Linearbeschleuniger (engl. linear accelerators, kurz „Linacs“) werden in der Strahlenklinik zur Behandlung bestimmter Erkrankungen (z.B. Tumore) mithilfe der Erzeugung von hochenergetischer Elektronen- und Photonenstrahlung, seltener auch Protonen oder Schwerionen, genutzt. In der Regel besitzen Linearbeschleuniger zwei Photonenenergien im Bereich von 4-25 MeV und zwischen drei und fünf Elektronenenergien, die ebenfalls zwischen 4-25 MeV liegen. Je nach benötigter Eindringtiefe der Strahlung variiert die verwendete Strahlenenergie. Es kann also sein, dass unterschiedliche Strahlenqualitäten zum Einsatz kommen. Sinnvoll ist es daher eine niedrige und eine hohe Photonenenergie freizuschalten. Darüber hinaus muss der Linearbeschleuniger mithilfe von Blenden und Kollimatoren eine Anpassung der Strahlungsfeldgröße an das zu bestrahlende Gewebe ermöglichen. Damit der Patient während der Behandlung ruhig liegen bleiben kann, muss der Kopf des Linearbeschleunigers um den Patienten rotierbar sind. Bei kommerziellen Geräten befindet sich das Beschleunigerrohr auf einem schwenkbaren Arm (Gantry), der eine isozentrische 360°-Rotation um den Patiententisch gewährleistet. Für den Kopf des Linearbeschleunigers sowie den Patiententisch sind ebenfalls unterschiedliche Winkel einstellbar. Die Lagerung des Patienten wird anhand von 2D- und/oder 3D-Röntgenbildern verifiziert. Dazu ist es notwendig, dass an der Gantry ein Detektor-Panel gegenüber vom Beschleunigerkopf für die MV-Bildgebung und ggf. ein kV-Detektor-Panel mit gegenüberliegenden Röntgenröhre (ConeBeam-CT, kurz CBCT) angebracht ist. Der Strahlengang des CBCTs verläuft senkrecht zum Therapiestrahl. Die Überwachung der applizierten Dosis erfolgt über ein Monitorsystem, bestehend aus zwei Ionisationskammern.

Man spricht bei dieser Technik von der Teletherapie („Ferntherapie“), da sich die Strahlenquelle fern vom zu behandelnden Gewebe, üblicherweise Tumore, die im Körperinneren liegen, befindet. Aus diesem Grund resultiert auch die Definition der perkutanen („durch die Haut“) Strahlentherapie.

Im Nachfolgenden wird der Aufbau und die Funktionsweise eines typischen Linearbeschleunigers für Elektronen- und Photonenstrahlung erläutert. Bei YouTube wurde von ELEKTA eine sehr schöne Animation des Funktionsprinzip hochgeladen, die sich gut für den ersten Einblick eignet.

Linearbeschleuniger Schema Skizze
Skizze eines Linearbeschleunigers bestehend aus der Elektronen-Gun, dem angeschlossenen Hochfrequenzgenerator, zwei Vakuumpumpen sowie einem Kühlsystem, der Gantry und dem Beschleunigungsrohr mit Hohlräumen und Irisblenden, einem Magnet-Umlenksystem, einem Primärkollimator für den Elektronen- und Photonenbetrieb mit entsprechenden Ausgleichsfiltern (Streufolien und Target), einem Blendensystem und Multileafkollimatoren, einer Lampe mit Spiegeln zur Erzeugung des Lichtfelds und dem Patiententisch.

