Beschleuniger in der Medizin

WE–HERAEUS–FERIENKURS FÜR PHYSIK
Dresden, 16. - 27. September 2002
Beschleuniger in der Medizin
Wolfgang Enghardt
Forschungszentrum Rossendorf e.V., Dresden
Institut für Kern- und Hadronenphysik
1. Beschleuniger für die Strahlentherapie
•
•
Therapie mit Photonen und Elektronen
Therapie mit schweren geladenen Teilchen
2. Beschleuniger zur Radionuklid-Erzeugung für Diagnostik und
Therapie
3. Beschleuniger für die Produktbestrahlung
(Sterilisieren medizinischer Einweg-Artikel)
Literatur
Strahlentherapie, Beschleuniger, PET (Physik, Gerätetechnik, Medizin)
• H. Krieger: Strahlenphysik, Dosimetrie und Strahlenschutz, Band 1 Grundlagen; B.G. Teubner 1998
• H. Krieger: Strahlenphysik, Dosimetrie und Strahlenschutz, Band 2 Strahlungsquellen, Detektoren und
klinische Dosimetrie; B.G. Teubner 2001
• C.J. Karzmark: Advances in linear accelerator design for radiotherapy; Med. Phys. 11 (1984) 105
• J. Richter, M. Flentje (Hrsg.): Strahlenphysik für die Radioonkologie; G. Thieme 1998
• E. Scherer, H. Sack: Strahlentherapie; G. Thieme 1989
• W.H. Scharf: Biomedical particle accelerators; AIP Press 1994
• L.A. Antonuk: Electronic portal imaging devices ...; Phys. Med. Biol. 47 (2002) R31
• T.J. Bugno: Radiation oncology; Department of Radiology, Pennsylvania State University College of Medicine;
http://www.xray.hmc.psu.edu/rci/contents_9.html
• M.E. Phelps, S.S. Gambhir, D.K. Mahoney, J.A. Markham: Let's play PET;
http://laxmi.nuc.ucla.edu:8000/lpp/lpphome.html
Ionentherapie
• G. Kraft: Tumor therapy with heavy charged particles; Prog. Part. Nucl. Phys. 45 (2000) S473
• U. Linz (Ed.): Ion beams in tumor therapy; Chapman & Hall 1995
• R.R. Wilson: Radiological use of fast protons; Radiology 47 (1946) 487
• U. Amaldi, B. Larsson, Y. Lemoigne (Eds.): Advances in hadrontherapy; Elsevier 1997
Biologische Strahlenwirkung
• E.J. Hall: Radiobiology for the radiologist; J.P. Lippincott Company 1994
• T. Herrmann, M. Baumann: Klinische Strahlenbiologie - kurz und bündig; G. Fischer 1997
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die techn. Entwicklung der Strahlentherapie
Erste Behandlungen mit Röntgenstrahlen
• Nov. 1895: Entdeckung der Röntgenstrahlen
• Jan. 1896: Behandlung von Brustkrebs bei einer 55-jährigen
Patientin (E. Grubbe, Chicago)
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die technische Entwicklung der Strahlentherapie
Erste Behandlungen mit Röntgenstrahlen
• November 1896: Beseitigung eines behaarten Muttermals, L. Freund (Wien)
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die technische Entwicklung der Strahlentherapie
Erste Behandlung mit Radioisotopen
• 1907: Behandlung eine Angioms bei einem Kind (L. Wickham, P. Desgrais, Paris)
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die technische Entwicklung der Strahlentherapie
Die Ära der Röntgenröhren
• 1913: Vakuum Röntgenröhre mit WolframGlühkathode, Coolidge, GE
• 1940er Jahre:
1 MV Metropolitan Vickers Unit, St. Bartholomew‘s, London:
- 30“ Röntgenröhre
- 600 kVp Generator
- Variable Bestrahlungsfeldgröße
- Vertikal- und Drehbewegung
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die technische Entwicklung der Strahlentherapie
Die Ära der Betatrons
•
1942:
Das 1. Betatron für die klinische Nutzung
K. Gund, Erlangen
•
1948: 6 MeV Betatron, Göttingen
•
1951: 31 MeV Betatron, Brown Bovery
• frühe 1970er: ~ 200 Betatrons weltweit
• Mitte 1970er: weltweit Produktionsstopp
Betatron
(dD/dt)/cGy/min
40
Bestrahlungsfelder (1m FSD)
Photonen
12,5 × 12,5 cm²
e--Linac
400
40 × 40 cm²
Elektronen
8 × 8 cm²
40 × 40 cm²
360° Gantry
nein
ja
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die technische Entwicklung der Strahlentherapie
Die Ära der Elektronen-Linearbeschleuniger
• 1953: 1. e-Linac im Hammersmith
Hospital, London
• 1962: 1. kommerziell verfügbarer e-Linac
am UCLA Medical Center
• 1986: USA ~1000 medizinische
e-Linacs
5-Jahres-Überleben nach flächendeckender
Einführung der „Megavolt-Therapie“
8Faktor 2
Beispiele:
Vorsteherdrüse:
10% Y 60%
Eierstöcke:
20% Y 60%
Institut für Kern- und Hadronenphysik
4 MV Doppelgantry Linac im Newcastle
Hospital, 1953
Moderne Strahlentherapie - die technische Basis
Kompakte HF-Elektronen-Linearbeschleuniger
Ee < 20 MeV
Eγ < 15 MeV
< Ie > ≈ 100 nA
D ≈ 1 Gy/min ν = 3 GHz
Flexible
Einstrahlrichtung
BestrahlungsfeldPositionskontrolle (EPI)
Präzise
Patientenlagerung
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Rechnergestützte 3D-Bestrahlungsplanung auf der
Basis von Röntgen-Computer-Tomogrammen
Aufbau eines medizinischen HF-ElektronenLinearbeschleunigers
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die Bremsung von Elektronen in Materie
1. Energieverlust durch Stöße
Coulombwechselwirkung im Gewebe
Für Εe ¯ < 150 keV:
Srad /Scol. ZEe ¯ / 1400
dE
Z 1
S col =   ~ ρ ⋅ 2
 dx  col
A υe
ð
Für Εe ¯ > 2 MeV:
Srad /Scol. ZEe ¯ / 800
Ee ¯ in MeV
Sekundärelektronen
2. Energieverlust durch Erzeugung von Bremsstrahlung
Bremsung der Elektronen im Coulombfeld der Atomkerne oder der Elektronen:
Beschleunigte elektrische Ladungen senden elektromagnetische Strahlung aus ð Photonen (()
2
S rad
dE 
e


=   ~ ρ   ⋅Z2 ⋅ E
 dx  rad
 m
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Massenstoß- und Massenstrahlungsbremsvermögen
(S/D)col bzw. (S /D)rad für Elektronen in verschiedenen
Materialien (nach Daten von Berger/Seltzer 1964, 1966).
