Eine Strahlenbehandlung Schwangerer ist ein äußerst seltenes Ereignis. Das hängt mit der Altersstruktur der Strahlentherapie-Patienten als auch mit einem allgemeinen Vorbehalt gegen eine solche Therapie während der Zeit der Schwangerschaft zusammen. In der Strahlentherapie prinzipiell mögliche hohe Dosisexpositionen bedingen eine besonders strenge Indikationsstellung für eine derartige Behandlung sofern die Schwangerschaft vor Beginn der Therapie festgestellt wird.
Um aber die Strahlentherapie als prognostisch auch relevante Therapieoption nicht von vornherein auszuschließen, ist eine möglichst exakte Ermittlung der Strahlenexposition des ungeborenen Kindes von großer Wichtigkeit, um das reale Gefährdungspotenzial einer solchen Behandlung abschätzen zu können. Wenn eine Verschiebung der Behandlung auf die Zeit nach der Geburt ein nicht zu vertretendes Gesundheitsrisiko für die Mutter darstellt, kommt dann einer Optimierung der Bestrahlungstechnik eine zentrale Bedeutung zu. Dafür und für den Fall einer unbekannten Schwangerschaft, wenn die Konzeption kurz vor oder – trotz diesbezüglicher Aufklärung – auch während der Bestrahlungsserie stattgefunden hat, ist eine möglichst exakte Bestimmung der Dosis am ungeborenen Kind essenziell.
In der perkutanen Strahlentherapie wird die periphere Dosis, also die Dosis außerhalb der eigentlichen Strahlenfelder, bestimmt von der Streustrahlung aus dem Hochdosisvolumen im Patienten, von der Durchlassstrahlung durch den Kollimator bzw. die Abschirmung des Strahlerkopfes sowie durch die Streustrahlung von strahlformenden Komponenten, Kollimator und Zubehör, welches im direkten Strahlengang innerhalb und außerhalb des abgeschirmten Teils des Strahlerkopfes positioniert ist, wie Ausgleichsfilter, Keilfilter, Abschirmblöcke, Messsysteme oder ähnliches [1].
War zum Zeitpunkt der Erstellung der vorigen Fassung des Reports aufgrund der damals dominierenden Bestrahlungstechniken in vielen Fällen eine einfache Abschätzung der Dosis am ungeborenen Kind möglich, so ist dies bei der wesentlich höheren Komplexität der Dosisapplikation aufgrund der seitdem deutlichen Veränderungen sowohl der Bestrahlungstechniken als auch der den Bestrahlungsgeräten zugrunde liegenden Technologien kaum noch möglich. Diese Weiterentwicklung betrifft zum einen die praktisch flächendeckende Einführung von fluenzmodulierenden Techniken wie die IMRT (Intensity Modulated Radiotherapy) und die IMAT (Intensity Modulated Arc Therapy). Zum anderen spielt der Einsatz von robotergeführten Beschleunigern und die Verwendung so genannter ausgleichsfilterloser Designs zur Strahlformierung eine wesentliche Rolle für die technologische Basis der Strahlentherapie. Der Wegfall des schwächenden Ausgleichsfilters erlaubt eine deutlich höhere Dosisleistung und führt aufgrund der für eine bestimmte Dosis auf dem Zentralstrahl geringeren erforderlichen Elektronenladung in den meisten Fällen zu einer deutlich kleineren Gehäuse-Durchlassstrahlung.