Erzeugung

Im ersten Schritt müssen freie Elektronen erzeugt werden. Das passiert, ähnlich wie bei einer Röntgenröhre. An einem beheizbaren Glühdraht, der in der Regel aus dem hitzebeständigen Wolfram besteht, werden durch Anlegen einer Spannung bzw. durch Aufheizen des Materials, freie Elektronen erzeugt (Glühemission, Edison-Richardson-Effekt). Oftmals sind die Kathodenmaterialien dotiert, um die Austrittsarbeit zu reduzieren bzw. die Emissionsrate zu erhöhen. Die Elektronen werden anschließend mithilfe einer hohlspiegelförmigen negativ geladenen Kathode vom Draht wegbewegt und in Richtung des gegenüberliegenden Beschleunigerrohrs fokussiert. Über die am Draht angelegte Heizspannung wird die Menge der injizierten Elektronen reguliert. Zur Steuerung der Emission, befindet sich an nah der Oberfläche der Kathode ein negativ geladenes Steuergitter (relativ zur Kathode positives Potential). Da die Spannung gepulst angelegt ist, werden Elektronenpulse durch die Lochanode in das Beschleunigerrohr injiziert („Electron-Gun“). Der Glaskolben, in dem sich die Glühwendel befindet, sowie das sich anschließende Beschleunigerrohr ist evakuiert. Um das Vakuum aufrecht zu erhalten, sind üblicherweise auf der Seite der Gun („gunseitig“) und des Targets („targetseitig“) je eine Vakuumpumpe angebracht.

Elektronenkanone (electron gun)
Elektronenkanone (electron gun) eines ELEKTA-Linacs.
Elektronenkanone (electron gun) Zoom
Elektronenkanone (electron gun) eines ELEKTA-Linacs (vergrößert).

Beschleunigung

Nach der Injektion in das evakuierte Beschleunigerrohr, werden die Elektronen mithilfe elektrischer Felder linear beschleunigt. Die Felder werden durch eine Spannung zwischen zwei Elektroden erzeugt. Haben die Elektronen die erste Beschleunigungsstrecke durchlaufen, werden die Spannungen umgeschaltet, sodass nun die zweite Elektrode negativ und die dritte Elektrode positiv geladen ist. Dieses Prinzip wurde bereits 1928 von Rolf Wideröe genutzt (Wideröe-Beschleuniger). Die Frequenz der Wechselspannung muss an die Geschwindigkeit angepasst sein. Da diese im Rohr zunimmt, muss auch die Frequenz steigen. Bei einer Zielgeschwindigkeit von 3\cdot 10^8 \text{m/s} , muss die Frequenz gemäß f = v/d bei einem Elektroden-Abstand von 0,1 Meter ca. 3 Gigahertz (Mikrowelle) betragen.

Hochfrequenzgeneratoren

Zur Erzeugung der Mikrowellen wird ein Magnetron oder alternativ für höhere Leistungen ein Klystron verwendet. Da in kommerziellen Linearbeschleunigern in der Regel (u.a. auch aus Kostengründen) Magnetrons verbaut sind, wird im nachfolgenden Abschnitt nur auf diese eingegangen.

Ein Magnetron besteht aus einer Anode und Kathode, einem Magnetfeld, Resonanzhohlräumen und einer Antenne zur Auskopplung der Mikrowelle. Die Kupferanode besitzt eine zylindrische Form, in der sich eine mittige Bohrung befindet, die über kleine Schlitze mit weiteren Bohrungen, die kreisförmig um die mittlere Bohrung angeordnet sind, verbunden ist. In dem dargestellten Beispiel, sind die Bohrungen rund, sie können aber auch andere Formen haben. An der Anode ist eine gepulste Gleichspannung angelegt. In der mittleren Bohrung befindet sich die Kathode, die ebenfalls eine zylindrische Form besitzt. Der komplexe Aufbau ist von einem Magnetfeld, das parallel zu den Bohrungen ausgerichtet ist, durchsetzt. Die Elektronen werden an der Kathode über die Glühemission freigesetzt und bewegen sich aufgrund ihrer Ladung in Richtung Anode.

Skizze eines Magnetron
Magnetron bestehend aus einer Anode und Kathode, einem Magnetfeld, Resonanz-hohlräumen und einer Antenne zur Auskopplung der Mikrowelle.

