Dosimetry of Small High-Energy Photon Beams for Magnetic Resonance-Guided Radiotherapy

Abstract

An MR-Linac combines magnetic resonance (MR) imaging and a linear accelerator (linac) for the treatment of cancer. This enables image-guided radiotherapy with high soft-tissue contrast, which can improve patient prognosis. To calculate irradiation plans for the precise irradiation of patients, an accurate linac model must be available, which is created using data of the individual linac measured with detectors. However, small radiation fields and the magnetic field, which cannot be switched off in clinical routine, can influence the detector's signal. This must be accounted by the output correction factor k_B,Q,Clin. With correctly determined k_B,Q,Clin, smaller radiation fields can be used for treatment of patients in the future.

Since no protocol for small field dosimetry in magnetic fields exists to date, this thesis extended the established international and German dosimetry protocols for a situation in a magnetic field, thereby enabling small field measurements in magnetic fields to be traceable to primary standards for the absorbed dose to water (e.g. water calorimetry). Furthermore, k_B,Q,Clin was determined for suitable detectors with measurements at an experimental setup – consisting of a mobile electromagnet placed in front of a clinical linear accelerator – as well as Monte Carlo simulations.

In the first step of this thesis, the dosimetry protocols were expanded. The influence of the small field and the magnetic field can be combined into a single factor (k_B,Q,Clin). Alternatively, the magnetic field’s influence can be isolated (k_B,Q,Ratio), which allows the use of output correction factors without a magnetic field, k_Q,Clin, from established dosimetry protocol to determine k_B,Q,Clin. The latter method, newly developed in this work, may be preferable to cope with the large uncertainty and substantial variability in published k_Q,Clin and k_B,QmClin, since k_B,Q,Ratio is more comparable between literature values.

In the second step, the general behaviour of the correction factors was examined. For suitable small-field detectors (in all detector orientations), k_B,Q,Clin equals one for field sizes >3 × 3 cm2 for all perpendicular MR-linac systems. For these field sizes, the established correction factor for the influence of the magnetic field at reference field size (usually 10 × 10 cm2), k_B,Q,msr, can be used including its determined uncertainty arising from intra-type variation (e.g. for cross-calibrations). For smaller field sizes – approximately when loss of lateral charged particle equilibrium occurs – the detectors’ k_B,Q,Clin is dependent on photon energy, magnetic flux density, detector orientation and detector position.

In the third step, the influence of the detector position on the correction factors was determined. For solid-state detectors, k_B,Q,Clin is the same at the central axis (CAX) and at the lateral maximum of the beam profile (MAX), whereas for ionization chambers, k_B,Q,Clin is lower at MAX. Contrary to a situation with no magnetic field, it is therefore necessary to define a position for k_B,Q,Clin when using ionization chambers. Furthermore, for dose distribution measurements no effective point of measurement (EPOM) shift is needed for solid-state detectors, whereas for ionization chambers, a lateral and longitudinal EPOM shift must be considered.

In a fourth step, the intra-type variation of k_B,Q,msr (max. ~0.5%), k_Q,Clin, k_B,Q,Clin and k_B,Q,Ratio (max. ~1%) was determined. This variation must be considered for the uncertainty of tabulated factors in dosimetry protocols. The exact origin of the variation is further unclear.

The comparison with a clinical MR-linac showed that the results determined in this work are representative for a 1.5 T MR-linac. Therefore, the factors k_B,Q,Clin and k_B,Q,Ratio determined in this work can be used alongside with literature data to commission the treatment planning system (TPS) of MR-linacs for small fields. These results, together with summarizing fits, are listed in the Appendix 9.7 and enable the future use of smaller and more complex radiation fields at MR-linacs. Since the magnetic field can influence the correction factor without a magnetic field (k_Q,Clin) for field sizes below 2.5 × 2.5 cm2, current TPS commissioning data of MR-linacs may be incorrect and should be corrected promptly.

Ein MR-Linac kombiniert Magnetresonanztomographie (MRT) und einen Linearbeschleuniger (Linac) für die Behandlung von Krebs. Dies ermöglicht eine bildgeführte Strahlentherapie mit hohem Weichteilgewebekontrast, wodurch sich die Patientenprognose verbessern kann. Zur Berechnung akkurater Bestrahlungspläne für präzise Bestrahlungen von Patienten muss ein genaues Linac-Modell zur Verfügung stehen. Dieses wird anhand von mit Detektoren gemessenen Daten des individuellen Linacs erstellt. Das kleine Strahlungsfeld und das in der klinischen Routine nicht ausschaltbare Magnetfeld können jedoch das Detektorsignal beeinflussen, was durch den Korrektionsfaktor k_B,Q,Clin berücksichtigt werden muss. Mit korrekt bestimmten k_B,Q,Clin können zukünftig kleinere Strahlenfelder für die Behandlung von Patienten genutzt werden.

