.o.) eine

Rolle.

5.6. Einfluss der Anzahl der Monitoreinheiten

Durch die Erhöhung der Anzahl der Monitoreinheiten um ca. 40% wurde die

periphere Dosis hier nur vergleichsweise gering um den relativen Faktor 1,1 bis 1,2

erhöht. Diese höhere periphere Dosis resultiert dabei wie erwartet fast ausschließlich

aus der Leckstrahlung. Diese erhöht sich, da der Linearbeschleuniger bei der

höheren Anzahl von Monitoreinheiten länger angeschaltet ist. Auf die

Phantomstreuung hat die Anzahl der Monitoreinheiten offenbar keinen Einfluss.


5.7. Zweittumorrisiko in Abhängigkeit von der Bestrahlungstechnik

Ziel der Arbeit war der Vergleich der IMRT- Bestrahlungstechniken bezüglich der

peripheren Dosisbelastung. Zu diesem Zweck ist die relative periphere Dosis der

untersuchten Bestrahlungspläne im Vergleich zum MLC- Standardplan in

Abbildung 27 auf Grundlage der Ergebnisse der Dosis- Abstands- Messungen und

unter Einbeziehung der Messpunkte in den Risikoorganen dargestellt. Werte größer

als 1 bedeuten dabei eine um den entsprechenden Faktor höhere und Werte kleiner

als 1 eine niedrigere periphere Dosis als beim MLC- Standardplan. Da im hier

untersuchten Bereich der peripheren Dosis eine lineare Beziehung zwischen der

Dosis und der Wahrscheinlichkeit der Tumorinduktion angenommen wird (s.o.),

entspricht die dargestellte relative periphere Dosis jeweils auch dem relativen Risiko

für strahlungsinduzierte Zweittumoren im Vergleich zum MLC- Standardplan.

Letzteres ist in Abbildung 28 noch einmal unter Berücksichtigung der Lage der

untersuchten Risikoorgane dargestellt. In Tabelle 5 sind entsprechend der

durchschnittlichen Messwerte in den untersuchten Risikoorganen die jeweiligen

relativen Risiken gegenüber dem MLC- Standardplan zusammengefasst.

Abb. 27: Relative periphere Dosis der untersuchten IMRT- Bestrahlungspläne im Vergleich

zum MLC- Standardplan in Abhängigkeit vom Feldabstand.

42


Abb. 28: Relatives Risiko für einen strahlungsinduzierten Zweittumor bei den untersuchten

Bestrahlungsplänen im Vergleich zum MLC- Standardplan in Abhängigkeit vom Feldabstand.

Relatives Zweittumorrisiko gegenüber MLC- Standardplan

Feldabstand

der

Messpunkte

in cm

Plan 2 mit

Komp.

Plan 3 mit

15 MeV

Plan 4 mit um

40% erhöhter

MU- Anzahl

Plan 5 mit um

48% erhöhter

Segmentanzahl

Plan 6 mit um

150% erhöhter

Segmentanzahl

3 1,22 1,32 1,20 1,22 1,09

10,5 2,44 0,95 1,11 1,04 1,04 Lunge

18 2,47 1,01 1,13 1,05 1,02

Magen 28 2,71 1,13 1,19 1,06 1,05

Leber 28 2,71 1,13 1,19 1,06 1,05

38 2,50 1,24 1,18 0,94 0,98 Kolon

43 2,21 1,36 1,21 0,96 0,98

Rektum 55 1,86 1,41 1,31 0,97 1,02

Harnblase 55 1,80 1,44 1,24 0,95 0,96

Tabelle 5: Durchschnittlich gemessenes Relatives Risiko für strahlungsinduzierte

Zweittumoren gegenüber dem MLC- Standardplan für die untersuchten Bestrahlungspläne

und Risikoorgane. 43


44

Der Standardbestrahlungsplan mit MLC- Technik verursacht von den untersuchten

Bestrahlungsplänen die geringste periphere Dosisbelastung und demzufolge im

Vergleich auch das geringste Risiko für einen strahlungsinduzierten Zweittumor.