Die Wechselwirkung von Photonen mit Materie:
Massenschwächungs- und Massenenergieumwandlungskoeffizient
J - Photoeffekt
FK - Kohärente (Rayleigh-) Streuung
FC - Inkohärente (Compton-) Streuung
6 - Paarbildung
Massenschwächungskoeffizient ( :/D ) für Photonen in Wasser, seine Zusammensetzung aus den Koeffizienten
(J/D, F/D, 6/D ) sowie Massenenergieumwandlungskoeffizient ( 0/D ) in Abhängigkeit von der Photonenenergie
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die Tiefendosisverteilung monoenergetischer
Elektronen
Relative Elektronentiefendosiskurven für verschiedene Elektroneneintrittsenergien in Wasser (normiert
auf das jeweilige Dosismaximum):
Elektronen aus Elektronenlinearbeschleunigern mit
Energiewerten zwischen 4 und 30 MeV
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die Dosisverteilung von Photonen
Tiefenverteilung
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Laterale Verteilung
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Das Wanderwellenprinzip
Phase 0
(a) Modell des Wellenreiters
Phase π/2
Phase π
(b) Wellenbilder im
Wanderwellenbeschleuniger
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Die Phasenfokussierung
Phasengeschwindigkeit: u(z)
z0 :Le = u(z)
Institut für Kern- und Hadronenphysik
ze < zo : E(ze ) > E(zo )
Le
> u(z)
ze → zo
ze > zo : E(ze ) < E(zo )
Le
< u(z)
ze → zo
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Die Geschwindigkeit der Elektronen
L = L (E)
m0c2 = 511 keV < Ekin
p=
Relativistische Mechanik
1
2
2 m 0 c 2 Ekin + E kin
c
p = mυ
m=
m 0υ
1−
υ2
c2
=
(
1
E kin 2 m 0 c 2 + E kin
c
β=
m0
1 − υc2
2
E
γ =
m 0c2
Institut für Kern- und Hadronenphysik
)(
1
γ2
)
υ
β= ,
Ekin = E − m 0 c 2
c
2
2
2
E
−
m
c
E
+
m
c
β
0
0
=
1− β2
m02 c 4
(
1−
)
β2
2
=
γ
−1
2
1− β
Ekin / m0 c 2
υ/c
4 ( ~ 2 MeV)
0.9798
8 ( ~ 4 MeV)
0.9938
40 (~20 MeV)
0.9997
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Das Stehwellenprinzip
Phase 0
Beschleunigung
Phasenbilder im Stehwellenbeschleuniger
(schematisch für einfache Sinuswelle):
Phase 0: Die Elektronen befinden sich im maximal
beschleunigenden, nach rechts gerichteten
elektrischen Feld.
Phase π/2
Phase B/2: Nulldurchgang des elektrischen Feldes,
Elektronen driften mit konstanter Energie.
Phase π
Beschleunigung
Phase B : Feld ist umgepolt, Elektronen befinden
sich wieder im Bereich maximaler positiver Feldstärke
und werden erneut beschleunigt.
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Die Hochfrequenzerzeugung: Das Klystron
Hohlraumresonatoren
Driftraum
(Dichtemodulation)
Glühkatode
Anode
Steuergitter
(Geschwindigkeitsmodulation
Ausgangsgitter
(Induktion
einer HFSchwingung)
Beschleunigungsspannung
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Klystron am SLAC:
50 MW, 11.4 GHz, J = 1.2 :s
ν = 120 Hz
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Die Eigenschaften des Strahles
Für Ekin = 20 MeV
Frequenz
Pulsdauer
Elektronen
Pulsenergie
Pulsleistung
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Mikropuls
3 GHz
30 ps
104
3 @ 10-8 J
1 kW
Makropuls
200 Hz
5 µs
1.7 @ 108
5 @ 10-4 J
100 W
Zeitmittel (s)
1 Hz
1s
3.4 @ 1010
0.1 J
0.1 W
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Der Strahlerkopf
Aufgaben:
- Bündelung, Fokussierung, Homogenisierung
- Kollimierung
- Strahldiagnose (Lage, Symmetrie, Dosis)
- (Photonenerzeugung )
M: Umlenkmagnete (achromatisch,
fokussierend)
A: Photonen-Ausgleichskörper
P: Primärkollimator
D: Doppelmonitor
X,Y: Kollimatorblenden
E: Entfernungsmesser
H: Halter für Tubusse und Filter
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Die Homogenisierung des Elektronenstrahles
Die Winkelstreuung von Elektronen
W (ϑ ) / W (0) = e
− ϑ 2 /ϑ
2
ϑ 2 - mittleres Streuwinkelquadrat
ρ ( Z + 1)
2
ϑ ~ ⋅
A E2
Bahnspuren von 11 MeV-Elektronen in Wasser.