Da bisher kein Protokoll für die Kleinfelddosimetrie in Magnetfeldern existiert, wurden in dieser Thesis die etablierten internationalen und deutschen Dosimetrieprotokolle für eine Situation im Magnetfeld erweitert, sodass Kleinfeldmessungen in Magnetfeldern auf Primärnormale für die Wasser-Energiedosis (z.B. Wasserkalorimetrie) rückführbar sind. Des Weiteren wurde k_B,Q,Clin für geeignete Detektoren mit Messungen an einem experimentellen Aufbau – bestehend aus einem mobilen Elektromagneten vor einem klinischen Linearbeschleuniger – sowie Monte-Carlo-Simulationen ermittelt.

Im ersten Schritt der Thesis wurden die Dosimetrieprotokolle erweitert. Der Einfluss von kleinem Strahlfeld und Magnetfeld kann in einem Faktor kombiniert werden (k_B,Q,Clin). Alternativ kann der Einfluss des Magnetfeldes isoliert werden (k_B,Q,Ratio), womit der Kleinfeld-Korrektionsfaktor ohne Magnetfeld, k_Q,Clin, von etablierten Dosimetrieprotokollen genutzt werden kann, um k_B,Q,Clin zu bestimmen. Die letztere, in dieser Arbeit neu entwickelte Methode könnte aufgrund der großen Unsicherheit und der starken Streuung publizierter k_Q,Clin- und k_B,Q,Clin -Werten vorzuziehen sein, da k_B,Q,Ratio zwischen den Literaturwerten vergleichbarer ist.

Im zweiten Schritt wurde das allgemeine Verhalten der Korrektionsfaktoren untersucht. Für geeignete Kleinfeld-Detektoren (in allen Detektororientierungen) ist k_B,Q,Clin bis zu einer Feldgröße von etwa 3 × 3 cm2 für alle senkrechten MR-Linac-Systeme gleich eins. Für diese Feldgrößen kann der etablierte Magnetfeldkorrektionsfaktor bei Referenzfeldgröße (i.d.R. 10 × 10 cm2), k_B,Q,msr, einschließlich der Unsicherheit aufgrund von Exemplarstreuung, verwendet werden (z.B. für Kreuzkalibrierungen). Für kleinere Feldgrößen – in etwa wenn der Verlust des lateralen Gleichgewichts der geladenen Teilchen auftritt – hängt k_B,Q,Clin von Photonenenergie, magnetischer Flussdichte, Detektororientierung und Detektorposition ab.

Im dritten Schritt wurde der Einfluss der Detektorposition auf die Korrektionsfaktoren bestimmt. Bei Festkörperdetektoren ist k_B,Q,Clin auf der Zentralachse (CAX) und im Maximum des lateralen Strahlprofils (MAX) gleich, bei Ionisationskammern ist k_B,Q,Clin bei MAX geringer. Im Gegensatz zu keinem Magnetfeld muss daher für Ionisationskammern eine Position für k_B,Q,Clin definiert werden. Des Weiteren ist für Dosisverteilungsmessungen bei Festkörperdetektoren keine Verschiebung des effektiven Messpunktes (EPOM) erforderlich, während bei Ionisationskammern eine laterale und longitudinale EPOM-Verschiebung berücksichtigt werden muss.

In einem vierten Schritt wurde die Exemplarstreuung von k_B,Q,msr (max. ~0.5%), k_Q,Clin , k_B,Q,Clin und k_B,Q,Ratio (max. ~1%) bestimmt. Diese muss bei der Unsicherheit von tabellierten Faktoren in Dosimetrieprotokollen berücksichtigt werden. Der genaue Ursprung der Exemplarstreuung ist weiterhin unklar.

Der Vergleich mit einem klinischen MR-Linac zeigte, dass die in dieser Arbeit ermittelten Ergebnisse für einen 1,5 T-MR-Linac repräsentativ sind. Daher können die in dieser Arbeit bestimmten k_B,Q,Clin und k_B,Q,Ratio zusammen mit Literaturwerten für die Inbetriebnahme des Bestrahlungsplanungssystems (TPS) von MR-Linacs für kleine Felder verwendet werden. Diese Ergebnisse mit zusammenfassenden Fits werden im Appendix 9.7 vorgestellt und ermöglichen zukünftig die Nutzung kleinere und komplexere Strahlungsfelder an MR-Linacs. Da das Magnetfeld den Korrekturfaktor ohne Magnetfeld (k_Q,Clin) für Feldgrößen unter 2,5 × 2,5 cm2 beeinflussen kann, könnten derzeitige TPS von MR-Linacs möglicherweise falsche Inbetriebnahmedaten verwendet haben, welche umgehend korrigiert werden sollten.