Das mit Abstand größte relative Risiko besteht hier bei Verwendung der

Kompensatortechnik trotz geringerer Anzahl von Monitoreinheiten. Es ist abhängig

vom Abstand bis zu 2,8-mal höher als beim MLC- Standardplan. Das Maximum liegt

zwischen etwa 15 und 40 cm Feldabstand. Der Hauptgrund für diese Erhöhung liegt

in der zusätzlichen Streuung der Primärstrahlung am Kompensatormaterial. Eine

vom Feldabstand hingegen weitgehend unabhängige, geringere Erhöhung des

relativen Risikos um etwa den Faktor 1,2 verursachte die um 40% erhöhte Anzahl

von Monitoreinheiten bei der MLC- Technik. Hierfür ist im Wesentlichen das längere

Einwirken der Leckstrahlung verantwortlich. Sowohl die Kompensatorstreuung als

auch die Leckstrahlung sind primär von Material und Aufbau des Strahlerkopfes und

der sonst verwendeten Bauteile im Strahlengang abhängig. Eine Übertragung der

Ergebnisse auf andere Linearbeschleuniger ist deshalb schwierig. Unter den hier

untersuchten Bedingungen hat die Kompensatorstreuung offensichtlich einen

deutlich größeren Einfluss auf die periphere Dosis als die durch mehr

Monitoreinheiten erhöhte Leckstrahlung des Strahlerkopfes, welche in der Literatur

zumeist als Hauptgrund für die Erhöhung des Zweittumorrisikos bei der IMRT

angegeben wird (Hall und Wuu 2003, Kry et al. 2005).

Die Verwendung der höheren Photonenenergie von 15 MeV führte vor allem in

größerem Feldabstand ebenfalls zu einer bis zu 1,4-fach erhöhten peripheren Dosis.

Allerdings werden bei dieser Energie noch zusätzlich Neutronen produziert, die auch

detektiert wurden. Die Neutronenbelastung war dabei weitgehend unabhängig vom

Feldabstand. Da mit der Dosimetriemethode vorwiegend nur thermische Neutronen

erfasst werden und aufgrund fehlender Kalibriermöglichkeiten, sind genauere

Dosisangaben der Neutronen leider nicht möglich. Die Energieübertragung der

Neutronen auf das Phantommaterial ist jedoch von der Größenordnung der

gemessenen Photonendosis. Bei größeren Feldabständen ist sie sogar höher.

Aufgrund der hohen biologischen Wirksamkeit der Neutronen ist im Vergleich zur

Verwendung von 6 MeV nomineller Photonenenergie deshalb vor allem bei größeren


45

Feldabständen von einem wahrscheinlich deutlich erhöhten Risiko für

strahlungsinduzierte Tumoren auszugehen.

Die alleinige Erhöhung der Segmentanzahl bei der MLC- Technik hatte hier keinen

eindeutig messbaren Einfluss auf die periphere Dosis. Nur in unmittelbarer Nähe der

primären Bestrahlungsfelder wurde bei der 48- prozentigen Erhöhung eine leicht

erhöhte periphere Dosis gemessen, was sich bei der weiteren Erhöhung der

Segmentanzahl auf 150 Prozent allerdings nicht bestätigte. Die Ursache für diese

Unterschiede lag hier hauptsächlich in der Phantomstreuung, die vor allem von der

Größe aber auch von der Form der Segmente abhängig ist. Allerdings können bei

der inversen Planung die Größe und Form der Segmente nicht vorgegeben werden

und variieren praktisch bei jeder Planberechnung. Eine systematische Untersuchung

der Abhängigkeit von Segmentgröße und Segmentform ist deswegen auf diese

Weise nur schwer möglich.