Außerdem verringert sich durch den fehlenden Ausgleichsfilter die extrafokale Streustrahlung in unmittelbarer Umgebung des Nutzstrahlbündels [2]. Das glockenförmige Strahlprofil zieht für Kleinfeldbestrahlungen wie in der Stereotaxie und für die fluenzmodulierten Techniken keine Einschränkungen nach sich. Die Anwendung der bildgeführten Strahlentherapie (IGRT – Image Guided Radiotherapy) bei allen Bestrahlungstechniken gehört mittlerweile zum Standard einer modernen Strahlentherapie, wobei dafür nahezu ausschließlich Technologien mit ionisierender
Strahlung eingesetzt werden. Wie Angaben aus der Literatur bestätigen, muss unbedingt auch die Dosisexposition durch bildgebende Verfahren im Rahmen der IGRT bei der Bestimmung der peripheren Dosis mit Berücksichtigung finden [3 - 7]. Das betrifft außer der CT zur Bestrahlungsplanung, auch eine mögliche PET/CT oder andere dosisdeponierende bildgebende Verfahren zur genaueren Definition des Zielvolumens, die konventionelle Simulation und vor allem die regelmäßige Anwendung von Aufnahmen bzw. Schnittbildverfahren am Bestrahlungsgerät zur Überprüfung und Korrektur der Patientenposition. Während erstere bezüglich der Strahlenexposition analog zu den röntgen- bzw. nukleardiagnostischen Methoden behandelt werden können, sind die am Beschleuniger direkt implementierten Verfahren gesondert zu betrachten. Das betrifft die bildgebenden Systeme, die konventionelle Röntgenbildstrecken nutzen, aber auch die Bildgebung mit der Therapiestrahlung, die entweder mit dem Originaltarget oder aber einem speziellen Target (Kohlenstoff) und ggf. niedrigerer Elektronenenergie zur Erzielung höherer Kontraste aufgrund der größeren niederenergetischen Anteile im Photonenspektrums arbeiten. Alle diese Vorrichtungen können meist sowohl Projektionsaufnahmen als auch Cone-Beam-CT (CBCT) Datensätze liefern.
Die periphere Dosis durch die eigentliche Bestrahlung kann außerhalb einiger weniger Zentimeter um das Strahlenfeld liegenden Zone mit üblichen Bestrahlungsplanungssystemen nicht mit hinreichender Genauigkeit ermittelt werden [6]. Diese Systeme nutzen bei der Dosisberechnung gerade für diese Bereiche üblicherweise vereinfachende Annahmen, die teilweise zu Abweichungen im hochzweistelligen Prozentbereich führen. Sowohl Unter- als auch Überschätzungen sind dabei möglich und hängen von den verwendeten Algorithmen und vom Parametersatz ab, der dem jeweiligen Beammodell zugrunde liegt.
Fundamentale Untersuchungen zur unvermeidbaren Streustrahlung aus dem bestrahlten Volumen präsentieren Chofor et al. in [7]. Auf der Basis von Monte-Carlo-Simulationen sowie von Messungen wird für Photonenenergien von 6 und 15 MV der relative Anteil der Streustrahlung in Abhängigkeit vom Abstand zum Zentralstrahl für verschiedene Feldgrößen quantifiziert. Es zeigt sich ein durch 2 Exponentialfunktionen beschreibbarer Abfall des Streustrahlungsanteils mit zunehmender Entfernung mit einer Zehntelwert-Distanz von 18 und 19 cm für 6 bzw. 15 MV, wobei der relative Anteil bei 15 MV etwa halb so groß ist wie bei 6 MV. Die Autoren geben für diesen Abfall folgende Gleichungen an:
𝑁𝐼𝑆𝐷(𝑥) = 𝑓V ∙ (0,16 ∙ 𝑒n>,=J• v+ 1,9 ∙ 𝑒n>,ƒ‡‘ v) 𝑓ü𝑟 6 𝑀𝑉 Gl. (17) 𝑁𝐼𝑆𝐷(𝑥) = 𝑓V ∙ (0,06 ∙ 𝑒n>,=J= v+ 1,0 ∙ 𝑒n>,ƒ‡‘ v) 𝑓ü𝑟 15 𝑀𝑉 Gl. (18) mit
NISD(x) normierte Dosis durch Streustrahlung in Abhängigkeit vom Abstand X vom Zentralstrahl, Bezug: Dosis in 10 cm Tiefe
fF ein von der Feldgröße abhängiger Faktor: fF = 1; 6,25; 26 und 130 für 2 x 2 cm2, 5 x 5 cm2, 10 x 10 cm2 und 20 x 20 cm2 große Felder
Eine Abschätzung der Durchlassstrahlung auf der Basis der Mindestanforderungen nach [8] für
größere Entfernungen zwischen Feldrand und Uterus ist im Allgemeinen sehr konservativ, weil aktuelle Beschleuniger die geforderten Maximalwerte der Durchlassstrahlung (0,2 % der Dosis auf dem Zentralstrahl [8]) teilweise deutlich unterschreiten. Eine Messung unter möglichst realitätsnahen Bedingungen wird daher unbedingt empfohlen.