Bedingt durch das angelegte Magnetfeld streben die Elektronen durch die Einwirkung der Lorentzkraft gemäß der 3-Finger-Regel eine kreisförmige Bewegung an. Im Bereich nahe der Anodenoberfläche kommt es durch die Ladung der Elektronen zur Influenz im Anodenmaterial was zu Ladungsverschiebung (Influenz und Polarisation) führt. Es entsteht eine komplexe Verteilung elektrischer Potentiale, woraus eine kreisförmige Bewegung von gebündelten Elektronen resultiert. Stimmen die Resonanzfrequenzen der Hohlräume in der Anode mit der Umlauffrequenz der Elektronenbündel überein, kommt es zur Abstrahlung von elektromagnetischen Wellen (Hochfrequenzschwingungen). Die äußeren Zylinderbohrungen bilden folglich eine resonanzfähige elektrische Schaltung (Schwingkreis). Die Welle wird abschließend seitlich aus der Anode ausgekoppelt und über den Hohlwellenleiter (engl. wave guide) dem Beschleunigerrohr zugeführt.

Blick in das Innere eines Magnetrons.
Blick in das Innere eines Magnetrons.

Thyratron

Wanderwelle

Vereinfachte Darstellung des Wanderwellen-Prinzips mit aktueller elektrischer Feldstärke je nach Position des Elektrons.

Bei Verwendung des Prinzips der Wanderwelle, werden die Mikrowellen direkt hinter der Elektronen-Gun mit Lichtgeschwindigkeit in das Rohr eingekoppelt. Die Spannungspulsung der Kathode wird mit dem Mikrowellengenerator synchronisiert. 

Vereinfachte Darstellung des Wanderwellen-Prinzips mit aktueller elektrischer Feldstärke je nach Position des Elektrons.
Vereinfachte Darstellung des Wanderwellen-Prinzips mit aktueller elektrischer Feldstärke je nach Position des Elektrons.
Die Phasengeschwindigkeit der Wanderwelle muss in etwa der Geschwindigkeit der Elektronen entsprechen, weshalb zur Nutzung der Technik die Phasengeschwindigkeit im vorderen Bereich des Beschleunigerrohres herabgesetzt werden muss. Das gelingt, indem Blenden zur Bildung von mehreren Hohlräumen („cavities“) eingesetzt werden. Im vorderen Bereich des Rohres ist der Durchmesser der Irisblenden zunächst etwas größer und nimmt dann im Laufe des Rohres mit zunehmender Teilchengeschwindigkeit ab. Alternativ könnte auch der Blendenabstand variiert werden. Dieser Aufbau sorgt zudem dafür, dass sich Elektronenpakete bilden („electron-bunching“). Die Elektronen treten zusammen mit der Wanderwelle in den ersten Hohlraum ein. Je nach Aufenthaltsort (relativ zur Welle), werden die Elektronen unterschiedlich beschleunigt, sodass weniger beschleunigte Elektronen von schnelleren Elektronen abgetrennt werden oder ggf. die phasenrichtigen Elektronen einholen. Die langsamen Elektronen schließen sich entweder dem nachfolgenden Paket an oder gehen im Beschleunigerrohr verloren (z.B. an der Wand). Zu schnelle Elektronen erfahren eine geringere Beschleunigung und schließen sich ebenfalls den phasenrichtigen Elektronen an. Es kommt zur sogenannten Phasenfokussierung. Das „Electron-Bunching“ ist nach einigen Kavitäten abgeschlossen, sodass final Elektronenpakete entstehen, die sich dauerhaft phasengleich mit der Frequenz der eingekoppelten Mikrowelle fortbewegen. Am Ende des Beschleunigerrohrs wird die Mikrowelle ausgekoppelt und dem Mikrowellengenerator wieder zugeführt (oder in einem Absorber vernichtet).