Diese Ergebnisse stimmen prinzipiell mit den vorangegangenen ähnlichen

Untersuchungen der Abteilung für medizinische Physik der Klinik für Strahlentherapie

des UKJ an vereinfachten IMRT- Plänen (Metzger 2007, Schwahofer 2007) überein.

Allerdings ist bei den hier untersuchten komplexen Bestrahlungsplänen der

Unterschied der peripheren Dosis zwischen Kompensator- und MLC- Technik viel

größer und bei 15 MeV konnte keine geringere periphere Photonendosis gemessen

werden, als bei 6 MeV. Dies legt nahe, dass der relative Anteil der verschiedenen

Ursachen der peripheren Dosis zum Teil auch von der Komplexität der

Bestrahlungspläne, wie etwa der Feld- und Segmentanzahl, sowie der Form des

Zielgebietes abhängig ist und die Ergebnisse von Untersuchungen mit einfachen

IMRT- Plänen nicht ohne weiteres auf komplexere IMRT- Pläne übertragbar sind.

Um die Bedeutung des Risikos für strahlungsinduzierte Zweittumoren für die

Bestrahlungsplanung besser beurteilen zu können, ist neben der Untersuchung der

relativen Unterschiede zwischen den IMRT- Techniken auch die Betrachtung des

absoluten Risikowertes notwendig. In Tabelle 6 sind für den MLC- Standardplan die

in den Risikoorganen gemessenen durchschnittlichen Dosiswerte und das jeweils

daraus mittels der Werte aus Tabelle 1 (NCRP 1993) abgeschätzte Risiko für die

Entwicklung eines strahlungsinduzierten Zweittumors dargestellt. Die Risikowerte


46

sind allerdings nur als Schätzungen zu werten, da schon den Werten des NCRP-

Reports große Unsicherheiten bezüglich Epidemiologie, Dosimetriefehlern usw.

zugrunde liegen. Sie können aber die Größenordnung des Risikos wiedergeben.

Zum Vergleich ist zusätzlich das ungefähre Lebenszeitrisiko der

Allgemeinbevölkerung für die Entwicklung eines Tumors im entsprechenden Organ

nach Werten des Jahresberichtes für das Jahr 2000 des Gemeinsamen

Krebsregisters (GKR 2004) aufgeführt.

Risikoorgan Lunge Magen Leber Kolon Rektum Blase

Anzahl der

Messpunkte 6 6 6 4 4 5 5 5 3

Feldabstand der

Messpunkte in cm 3 10,5 18 28 28 38 43 55 55

Durchschnittliche Dosis

an den Messpunkten

in mGy

3.559 689 325 125 125 59 50 30 30

Messwertebereich

in % der

Durchschnittsdosis

75 15 13 4 4 3,3 10 13 13

Geschätztes Risiko für

strahlungsinduzierten

Tumor in %

(nach Tab. 1)

3,0 0,59 0,28 0,14 0,02 0,05 0,04 0,03 0,01

Lebenszeitrisiko für die

Entwicklung eines

Tumors in %

(nach GKR 2004)

6,19 2,31 0,92 3,47 2,25 2,4

Tabelle 6: Gemessene Dosiswerte in den untersuchten Risikoorganen bei Anwendung des

MLC- Standardplanes und daraus abgeschätztes Risiko für strahlungsinduzierte Tumoren.

Auffällig ist zunächst die starke Schwankung der in der Lunge gemessenen

Dosiswerte in der Nähe der Bestrahlungsfelder. Die Messpunkte waren in den

Risikoorganen in unterschiedlichen Abständen von der Phantommittellinie

positioniert, so dass sich die unregelmäßige Form des Zielgebietes vor allem in

kurzem Abstand auf die Messwerte auswirkte. Bei Abständen von mehr als 10 cm


47

hatte die Abweichung der Messpunkte von der Phantommittellinie kaum mehr einen

Einfluss auf die gemessenen Dosiswerte.