Nach einer Nebelkammeraufnahme in flüssigem Propan (korrigiert auf Wasser)
Institut für Kern- und Hadronenphysik
2
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Die Homogenisierung des Elektronenstrahles
Streufolienverfahren
Folienkarussel
Mehrfachstreufolien zur Homogenisierung des Elektronenstrahlbündels,
(a): zentrale Sekundärfolien für hohe Energien,
(b): sekundäre Ringfolie für niedrige Energien,
(c): Sekundärfoliensatz für 4 verschiedene Energiebereiche eines 15
MeV Elektronen-Linearbeschleunigers aus Bleifolie von jeweils 30 :m
Dicke (gemeinsame Primärfolie 0.1 mm Wolfram),
4 + 6 MeV: einfache Ringfolie, 8 MeV: Ring- und Zentralfolie,
10 + 15 MeV: System von zentralen Folien
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Die Kollimation des Elektronenstrahles
• Primärkollimator : zwischen 1. und 2. Streufolie
• Sekundärkollimator : beweglicher Blendensatz (x, y), konvergierend mit
der Strahldivergenz, d ≈ 20 cm (Pb, W; Photonenbetrieb!)
Elektronenkollimatoren (Elektronentrimmer):
Kompensation der Winkelstreuung durch Luft (1 m)
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Der Photonenbetrieb
Anordung von Bremstargets für die Bremsstrahlerzeugung im Strahlerkopf von Linearbeschleunigern. (R: Strahlrohr, M:
Umlenkmagnet, B: Bremstarget aus Wolfram, E: Primärstreufolie für den Elektronenbetrieb, T: Targethalterung mit Anschluss
an eine Wasserkühlung, P: Primärkollimator, A: Ausgleichskörper für den Photonenbetrieb, L: Lichtvisierlampe, S:
Elektronenfänger).
(a) Dünnes Bremstarget: Die das Bremstarget passierenden Elektronen werden im Elektronenfänger aufgefangen, der gleichzeitig als Strahlhärter verwendet wird. Der Niedrig-Z-Ausgleichskörper ist so gross, dass er im Primärkollimator untergebracht werden muss. Primärkollimator und Targethalterung werden beim Wechsel der Strahlungsart gemeinsam verschoben.
(b) Dickes Bremstarget (Dicke = 4 mm Wolfram): Das Bremstarget befindet sich auf einem verschiebbaren und
wassergekühlten Kupferblock. Der Ausgleichskörper befindet sich auf einem Drehschieber unterhalb des Primärkollimators
Institut für Kern- und Hadronenphysik
und wird beim Elektronenbetrieb durch die der Elektronenenergie angepassten Sekundärfolien ersetzt.
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Die Homogenisierung des Photonenstrahles
Laterale Dosisverteilung der Bremsstrahlung nach dem Produktionstarget (1 m)
Ausgleichskörper:
– Aufstreuung
– ⟨Eγ⟩ ↓ (Comptoneffekt, Paarbildung)
– ⟨Eγ⟩ ↑ (Strahlhärtung)
– I↓
– eInstitut für Kern- und Hadronenphysik
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Die Homogenisierung des Photonenstrahles
Ausgleichsfilter mit hohem Z (Pb, W)
– Paarbildung (E( = 511 keV)
Ausgleichsfilter mit niedrigem Z (Al, Fe)
– Härtung des Spektrums
– Spektrum wird weicher
– Tiefendosismaximum → Haut
– D groß: große Streuwinkel
Technische Ausführung von Photonenausgleichskörpern,
(a): Blei für niedrige Energien, (b): Blei oder Wolfram für Energien bis 15 MeV, (c): Eisen mit Bleikern für Photonen von 25
MeV, (d): Niedrig-Z-Ausgleichskörper aus Aluminium oder Stahl für hohe Energien.
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Die Photonenkollimation
Primärkollimator und
x, y -Halbblenden
Multi-Leaf-Kollimatoren
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Medizinische Elektronen-Linearbeschleuniger:
Manipulation der Dosisverteilung durch Absorber und Keile
Berechnete Isodosen von Photonenstehfeldern
mit ultraharter Röntgenstrahlung in Wasser.
(Nominalenergie: 12 MeV,
Fokus-Haut-Abstand: 1 m).
(a): Im homogenen Wasserphantom.
(b): Mit eingelagerter Inhomogenität (Dichte
1.5 g/cm3, entsprechend Knochengewebe).
(c): Mit Keilfilter (30 Grad Isodosenwinkel in
10 cm Tiefe).