Stehwelle

Der Aufbau eines Stehwellen-Linearbeschleunigers ähnelt dem des Wanderwellen-Beschleunigers. Die Phasenfokussierung bzw. das „Electron-bunching“ erfolgt gleich. Allerdings wird bei der Verwendung des Konzepts der Stehwelle, wird die eingekoppelte Mikrowelle am Ende des Rohres reflektiert. Durch die Überlagerung von zwei Wellen, gleicher Frequenz und gleicher Amplitude bildet sich eine stehende Welle aus. Charakterisiert werden stehende Wellen durch ortsfeste Wellenknoten und Schwingungsbäuche.
Vereinfachte Darstellung des Stehwellen-Prinzips mit aktueller elektrischer Feldstärke je nach Position des Elektrons.
Vereinfachte Darstellung des Stehwellen-Prinzips mit aktueller elektrischer Feldstärke je nach Position des Elektrons.

Aufgrund der Überlagerung der Wellen, ist die Amplitude doppelt so groß (doppelte Beschleunigung) wie bei einem Wanderwellenbeschleuniger. Hinzu kommt, dass jeder zweite Hohlraum feldfrei (Wellenknoten) ist. Folglich ist es durch die Auslagerung der feldfreien Hohlräume möglich, die Länge des Beschleunigungsrohrs um den Faktor zwei zu reduzieren. Im Optimalfall stimmen die Schwingfrequenz der stehenden Welle und die Flugzeit der Elektronenbunches pro Hohlraum überein. Die Elektronen würden dann dauerhaft eine maximalgroße Beschleunigung erfahren. Für einen 6 MeV Linearbeschleuniger sind auf diese Weise nur noch knapp 30 Zentimeter Beschleunigerrohr notwendig, was z.B. ein senkrechtes Beschleunigungsrohr ermöglicht.

Ein Vergleich der beiden Prinzipien zeigt, dass beide für die klinische Anwendung geeignet sind und verschiedene Vor- und Nachteile haben. Der Wanderwellenbeschleuniger hat eine niedrigere Feldamplitude und kann dadurch nicht sehr kompakt gebaut werden. Ein senkrechtes Beschleunigungsrohr ist nicht möglich. Allerdings sind sie deutlich robuster gegenüber Frequenzschwankungen als der Stehwellenbeschleuniger. Dieser hat aufgrund der Bedingungen, die erfüllt sein müssen, damit sich die stehende Welle ausbilden kann, deutlich höhere Anforderungen. Der Anteil der Elektronen, die tatsächlich am Beschleunigungsprozess teilnehmen, ist bei der Wanderwelle also tendenziell höher. Zudem muss das Vakuum bei Stehwellenbeschleunigern aufgrund der erhöhten elektrischen Feldstärke deutlich besser sein als bei Wanderwellenbeschleunigern. Der entscheidende Vorteil des Stehwellenlinacs ist die Ermöglichung der kompakten Bauweise. Dadurch entfällt die Notwendigkeit eines Umlenksystems (z.B. Cyber-Knife: Anbringung eines kompakten Linacs an einem Roboterarm)

Um eine Defokussierung des Elektronenstrahls zu vermeiden, sind in der Regel direkt hinter der Einkopplung der Elektronen Fokussiermagnete (Spulen) angebracht. Aus der Kompression der Elektronenbündel resultiert eine steigende Dosisleistung.

Beschleunigerkopf

Das Beschleunigerrohr verlässt ein gepulster Elektronenstrahl mit einem Durchmesser von wenigen Millimetern in horizontaler Richtung. Für den therapeutischen Nutzen muss der Strahl zu einer homogen Dosisverteilung aufgeweitet und um 90° bzw. 270° gedreht werden. Für Photonenstrahlung unterschiedlicher Energien muss zudem eine Wechselwirkung mit einem entsprechend geeigneten Target stattfinden. Damit der Strahl zur finalen Behandlung eingesetzt werden kann, muss er zuletzt noch eingeblendet, kollimiert und natürlich dosimetrisch erfasst werden.