Eine Übersicht über experimentell ermittelte Daten ermittelt für verschiedene Beschleuniger für eine Photonenenergie von 6 MV (mit Ausgleichsfilter) gibt die Tabelle 13. Dabei ist zu beachten, dass die Werte in der letzten Spalte nur den Streustrahlungsanteil widerspiegeln. Alle anderen Angaben umfassen die gesamte periphere Dosis. Anhand dieser Werte kann eine grobe Abschätzung der peripheren Dosis erfolgen, allerdings sollte auf eine Messung unter den realen Bedingungen nicht verzichtet werden.
Publikationen, die in der Hauptsache Ergebnisse von Messungen enthalten, zeigen die Abhängigkeit von Beschleunigerkonstruktion und den oben genannten Parametern [6, 9, 10, 11, 12, 13]. Eine sehr ausführliche und umfassende Betrachtung zur Problematik der peripheren Dosis gibt der AAPM-Report 158 [1]. Physikalisch-technische Ursachen und Einflussfaktoren sowie Spezifika einzelner Bestrahlungstechniken werden dort im Detail besprochen. Detaillierte Untersuchungen zur peripheren Dosis durch Verfahren der IGRT findet man u.a. in [5, 14, 15].
Tabelle 13: Experimentell ermittelte Daten zur Abschätzung der Dosis des Ungeborenen HU
Abstand vom
Während beim Bekanntwerden einer Schwangerschaft nach der Strahlentherapie letztlich nur das Nachvollziehen der Bestrahlung mit einer Messung an einem geeigneten Phantom möglich ist, kann man die Dosisexposition in utero bei einer geplanten Strahlentherapie durch Beachtung einiger Hinweise minimieren:
• Eine nahezu parallele Einstrahlung zur Körper-Längsachse sollte unbedingt vermieden werden.
• Wenn technisch möglich, sollte einer Bestrahlung mit FFF-Beams der Vorzug gegeben werden, da in dem Bereich, wo die Durchlassstrahlung die dominierende Komponente ist,
diese deutlich kleiner ist als bei Feldern mit Ausgleichsfilter [17].
• Höhere Photonenenergie bedeutet vermindert Streustrahlung, bringt aber auch eine Exposition durch Photoneutronen mit sich. Letztlich ist eine geringere Photonenenergie zu bevorzugen für größere Entfernungen (> 25 cm) zwischen Feldgrenze und Uterus, bei kleineren Entfernungen kann die geringere Streustrahlung die zusätzliche Neutronendosis u.U. aufwiegen.
• Physische Keilfilter, Absorberblöcke und ähnliches im direkten Strahlengang sind unbedingt zu vermeiden, da diese die Durchlassstrahlung absolut erhöhen bzw. Quelle von extrafokaler Streustrahlung sind.
• Bei geringer Entfernung (ca. < 25 cm) zwischen Feldrand und Uterus spielen die Abschirmeigenschaften der Kollimatorkonstruktion eine wichtige Rolle. Der Wahl des Kollimatorwinkels ist Beachtung zu schenken, um die Abschirmwirkung beider Blendenpaare zur Verringerung der Durchlassstrahlung durch den Kollimator auszunutzen [13]. Zulässig sind nach [8] maximal 2 % oder 5 % für den MLC allein.
• Zusätzliche Abschirmungen können zur Verringerung des Anteils der Gehäuse-Durchlassstrahlung zur Anwendung kommen [13]. Dabei ist zu beachten, dass die Zehntelwertdicke für Blei für hochenergetische Photonenstrahlung bei etwa 5,5 cm liegt [18].