Das Risiko für die Entwicklung eines durch den MLC- Standardbestrahlungsplan

induzierten Zweittumors ist sehr stark vom Feldabstand abhängig und liegt

vorwiegend im Bereich unter 1 Prozent. Damit ist es zum Teil deutlich geringer, als

das Risiko der Allgemeinbevölkerung für die Entwicklung eines entsprechenden

Tumors. Dies deckt sich mit den Ergebnissen der großen Studien von Boice und

Brenner (Boice et al. 1988, Brenner et al. 2000), bei denen das bestehende

Zweittumorrisiko ebenfalls nur vergleichsweise leicht durch die Strahlentherapie

erhöht wurde. Der Feldabstand ist offensichtlich die wichtigste Einflussgröße für das

Zweittumorrisiko, da die periphere Dosis, von den Neutronen abgesehen, mit

wachsendem Abstand sinkt. Analog hierzu fand sich schon in der Studie von Dörr

und Herrmann (Dörr und Herrmann 2002) der Großteil der Zweittumoren in der Nähe

des Feldrandes.

Dissertation Alexander Voigt Schlussfolgerungen

48

6. Schlussfolgerungen

Obwohl die intensitätsmodulierte Strahlentherapie im Vergleich zur konformalen

Strahlentherapie zu einer erhöhten peripheren Dosisbelastung führt, ist das Risiko für

die Entwicklung eines strahlungsinduzierten Zweittumors dabei insgesamt

wahrscheinlich immer noch deutlich geringer als das entsprechende Tumorrisiko in

der Allgemeinbevölkerung. Deswegen kann das Zweittumorrisiko bei der Auswahl

der Bestrahlungstechnik etwa gegenüber der Dosisverteilung im Zielgebiet durchaus

als nachrangiges Kriterium betrachtet werden. Hier wurden die verschiedenen an der

Klinik für Strahlentherapie des UKJ anwendbaren IMRT- Techniken an einem

realistischen Zielgebiet aus dem Kopf- Hals- Bereich untersucht. Dabei konnten

Unterschiede bei der peripheren Dosis und entsprechend dem Zweittumorrisiko

gemessen werden.

Das geringste Risiko wurde bei der in der Klinik für Strahlentherapie des UKJ

routinemäßig angewandten statischen MLC- Technik mit einer nominellen

Photonenenergie von 6 MeV und mittlerer Anzahl von Monitoreinheiten und

Segmenten ermittelt. Diese Bestrahlungstechnik stellt also nicht nur einen guten

Kompromiss zwischen Dosisverteilung und technischem Bestrahlungs- und

Planungsaufwand dar, sondern ist auch bezüglich des Risikos für

strahlungsinduzierte Zweittumoren als vergleichsweise günstig zu bewerten.

Wenn es im Einzelfall notwendig sein sollte, so kann mittels der Kompensatortechnik

oder durch eine erhöhte Anzahl von Monitoreinheiten bei der statischen MLC-

Technik eine verbesserte Dosisverteilung im Zielgebiet erreicht werden. Beide

Techniken führen jedoch zu einer erhöhten peripheren Dosis und somit erhöhtem

Risiko für strahlungsinduzierte Zweittumoren. In dieser Hinsicht wäre aber die MLC-

Technik zu bevorzugen, da im untersuchten Fall durch die erhöhte Anzahl von

Monitoreinheiten das Risiko vergleichsweise gering um etwa den Faktor 1,2 erhöht,

bei der Kompensatortechnik hingegen mehr als verdoppelt wurde. Die Erhöhung der

peripheren Dosis hat dabei ihre Ursachen in der Leckstrahlung des Strahlerkopfes

bzw. in der erhöhten Streuung der Primärstrahlung am Kompensatormaterial. Beide

Effekte sind stark abhängig von Material und Aufbau des Linearbeschleunigers und

der zugehörigen Komponenten, so dass eine Übertragung der Ergebnisse auf

andere Bestrahlungsgeräte nur unter Vorbehalt möglich ist.