Die Isodosen sind (von innen nach aussen):
90%, 80%, 70%, 60%, 50%, 40%, 30%, 20%
des jeweiligen Dosismaximums
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Electronic portal imaging (I)
Motivation
• Form und Größe eines Tumors kann sich während der Therapie ändern (typisch: 6 Wochen
fraktionierte Bestrahlung)
• Lage des Tumors im Körper kann sich von Fraktion zu Fraktion ändern
• Ausschluß von Fehlern bei der Patientenlagerung
è Lokalisation (40 – 60 mGy)
è Verifikation (300 – 800 mGy)
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Electronic portal imaging (II)
Technische Umsetzung
Bildgebung bei EPI
• Harte Röntgenstrahlung und Strahlführung
eines e-Linac für Bildgebung ungeeignet
• Compton-Wechselwirkung mit Detektor
dominiert
• Fokus des Strahles groß
• Geringe Nachweiswahrscheinlichkeit für
harte Röntgenstrahlung
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Electronic portal imaging (III)
Kamera-basierte Systeme
Metallplatte
(1 - 1.5 mm Cu, Fe, Messing)
Konverter, Abschirmung
Fluoreszenzschicht
(Gd2O2S:Tb, 0.1mm)
Metallplatte
CsI(Tl)
Szintillator (bis 12.5 mm)
Säulenförmiges CsI
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Electronic portal imaging (IV)
Scanning Matrix Ionisationskammer
Sig
nal
ebe
ne
Flüssig-Ionisationskammern:
• 2,2,4-Trimethylpentan
• 256 Drähte (20 µm) in x und y (8x = 8y = 1.27 mm)
• Spalt: 0.8 mm
• U = 300 V, ∆t = 20 ms
• 5 s Auslesezeit
HV-Ebene
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Electronic portal imaging (V)
System-Integration
Kamera basiert
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Matrix Ionisationskammer
Der schmale Grat des Radiotherapeuten:
Eine Herausforderung an Physik und Technik
Man wähle die räumliche Dosisverteilung so, dass
• der Tumor vernichtet wird,
• das gesunde Gewebe
erhalten bleibt!
Holthusen, 1936:
[
p H ( D ) = pTV ( D) ⋅ 1 − pTÜ ( D)
Institut für Kern- und Hadronenphysik
]
Das Problem
Biologische Wirkung
s
Eindringtiefe
Gesund
Tumor
Gesund
Die Dosis-Tiefenverteilung von
Photonen und Elektronen
Photonenbestrahlung: 9 Felder
100
80
60
Photonen
(15 MeV Bremsstrahlung)
Relative Dosis / %
40
20
0
2
4
6
8
10
12
100
80
60
Elektronen
(E = 20 MeV)
40
20
0
2
4
6
8
10
Tiefe in Wasser / cm
Institut für Kern- und Hadronenphysik
12
0
20
40
60
80
Relative Dosis / %
100
Eine verbesserte Strahlentherapie
Warum?
Wie?
RT
18%
Chirurgie
22%
ChT. 5%
Versagen
18%
Versagen
37%
Deutschland:
340.000 Neuerkrankungen/Jahr
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Relative effektive Dosis %
Schwere geladene Teilchen
(1H ... 12C ... 20Ne)
100
12
C: 2.0
2.7 GeV
H:
120 MeV
80
60
40
1
90
20
2
4
6
8
10
12
Tiefe in Wasser / cm
Physikalische Vorteile schwerer Ionen
Invertierte Dosis-Tiefenverteilung, Bragg-Maximum
12C-Ionen:
3.6,
4.8 GeV, tBragg = f (E0)
Relative Dosis / %
E0 = 1.2, 2.4,
Relative Dosis %
100
80
60
40
20
0
0
4
6
8
10
Tiefe in Wasser / cm
Tiefe in Wasser / cm
Überlagerung
Institut für Kern- und Hadronenphysik
2
12
Physikalische Vorteile schwerer Ionen
Geringe Seitenstreuung bei Durchlaufen des Gewebes
Protonen (150 MeV) und 12C-Ionen (3250 MeV)
in Wasser
1H
12C
0.0
2.5
5.0
7.5
Tiefe in Wasser / cm
(Experiment: E.A. Blakely,
Lawrence Berkeley Laboratory)
Institut für Kern- und Hadronenphysik
10.0
12.5
Bahnen schneller
Elektronen (11 MeV)
in Wasser
Physikalische Vorteile schwerer Ionen
Bestrahlungskontrolle mittels Positronen Emissions Tomographie (PET)
•
•
- Kohlenstoffionen: 2.54 GeV
15O)
Grund: Nukleare Fragmentierung
•
Nebenprodukt der therapeutischen Bestrahlungen
Projektil
12 C
Atomkern
des Gewebes
3
2
1
Institut für Kern- und Hadronenphysik
-20
0 20 40 60 80 100
Tiefe in Plexiglas / mm
Nach der Kollision
11 C
16 O
Reichweite (12 C)
4
0
Vor der Kollision
Tiefenverteilung der Aktivität
15 O
Projektilfragment
Neutronen
Targetfragment
- Protonen: 110 MeV
Aktivität (willkürl. Einheiten)
Aktivierung des bestrahlten
Gewebes durch
Positronenemitter (11C, 10C,
Aktivität (willkürl. Einheiten)
•
4
1
Reichweite (H)
3
2
1
0
-20
0 20 40 60 80 100
Tiefe in Plexiglas / mm
12C,
3.2 GeV
- Die relative biologische Wirksamkeit (RBW)
ist am Ende der Teilchenspur erhöht
Definition RBW: Verhältnis von Photonendosis
und Ionendosis, die zum gleichen
biologischen Effekt führen
Überleben
Experiment:
W.K. Weyrather,
GSI Darmstadt
Dosis / Gy
Biologische Vorteile schwerer Ionen
2.5
2.0
1.5
1.0
0.5
0.0
1.0
0.1
4.0
- Indikationen für 12C-Therapie
• kompakte, tiefliegende
• strahlenresistente Tumoren
• in der Nähe von Risikoorganen
Institut für Kern- und Hadronenphysik
RBW
3.0
2.0
1.0
0.0
0
50
100
Tiefe in Wasser / mm
150
Die technischen Voraussetzungen für die
Schwerionentherapie
Forderung: 30 cm Eindringtiefe im Wasser
AX
1H
4He
12C
16O
20Ne
E / GeV
0.2
0.5
5.3
8.5
12.2
Kosten Beschleuniger
und Strahlführung:
~ 40 Mio. €
e--Linearbeschleuniger:
< 2.5 Mio. €
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Aufbau eines medizinischen
Ionen-Beschleunigers
(Synchrotron)
Fokussiermagnete
Füllen
E
12C6+,
t
B
50 - 430 AMeV,
106 - 108 Ionen/s,
d = 5 - 10 mm
l.