• Wenn für die Verringerung der Unsicherheiten bei der Patientenpositionierung ausreichend, sollte der Projektionsradiographie (orthogonale Setup-Felder) der Vorzug gegenüber der CBCT gegeben werden.
Letztlich sollten aber auch in einem solchen – sicher äußerst selten auftretenden – Fall nur die Ergebnisse von Dosismessungen an einem geeigneten Phantom als Grundlage für weitere Entscheidungen herangezogen werden.
Seit der Verfügbarkeit der Protonentherapie in Deutschland, kommt diese Methode prinzipiell auch für eine streng indizierte Bestrahlung von Schwangeren in Frage. Aufgrund der physikalischen Wechselwirkungsprozesse von Protonen mit Materie spielen nur Neutronen aus Kernprozessen eine Rolle für die Dosis außerhalb des eigentlichen Strahlenfeldes. Erwartungsgemäß liegt dabei die periphere Neutronendosis beim Pencil-Beam-Scanning (PBS) deutlich unter derjenigen, die beim Passive Scattering (PS) zu verzeichnen ist. So haben Monte-Carlo-Simulationen verschiedener Techniken für die Bestrahlung eines Hirntumors – PBS, PS und einer 3D-CRT mit 6 MV Photonen – gezeigt, dass in Abhängigkeit vom Stadium der Schwangerschaft (3., 6. und 9. Monat) beim PBS mit 1,5 – 2,5 µSv pro Gy Bestrahlungsdosis die Exposition des Fetus am kleinsten ist. Bei der 3D-CRT mit Photonen liegt die Dosis am Ungeborenen bei 11 – 30 µSv/Gy, während sie beim mit PS 170 bis 130 µSv/Gy Abstand am größten ist [19]. Messergebnisse für die Bestrahlung eines Tumors am Sehnerv mit Protonen in PS-Technik liegen in einer vergleichbaren Größenordnung von etwa 215 µSv/Gy [20]. Auch die Bestrahlung mit 12C-Ionen in Spot-Scanning-Technik lieferte bei Messungen an einer schwangeren Patientin mit einem Chordom an der Schädelbasis Dosiswerte von weniger als 1,5
µSv/GyE, wobei nur etwa 1/3 der Dosis von Neutronen versursacht wurde, der restliche Eintrag stammte von Photonen aus Kernprozessen [21].
Auch wenn nur sehr wenige Ergebnisse zu peripheren Dosisexpositionen durch die Partikeltherapie vorliegen, lässt sich schlussfolgern, dass eine Strahlenbehandlung mit Protonen oder schweren Ionen auch während der Schwangerschaft machbar ist, ohne dass eine negative deterministische Wirkung an Embryo oder Fetus zu erwarten ist. Voraussetzung ist dabei die Anwendung einer Scanning-Technik, wobei zusätzliche Messungen an der jeweiligen Anlage zur genaueren Abschätzung der Exposition vorgenommen werden sollten.
Literatur:
[1] Kry SF, Bednarz B, Howell RM, Dauer L, Followill D, Klein E, Paganetti H, Wang B, Wuu CS und George Xu X: AAPM TG 158: Measurement and calculation of doses outside the treated volume from external-beam radiation therapy. Medical Physics, Bd. 44, Nr. 10, pp. e391-e429, 1 10 2017.
[2] Xiao Y, Kry SF, Popple R, Yorke E, Papanikolaou N, Stathakis S, Xia P, Huq S, Bayouth J, Galvin J und Yin FF: Flattening filter-free accelerators: A report from the AAPM Therapy Emerging Technology Assessment Work Group. Journal of Applied Clinical Medical Physics, 16(3), 12-29 2015.
[3] Perks JR, Lehmann J, Chen AM, Yang CC, Stern RL, Purdy JA: Comparison of peripheral dose from image-guided radiation therapy (IGRT) using kV cone beam CT to intensity-modulated radiation therapy (IMRT). Radiotherapy and Oncology, Bd. 89, Nr. 3, pp. 304-310, 2008.