Dissertation Alexander Voigt Schlussfolgerungen

49

Die Verwendung von 15 MeV nomineller Photonenenergie führte zu einer

zusätzlichen Neutronenbelastung. Diese ist im untersuchten Fall im Vergleich zur

peripheren Photonendosis vor allem bei größeren Feldabständen deutlich relevant.

Bezüglich des Zweittumorrisikos ist aus diesem Grunde nach Möglichkeit die

Verwendung von Photonenenergien unter 8 MeV zu empfehlen, bei denen keine

zusätzlichen Neutronen produziert werden.

Die Auswirkungen der IMRT- Technik auf die periphere Dosis sind wahrscheinlich

auch bis zu einem gewissen Grade von der Komplexität der Bestrahlungspläne

abhängig, also beispielsweise von der Feld- bzw. Segmentanzahl oder von der Form

und Größe des Zielgebietes. Die Ergebnisse dieser Arbeit sind deswegen vorrangig

auf Fälle mit ähnlich komplexen Bestrahlungsplänen übertragbar. Um den Einfluss

von Größe und Form des Zielgebietes auf die periphere Dosis genauer zu

untersuchen, müssten beispielsweise zusätzliche Messungen mit einer Vielzahl von

verschiedenen Zielgebieten durchgeführt werden.

Dissertation Alexander Voigt Abbildungsverzeichnis

50

Abbildungsverzeichnis

Abb. 1: Vergleich der Prinzipien von 3D- CRT (a) und IMRT (b) (Richter 1998). .... 7

Abb. 2: Statische (a) und dynamische (b) MLC- Technik zur

Photonenfluenzmodulation der Bestrahlungsfelder bei der IMRT

(Richter 1998). ............................................................................................ 8

Abb. 3: Illustration der geschätzten Dosis- Wirkungs- Beziehung für die

strahlungsinduzierte Karzinogenese (Hall 2006). ..................................... 11

Abb. 4: Alderson RANDO®- Phantom mit Vakuummatratze.................................. 14

Abb. 5: Ein 2,5 cm dickes Segment des RANDO®- Phantoms mit den

Bohrungen für TLDs. ................................................................................ 15

Abb. 6: Planungs- CT des Alderson- Phantoms: koronare Rekonstruktion und

je ein Schichtbild aus dem Kopf- und Thoraxbereich................................ 16

Abb. 7: Zwei Beispiele zur Fusionierung der Planungs- CT- Schichtbilder des

Phantoms mit entsprechenden CT- Schichtbildern eines realen

Patienten ähnlicher Konstitution. .............................................................. 16

Abb. 8: Schematische Darstellung der zeitlichen Abfolge einer TL-

Dosimetriemessung. ................................................................................. 20

Abb. 9: Errechnete Dosisverteilung des MLC- Standardbestrahlungsplanes........ 24

Abb. 10: DVHs des MLC- Standardplanes (links) und von Plan 2 (Kompensator,

rechts)....................................................................................................... 25

Abb. 11: DVHs von Plan 3 (15MV, links) und Plan 4 (erhöhte MU- Anzahl,

rechts)....................................................................................................... 25

Abb. 12: DVHs der Pläne mit erhöhter Segmentanzahl (Plan 5: links, Plan 6:

rechts)....................................................................................................... 25

Abb. 13: Periphere Dosis in Abhängigkeit vom Feldabstand für den MLC-

Standardplan. .......................................................................................... 26

Abb. 14: Periphere Dosis in Abhängigkeit vom Feldabstand für Messpunkte in

verschiedenen Tiefen beim MLC- Standardplan....................................... 27

Abb. 15: Vergleich der Ursachen der peripheren Dosis für den MLC-

Standardplan mit Messpunkten in verschiedenen Tiefen. ....................... 27

Abb. 16: Vergleich der peripheren Dosis bei MLC- Technik und bei

Kompensatortechnik. ................................................................................ 28