h
sc
e
B
12C6+,
7 AMeV
12C4+,
7 AMeV
12C4+,
300 AkeV
12C4+,
8 AkeV
t
ν
Extrakt.
0s
5s t
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Ablenkmagnet
HF-Kavität
Das deutsche Schwerionentherapie-Pilotprojekt
GSI Darmstadt, DKFZ und Radiolog. Universitätsklinik Heidelberg, FZ Rossendorf
Die Innovationen
- Dosisapplikationen durch
Intensitäts gesteuertes Rasterscannen
- Biologisch optimierte
Bestrahlungsplanung
- Bestrahlungsverifikation durch
Positronen Emissions Tomographie
(PET)
GSI-Beschleunigerkomplex
1H
... 238U
v ≈ 0.95 c
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Ionenquelle
Das Intensitäts gesteuerte Rasterscann-Verfahren
Detektoren
Magnete
Tumor
I
N
T
E
N
S
I
T
Ä
P
O
S
I
T
I
O
N
T
E = 1 ... 5 GeV
Magnetsteuerung
d = 4 ... 10 mm
Beschleuniger
~
~
~
~
Strom
~
~
~
~
Energie
I = 106... 108 12C/s
50
60 90
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Das Intensitäts gesteuerte Rasterscann-Verfahren
On-line Monitoring
Präzision:
∆x < 1 mm
∆y < 1 mm
∆N
<2%
N
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die biologisch optimierte Bestrahlungsplanung
Bestrahlungsplan:
Therapie mit X, γ, e-, 1H:
εbio = εbio (D)
Optimiere D !
Überleben
Schwerionentherapie:
Röntgen
12C: 3.20 GeV
12C: 0.13 GeV
12C: 0.03 GeV
Dosis / Gy
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die biologisch optimierte Bestrahlungsplanung
10
Schwerionentherapie: RBW ≠ 1
εbio = εbio (D, RBW)
RBW
Teilchenenergie
Teilchenart
Dosis
Tiefe
Gewebetyp
Optimiere εbio nicht D !
(lokal, gewebeabhängig)
6
4
~ 25%
12
2
biol. eff. Dosis C
physik. Dosis 12C
0
1.0
Überleben
RBW = Relative Biologische Wirksamkeit
Dosis [Gy]
8
0.1
W
B
R
0.01
0
2
Experiment: W.K. Weyrather,
GSI Darmstadt
Institut für Kern- und Hadronenphysik
4
6
8 10 12
Tiefe in Wasser / cm
14
Bestrahlungsverifikation durch PET
In-situ, nicht-invasiv
Vor der Kollision
Projektil
Nach der Kollision
12C
Atomkern
des Gewebes
11C
Neutronen
15O
16O
Projektilfragment
Targetfragment
γ1
β+-Zerfall:
11C
11B
+ e+ + νe
15O
15N
+ e+ + νe
Positronenannihilation:
e+ + e-
γ1 + γ2
E(γ1) = E(γ2) = 511 keV
<) (γ1,γ2) = 180°
Institut für Kern- und Hadronenphysik
γ2
Bestrahlungsverifikation durch PET
Das Verfahren
Tägliche fraktionierte Bestrahlung
Behandlungsplan:
Dosisverteilung
β+-Aktivitätsverteilung:
Vorhersage
β+-Aktivitätsverteilung:
Messung
Vergleich: Teilchenreichweite, Lage des Bestrahlungsfeldes, Position des Patienten
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die Therapie
Vergleich von Bestrahlungsplänen
Photonen: 9 Felder
Kohlenstoff-Ionen: 2 Felder
- Schonung des gesunden Gewebes
- Dosissteigerung im Tumor
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die Therapie
Lokale Tumor Kontrolle (5α) / %
Lokale Tumorkontrolle und Dosis bei Chordomen der Schädelbasis
100
80
Schwerionen, Castro, 1996
Protonen, Munzenrider, 1994
Protonen Hug, 1999
60
40
Frakt. Stereotakt.RT:
Debus, 2000
20
Konventionelle
Strahlentherapie
0
0
Institut für Kern- und Hadronenphysik
20
40
60
Mittlere Dosis / Gy
80
100
Die Therapie
Durchführung
Hoch präzise
Patientenpositionierung
Kontrolle der Patientenlage
durch Röntgenbilder
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die Therapie
Durchführung
Patient in Bestrahlungsposition,
PET in Messposition
Kontrolleinheit
12C
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die Therapie
Ergebnis der Behandlung eines Transitionalzell-Karzinoms
Vor
Institut für Kern- und Hadronenphysik
3 Monate nach der
Strahlentherapie
Die Therapie
Ergebnis der Behandlung eines adenoidzystischen Karzinoms
Vor
6 Wochen nach
der Strahlentherapie
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Die Therapie
Klinischer Verlauf nach 12C-Therapie eines parasellären Chondrosarkoms
Vor
Institut für Kern- und Hadronenphysik
6 Wochen nach der
Strahlentherapie
Die Therapie
Schlussfolgerungen, Ausblick
- Moderne Schwerionentherapie (Rasterscann, biologisch optimierte
Bestrahlungsplanung, PET) ist effektiv durchführbar