[4] Amer A, Marchant T, Sykes J, Czajka J, Moore C: Imaging doses from the Elekta Synergy X-ray cone beam CT system. The British Journal of Radiology, Bd. 80, Nr. 954, pp. 476-482, 2007.
[5] Hyer DE, Hintenlang DE: Estimation of organ doses from kilovoltage cone-beam CT imaging used during radiotherapy patient position verification. Medical Physics, Bd. 37, Nr. 9, pp. 4620-4626, 2010.
[6] Lonski P, Taylor ML, Franich RD, Harty P, Kron T: Assessment of leakage doses around the treatment heads of different linear accelerators. Radiation Protection Dosimetry, 2012.
[7] Chofor N, Harder D, Willborn KC, Poppe B: Internal scatter, the unavoidable major component of the peripheral dose in photon-beam radiotherapy. Physics in Medicine and Biology, Bd. 57, Nr. 6, pp. 1733-1743, 21 3 2012.
[8] DIN EN 60601-2-1, Beuth-Verlag, 2016.
[9] Taylor ML, Kron T: Consideration of the radiation dose delivered away from the treatment field to patients in radiotherapy. Journal of medical physics, 2011.
[10] Taylor ML, Kron T, Franich RD: Assessment of out-of-field doses in radiotherapy of brain lesions in children. International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, 2011.
[11] Sneed PK, Albright NW, Wara WM, Prados MD, Wilson CB: Fetal dose estimates for radiotherapy of brain tumors during pregnancy. International Journal of Radiation Oncology • Biology • Physics, Bd. 32, Nr. 3, pp. 823-830, 1995.
[12] Kron T, Lehmann J, Greer PB: Dosimetry of ionising radiation in modern radiation oncology.
Physics in medicine and biology, Bd. 61, Nr. 14, pp. R167-205, 2016.
[13] Owrangi A, Roberts DA, Covington EL, Hayman JA, Masi KM, Lee C, Moran JM, Prisciandaro JI:
Revisiting fetal dose during radiation therapy: evaluating treatment techniques and a custom shield. Journal of Applied Clinical Medical Physics, Vol. 17, No. 5, 2016.
[14] Zou J, Hu Z, Gui J, Rong J, Li Y, Zheng H: Geant4-based Monte Carlo simulator for fan-and cone-beam X-ray CT. In 4th International Conference on Bioinformatics and Biomedical Engineering, iCBBE 2010, 2010.
[15] He W, Huda W, Magill D, Tavrides E, Yao H: Patient doses and projection angle in cone beam CT. Medical Physics, Bd. 37, Nr. 5, pp. 2359-2368, 2010.
[16] Block A (2019) Private Kommunikation.
[17] Kry SF, Vassiliev ON, Mohan R: Out-of-field photon dose following removal of the flattening filter from a medical accelerator. Physics in medicine and biology, Bd. 55, Nr. 8, pp. 2155-66, 21 4 2010.
[18] DIN 6847-2 - Medizinische Elektronenbeschleuniger-Anlagen - Teil 2: Regeln für die Auslegung des baulichen Strahlenschutzes, 2014.
[19] Geng C, Moteabbed M, Seco J, Gao Y, Xu XG, Ramos-Méndez J, Faddegon B, Paganetti H: Dose assessment for the fetus considering scattered and secondary radiation from photon and proton therapy when treating a brain tumor oft he mother. Phys. Med. Biol. 61(2016)683-695 [20] Enghardt W.: Private Kommunikation (Vortrag „Sekundäre Neutronen in Medizin und
Strahlenschutz“, München 25.-26.11.2015)
[21] Münter M, Wengenroth M, Fehrenbacher G, Schardt, D, Nikoghosyan A, Durante M, Debus J.:
Heavy ion radiotherapy during pregnancy. Fertility and Sterility_ Vol. 94, No. 6, (2010) 2329e5-2329e7