Abb. 17: Vergleich der Ursachen der peripheren Dosis bei MLC- Technik und

bei Kompensatortechnik. .......................................................................... 29

Dissertation Alexander Voigt Abbildungsverzeichnis

51

Abb. 18: Vergleich der peripheren Dosis bei MLC- Technik mit 6 MeV und mit

15 MeV nomineller Photonenenergie........................................................ 30

Abb. 19: Vergleich der Ursachen der peripheren Dosis bei MLC- Technik mit

6 MeV und mit 15 MeV nomineller Photonenenergie................................ 30

Abb. 20: Die Ursachen der peripheren Neutronendosis bei der MLC- Technik

mit 15 MeV nomineller Photonenenergie.................................................. 31

Abb. 21: Vergleich der peripheren Dosis bei MLC- Techniken mit jeweils

unterschiedlicher Segmentanzahl............................................................. 32

Abb. 22: Vergleich der Ursachen der peripheren Dosis bei MLC- Techniken mit

jeweils unterschiedlicher Segmentanzahl. ................................................ 33

Abb. 23: Vergleich der peripheren Dosis bei MLC- Techniken mit jeweils

unterschiedlicher Anzahl von Monitoreinheiten. ....................................... 34

Abb. 24: Vergleich der Ursachen der peripheren Dosis bei MLC- Techniken mit

jeweils unterschiedlicher Anzahl von Monitoreinheiten............................. 34

Abb. 25: Abhängigkeit der peripheren Dosis von der Tiefe im Plexiglasphantom

in ca. 18 cm Entfernung vom Feldrand bei einem einfachen IMRT-

Bestrahlungsplan mit MLC- Techniken unterschiedlicher

Photonenenergien (Metzger 2007) ........................................................... 37

Abb. 26: Relativer Anteil der äußeren PD- Ursachen im Vergleich zur

Phantomstreuung in Abhängigkeit vom Feldabstand für verschiedene

Messpunkttiefen........................................................................................ 38

Abb. 27: Relative periphere Dosis der untersuchten IMRT- Bestrahlungspläne

im Vergleich zum MLC- Standardplan in Abhängigkeit vom

Feldabstand.............................................................................................. 42

Abb. 28: Relatives Risiko für einen strahlungsinduzierten Zweittumor bei den

untersuchten Bestrahlungsplänen im Vergleich zum MLC-

Standardplan in Abhängigkeit vom Feldabstand. .................................... 43

Dissertation Alexander Voigt Tabellenverzeichnis

52

Tabellenverzeichnis

Tabelle 1: Geschätztes Lebenszeit- Risiko für die Entwicklung eines Malignoms

nach Strahlungsexposition in Abhängigkeit von der Dosis für

verschiedene Organe (NCRP 1993). ..................................................... 11

Tabelle 2: Die wichtigsten Vor- und Nachteile der Dosimetrie mit TLD- 600 und

TLD- 700. ............................................................................................... 19

Tabelle 3: Anzahl und Lage der Messpunkte in den untersuchten

Risikoorganen. ....................................................................................... 22

Tabelle 4: Technische Spezifikationen der erstellten IMRT- Bestrahlungspläne. ... 23

Tabelle 5: Durchschnittlich gemessenes Relatives Risiko für

strahlungsinduzierte Zweittumoren gegenüber dem MLC-

Standardplan für die untersuchten Bestrahlungspläne und

Risikoorgane. ......................................................................................... 43

Tabelle 6: Gemessene Dosiswerte in den untersuchten Risikoorganen bei

Anwendung des MLC- Standardplanes und daraus abgeschätztes

Risiko für strahlungsinduzierte Tumoren................................................ 46

Dissertation Alexander Voigt Literatur- und Quellenverzeichnis

53

Literatur- und Quellenverzeichnis

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www.phantomlab.com. Technisches Datenblatt zum RANDO®-Phantom.