- Gute Schonung von Haut und Risikoorganen
- Radiogene Nebenwirkungen in guter Übereinstimmung mit
Vorhersagen biologischer Modelle
- Zur Beurteilung von lokaler Kontrolle und radiogenen Spätwirkungen
ist weitere Nachbeobachtungszeit erforderlich aber:
„ ... Allerdings kann man bereits jetzt sagen, dass das schnelle
Ansprechen dieser Tumoren bislang noch nicht in der Literatur
beschrieben werden konnte ...“
J. Debus et al., Strahlenther. Onkol. 176 (2000) 211
Entwicklung eines für Patientenbehandlungen optimierten
Beschleunigers, Standort Heidelberg
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Das Projekt einer Schwerionen-Therapieanlage, Heidelberg
Fertigstellung: 2006
• 1000 Patienten/Jahr
• Ionen: 1H+, 4He2+, 12C6+, 16O8+
• Eion = 50 - 430 AMeV
• Rion(Z ≤ 6) ≤ 30 cm
• Rion(Z = 8) ≤ 22 cm
• 2 horizontale Strahlführungen
• 1 rotierende Strahlführung
• 1 Physik-Experimentierplatz
• Weitere Strahlführungen möglich
• Wissenschaftliches Ziel:
Welcher Tumor ist mit welcher
Ionensorte optimal zu behandeln?
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Medizinische Anwendung von Radioisotopen
•
Diagnostik
Visualisieren und Quantifizieren von Stoffwechselvorgängen
•
•
Szintigraphie
•
SPE(C)T – Single Photon Emission (Computed) Tomography
•
PET – Positronen Emissions Tomographie
Therapie von Tumoren
•
Radionuklid-Therapie
•
Brachytherapie
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Medizinische Anwendung von Radioisotopen
Szintigraphie und SPECT
Messprinzip: γ-Kamera (ANGER 1958)
γ
• γ-Strahler
• Eγ ~ 100 keV
• kurze Halbwertszeit
Institut für Kern- und Hadronenphysik
SPECT-Isotope (Auswahl)
201Tl
99mTc-Generatorisotop
- Zyklotronisotop
HerzinfarktDiagnose
„Arbeitspferd
der Nuklearmedizin“
123I
67Ga
- Zyklotronisotop
- Zyklotronisotop
TumorDiagnose
SchilddrüsenDiagnose
Institut für Kern- und Hadronenphysik
PET-Isotope (Zyklotronisotope)
11C,
T1/2 = 20.4 min: Hirn-, Herzstoffwechsel
13N, T = 10.0 min: Durchblutung
1/2
15O, T = 122 s: Durchblutung
1/2
18F, T = 109.8 min: “Arbeitspferd“ für PET, Glukosestoffwechsel, Tumordiagnostik
1/2
• PET-Isotope sind (außer Fluor) Bioelemente
• Durch sie markierte Verbindungen nehmen in unverfälschter Weise am Stoffwechsel teil
• Dies gilt auch für 18F (Substitution von -CH3, -H)
• Besondere Bedeutung für Forschung und Entwicklung von Pharmazeutika
• Aufklärung “Molekularer Pfade“
• Tier-PET (Ratten, Mäuse, Primaten)
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Isotope für die Brachytherapie
Brachytherapie: Strahlenquelle wird nahe an den Tumor heran gebracht
- Kontakttherapie
- Nachladetherapie
192Ir
- Reaktorisotop
- Interstitielle Therapie
- Intrakavitäre Therapie
60Co
- Reaktorisotop
T1/2 = 5.27α; Εγ = 1173, 1332 keV; E$ ≤ 318 keV
125I
- Zyklotronisotop
Eγ ~ 300 – 600 keV ; E$ ≤ 672 keV
137Cs
- Reaktorisotop
T1/2 = 30.2 α, Eγ = 662 keV, E$ ≤ 1173, 511 keV
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Eγ = 35 keV, α = Ne/Nγ = 14.8
Ex(Te) ~ 27... 32 keV, EAuger < 32keV
Isotope für die Radionuklidtherapie
Radionuklidtherapie: Selektives Anlagern von Radioisotopen oder markierten Verbindungen in
• Geweben
• Organen
• Zellen
• Zellorganellen
131I
– Reaktorisotop:
153Sm
– Reaktorisotop:
Therapie von Schilddrüsentumoren
T1/2 = 8.04 d, Eγ = 364, 284 ... keV, E$ ≤ 607, 334 ... keV
Palliative Behandlung von Knochenmetastasen
T1/2= 46.8 h, Eγ= 103, 70 ... keV, E$ ≤ 702, 632 ... keV
32P
– Reaktorisotop:
Knochenmarktumoren
T1/2= 14.3 d, E$ ≤ 1710 keV
90Y
– Reaktorisotop:
Lebertumoren
T1/2= 64.1 h, E$- ≤ 2284 keV
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Kernreaktionen zur Herstellung von Zyklotronisotopen
Begriffe, Beziehungen
y = lim
Yield:
t→ 0
A A0 λP
=
=
Q Q Q
dP( x ) = N ( x ) Σ( x )dx = N ( x ) n σ ( x ) dx
∞
0
P = ∫ N ( x ) Σ ( x ) dx = − ∫ N ( E ) Σ ( E )
0
S =−
E0
1
dE
S(E)
dE
dx
x
N (E) = N0 e
( )
− ∫ Σ x dx
0
/
Aktivierungsgleichung bei
A( t ) =
(
E
)
= N0 e
E0
1
/
/
dP
= const .
dt
(
dP
yI
1 − e− λ t =
1 − e− λ t
dt
λ
Yield für beliebige Targetdicke:
Institut für Kern- und Hadronenphysik
( ) S ( E ) dE
/
∫ Σ E
/
)
y / = y ( E0 ) − y ( E1 )
P - Zahl der Produktkerne im unendlich
dicken Target
t - Bestrahlungszeit
σ - mikroskopischer Wirkungsquerschnitt
Σ - makroskopischer Wirkungsquerschnitt
n - Atomdichte
S - Bremsvermögen
8 - Zerfallskonstante
E1 - Teilchenenergie bei
Verlassen des Targets
I - Strahlstrom
yI
- Sättigungsaktivität
A∞ =
λ
Kernreaktionen zur Herstellung von Zyklotronisotopen
Praktische Betrachtungen (123I)
• (p, n) Reaktion wünschenswert: Gute Ausbeute bei Ep < 20 MeV
• Aber:
123Te(p,
n)123I, σmax ~ 650 mb @ 13 MeV, c(123Te) = 0.9 % c(natTe)
• Ausweg: 124Te(p, 2n)123I, σmax ~ 1000 mb @ 22 MeV, c(124Te) = 4.8 % c(natTe)
• Leider nicht:
124Te(p, n)124I, σ
max ~ 500 mb @ 12 MeV
128Te(p, 2n)126I c(128Te) = 32% c(natTe)
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Eγ > 200 keV
Abbildungsqualität â, Patientendosis á
Kernreaktionen zur Herstellung von Zyklotronisotopen
Praktische Betrachtungen (123I)
• Auswege ( ~ 99 % Isotopenreinheit)
127I(p, 5n)123Xe
EC, $+
2.08 h
123I
124Xe(p,
2n)123Cs
$+, EC
5.9 min
123Xe
EC, $+
2.08 h
123I
à Flexible Radionuklidproduktion erfordert ein
Zyklotron mit Ep ≥ 40 MeV, besser 70 MeV
à Transport von Nukliden mit T1/2 > 6 h über
~ 2000 km möglich.
Institut für Kern- und Hadronenphysik
PET-Radionuklide
• 11C, T1/2 = 20.4 min, 13N, T1/2 = 10.0 min, 15O, T1/2 = 122 s müssen vor Ort produziert werden
• 18F, T1/2 = 109.9 min: kann bis zu 1000 km bei hervorragender Logistik transportiert werden
Karlsruhe à Berlin
Dresden à Leipzig
Jülich à Düsseldorf
• Ein uneingeschränkt arbeitsfähiges PET-Zentrum erfordert die Integration eines RadioisotopenZyklotrons
• Anforderungen:
Kernreaktion
14N(p, ")11C
16O(p,
")13N
14N(d, n)15O
18O(p, n) 18F
20Ne(d,
")18F
σmax / mb
E(σmax) / Mev
250
150
220
500
230
7 (- 16)
7 (- 17)
3
5 (- 10)
5
à Zyklotron: p (Ep ≈ 20 MeV ), d (Ed ≈ 10 MeV)
Institut für Kern- und Hadronenphysik
PET-Zentrum
Beispiel: FZ Rossendorf und TU Dresden
Das Zyklotron
Die Express-Radiochemie:
Bestrahlungsprodukt: 11CO2
Pharmazeutikum: 11C markiert
Bestrahlungsbeginn - Injektion:
ca. 50 min !!!
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Der PositronenEmissions-Tomograph
PET-Anwendungen
Onkologie: F--Aufnahme in Knochentumoren
Neurologie: Hirnfunktionen 18F-FDG
Ruhe
Hören
Sehen
Kardiologie: Durchblutung des Herzmuskels
13NH
3
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Das PET-Zyklotron
Beispiel: Cyclone 18/9, IBA Louvain-la-Neuve, Belgien
Kompaktes Isochronzyklotron zur Beschleunigung
negativer Ionen mit Stripping-Extraktion
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Das PET-Zyklotron
Die Ionenquelle: H-, D-
„Measurements of negative ions in large-volume, low-pressure hydrogen discharges indicated
densities which were much larger than those predicted by theory.“ (C.E. Hill, CERN)
Multicusp Ionenquelle 0.8 kW
Produktionsvolumen
Dissoziationsvolumen
H 2 + e − (100 − 200 eV ) → H 2+ + 2e → H*2 + e
−*
2
H + e (1 eV) → H → H − + H +
*
2
Institut für Kern- und Hadronenphysik
EA = 0.7 eV
Das PET-Zyklotron
Das Isochronprinzip (I)
• Bahnbedingung:
Fzentr = FLorentz
mv 2
,
= qvB
r
• Relativistische Massenzunahme:
∆m
E kin
20 MeV
=
=
≈ 2%
m0 E0 938.3 MeV
• Isochronbedingung:
v qB
ω= =
= const.
r
m
B(r ) B0
=
, mit
m( r ) m0
m=
m0
2
und v =
v
1- 2
c
qBr
m
 1  qB  2 2 
B(r ) ≈ B0 1 +  0  r 
 2  m0 c 

è Defokussieren des Strahles in axialer Richtung
Institut für Kern- und Hadronenphysik
:
Das PET-Zyklotron
Das Isochronprinzip (II)
•Axiale Fokussierung durch alternierende Magnetfeldstärken
Sektormagnet
Schnitt A
Schnitt B
I = 200 A
P ~ 24 kW
→
→
→
Fz = q vr × Bϕ
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Das PET-Zyklotron
Die Beschleunigung
• Synchronbedingung
ω HF = 2π ν HF
v
= kω = k ,
r
B = mω HF / qk ,
• Geometrie
k = 1, 2...