Dissertation Alexander Voigt Anhang

57

Anhang

Danksagung

Ich bedanke mich bei meinem Doktorvater Prof. Dr. med. T.G. Wendt, der diese

Arbeit ermöglicht hat und mir stets mit gutem Rat zur Seite stand.

Mein besonderer Dank gilt Dr. Ing. T. Wiezorek, der mich bei allen physikalisch-

technischen Aspekten der Arbeit unterstützt hat und mit dem ich viele fruchtbare

Diskussionen geführt habe.

Schließlich bedanke ich mich bei allen Mitarbeitern der Klinik für Strahlentherapie

und Radioonkologie des Universitätsklinikums Jena, die mich bei der Erstellung

dieser Arbeit in irgend einer Weise unterstützt haben, im Speziellen Dr. H. Salz aus

der Abteilung für medizinische Physik und dem MTRA- Team.

Nicht zuletzt danke ich ganz herzlich meiner kleinen Familie. Annika, die mir im

Privaten oft den Rücken frei gehalten und sich besonders beim Korrekturlesen

hervorgetan hat. Und meinem kleinen Sohn Johannes, der fast immer so lieb war,

dass sein Papa gut arbeiten konnte.


58

Lebenslauf

Persönliche Daten Name:

Geburtsdatum:

Geburtsort:

Familienstand:

Alexander Voigt

20.05.1979

Mühlhausen (Thür.)

Ledig, 1 Kind

Abitur 07/ 1997

Carl Zeiss Gymnasium, Jena

Abschluss: Abitur mit der Gesamtnote sehr gut (1,0)

Wehrdienst 11/ 1997 – 08/ 1998

Grundwehrdienst

Studium 10/ 1998 – 08/ 2005

Studium der Physik an der FSU- Jena

Abschluss: Diplom mit der Gesamtnote sehr gut (1,5)

Thema der Diplomarbeit:

Entwicklung eines Thermolumineszenzdosimetrie-

verfahrens für Photonen und Neutronen zur Anwendung im

Niedrigdosisbereich außerhalb der primären

Bestrahlungsfelder in der klinischen Strahlentherapie

10/ 2001 – 11/ 2007

Studium der Humanmedizin an der FSU- Jena

Abschluss: Staatsexamen mit der Gesamtnote gut (2,5)

Berufliche Erfahrung seit 01/2008

Assistenzarzt in der Klinik für Strahlentherapie und

Radioonkologie, Universitätsklinikum Jena

Jena,

Alexander Voigt


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Ehrenwörtliche Erklärung

Hiermit erkläre ich, dass mir die Promotionsordnung der Medizinischen Fakultät der

Friedrich-Schiller-Universität bekannt ist,

ich die Dissertation selbst angefertigt habe und alle von mir benutzten Hilfsmittel,

persönlichen Mitteilungen und Quellen in meiner Arbeit angegeben sind,

mich folgende Personen bei der Auswahl und Auswertung des Materials sowie bei

der Herstellung des Manuskripts unterstützt haben:

Prof. Dr. med. T.G. Wendt, Dr. Ing. T. Wiezorek

die Hilfe eines Promotionsberaters nicht in Anspruch genommen wurde und dass

Dritte weder unmittelbar noch mittelbar geldwerte Leistungen von mir für Arbeiten

erhalten haben, die im Zusammenhang mit dem Inhalt der vorgelegten Dissertation

stehen,

dass ich die Dissertation noch nicht als Prüfungsarbeit für eine staatliche oder

andere wissenschaftliche Prüfung eingereicht habe und

dass ich die gleiche, eine in wesentlichen Teilen ähnliche oder eine andere

Abhandlung nicht bei einer anderen Hochschule als Dissertation eingereicht habe.

Jena,

Alexander Voigt

Dissertation Zur Erlangung des akademischen …...doctor medicinae (Dr. med.) vorgelegt dem Rat der...

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