ν HF = 418
. MHz
• Zeitbeziehung
• Energiegewinn je Umlauf:
Institut für Kern- und Hadronenphysik
1 
∆E = Ngap qUp sin  kα 
2 
-
H : 18 MeV: 281 Umläufe
D : 9 MeV: 81 Umläufe
Das PET-Zyklotron
Strahlextraktion und Targets
• Strahlextraktion
durch Stripping
an 25 :m
Kohlenstofffolie
• Gastarget
Institut für Kern- und Hadronenphysik
• Targets
I ≈ 25 µA, Ep = 18 MeV, Pbeam ≈ 500 W
PHF = 10 kW → kühlen !
- Abmessungen:
Rp (Ep = 18 MeV) ≈ 20 cm in N2 (p = 12 bar)
Rd (Ed = 9 MeV) ≈ 2.3 cm in Ne (p = 12 bar)
Rp (Ep = 18 MeV) ≈ 2.4 mm in H 2O
• Flüssigtarget
Das PET-Zyklotron
Strahlparameter, Targets, Bestrahlungsprodukte
Produktion von Radionukliden am CYCLONE 18/9 des FZ Rossendorf
Nuklid T1/2/min
Reaktion
Target
Produkt
I/:A
tB/min
Amax/GBq
2
30
30
74
3
20
20
15
11C
20
14N(p,
")11C
N2 + 0.5% O 2
11CO
13N
10
16O(p,
")13N
H2O
13NH
15O
2
14N(d,
n)15O
N2 + 1% O2
N2 + 2% CO2
15O
2
C15O2
25
10
9
18F
110
18O(p,
n) 18F
20Ne(d, ")18F
H218O (97%)
Ne + 0.2% F2
H218O(97%)
Ne+ 0.2% F 2
25
20
120
120
92
12
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Das PET-Zyklotron
Infrastruktur
• Kontrollsystem
Institut für Kern- und Hadronenphysik
• Radioaktivitäts-Transport
- gasförmige Bestrahlungsprodukte:
Kapillarbündel mit He als Druckgas
- flüssige Bestrahlungsprodukte:
Rohrpost
Produktbestrahlung
Die Strahlung
• 60Co-Quellen: 1017 Bq !
• Elektronen-Beschleuniger: 0.1 MeV < Ee < 10 MeV
Re (0.1 MeV in Wasser) = 0.14 mm
Ethr (γ, n) ~ 10 MeV
à vornehmlich eà harte Röntgenstrahlung: ε ~ 18% bei Ee ~ 10 MeV
• Leistungsparameter: Pbeam > 10 kW
Pbeam = 100 kW, m = 1 kg: dD/dt = 100 kGy/s
Sterilisation: D = 25 kGy: dm/dt = 4 kg/s ≈ 14 t/h
Bedarf (USA): ~ 106 t/"
• Beschleuniger:
- elektrostatische Beschleuniger
- HF-Linearbeschleuniger
- HF-Kreisbeschleuniger
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Produktbestrahlung
Einsatzgebiete
Strahlenwirkung
D/kGy
Hemmen des Keimens (Kartoffeln, Zwiebeln)
Trinkwasser-Reinigung
Insektenvernichtung (Getreide, Früchte)
Abwasser-Desinfektion
Schimmelpilz-Vernichtung
Haltbarmachen von Lebensmitteln
Sterilisation von Bakteriensporen
Sterilisation von Viren
Rauchgasreinigung (SO2, NOX)
Polymerisation
Polymer-Modifikation (Crosslinking)
Zellulose-Aufschluss
Teflon-Mikropartikel Herstellung
0.1 – 0.2
0.25 – 0.5
0.25 – 0.5
0.5 – 1.0
1–3
1–3
10 – 30
1 – 30
10 – 30
10 – 50
50 – 250
100 – 500
500 - 1000
• Einwegartikel in der Medizin:
- Spritzen, Nadeln, Katheter, Bekleidung (Handschuhe),
Operationstücher
- Kunststoff à Kaltsterilisation (chemisch)
+ giftig (Operateure)
+ aggressiv (Sterilisiergut)
- Sterilisation durch Bestrahlung in der Endverpackung
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Beschleuniger für die Produktbestrahlung
Das Rhodotron, Fa. IBA, Louvain-la-Neuve, Belgien
• Technische Daten: Ee- = 3 – 10 MeV
TT 100: Pbeam = 35 kW, dCav = 1.05 m νHF = 215 MHz;
TT 200, 300: Pbeam = 80, 150 kW, dCav = 2.0 m νHF = 107.5 MHz
Institut für Kern- und Hadronenphysik
Beschleuniger für die Produktbestrahlung
Das Rhodotron
Institut für Kern- und Hadronenphysik