Umlenkung

In modernen Linearbeschleunigern sind in der Regel entweder 270°- oder Slalom-Umlenksysteme installiert. 90°-Umlenksysteme sind nicht praktikabel, da sie den Strahl neben der Umlenkung stark defokussieren. Aufgrund der Geschwindigkeitsabhängigkeit der Lorentzkraft wäre das Ergebnis eine spektrale Aufspaltung des Elektronenbündels, die zu einer ortabhängigen Energieverteilung führt. 270°-Umlenksysteme bestehen aus daher drei 90°-Magneten und einem Spalt zur Energiefilterung. Die Breite des Spaltes definiert die Toleranz gegenüber Abweichungen von der Sollenergie der Elektronen. Gleichzeitig reduziert sie die Dosisleitung des Linacs. Im Elektronenbetrieb liegt die Elektronenausbeute im niedrigeren einstelligen Prozentbereich. Bei der Anwendung mit Photonen muss der Spalt etwas geweitet werden, um den Teilchenverlust, der durch die Wechselwirkung mit dem Target entsteht, auszugleichen. Der resultierende Verlust der Energieschärfe ist aufgrund der anschließenden Erzeugung von Bremsstrahlung vernachlässigbar.

Umlenkmagnete (bending magnets)
Unterschiedliche Arten einen Beam mithilfe von Umlenkmagneten (engl. bending magnets) um 90° bzw. 270° umzulenken. Von oben links nach unten rechts: Drei 90° Umlenkmagnete, ein 270° Umlenkmagnet, ein Slalom-Umlenksystem und ein defokussierender 90° Umlenkmagnet.

Slalom-Umlenksystemen bestehen ebenfalls aus drei Sektormagneten, deren Winkelsumme allerdings unter 270° liegt. Die Winkel betragen (nacheinander) 45°, 45°, und 110-120° (je nach Einfallswinkel in den ersten Magneten). Die ersten beiden Magneten spalten die Elektronen nach ihrer Energie auf bevor sie im letzten Magneten wieder fokussiert werden. Der gesamte Elektronenstrahl wird unabhängig von der Energie auf das Target fokussiert. Mithilfe dieser Magnetanordnung, kann die Höhe des Beschleunigers erheblich reduziert werden.

Zusätzlich zu den Umlenkmagneten sind um das Strahlrohr magnetische Quadrupol-Paare angebracht. Quadrupole fokussieren immer nur in eine Richtung und haben gleichzeitig eine defokussierende Wirkung zur Querrichtung. Folglich müssen diese Magnete immer paarweise verwendet werden. Das Ergebnis nach dem Durchlaufen der Umlenkmagnete ist ein stark fokussierter, sehr dünner Elektronenstrahl mit hoher Energieschärfe.

Aufweitung

Elektronen

Für den therapeutischen Einsatz mit Elektronen werden große (bis zu 25x25cm²) Strahlenfelder benötigt. Der gebündelte Elektronenstrahl muss folglich zu einer homogenen Dosisfläche aufgeweitet werden.  Dazu werden dünne Streufolien in den Strahlengang gebracht, die neben der erwünschten Aufweitung einerseits durch die Energieabgabe die spektrale Schärfe reduzieren und zum anderen zur Erzeugung von unerwünschter Bremsstrahlung führen. Üblicherweise werden Blei- oder Wolframfolien verwendet, da hier das Verhältnis von Energieverlust zu Energieaufweitung am besten ist. Da bei höheren Elektronenenergien weniger Wechselwirkung pro durchlaufene Strecke auftritt, muss die Streufoliendicke mit steigender Energie zunehmen, was gleichzeitig zu mehr Bremsstrahlung und Energieverlust führt. Aufgrund des einfallenden Elektronenpeaks werden insbesondere bei diesen Energien in der Nähe des Zentralstrahls dickere Folien benötigt um ein geglättetes Gaußprofil zu erzeugen. Moderne Beschleuniger besitzen daher energieabhängige Streufoliensysteme, die jeweils aus mehreren Folien zusammengesetzt sind. Sie befinden sich hinter den Umlenkmagneten auf einem Karussell und können je nach Bedarf in den Strahlengang gefahren werden. Besonders wichtig ist, dass der Elektronenstrahl zentral auf die Foliensysteme trifft. Ansonsten würde der Beam ungünstig verformt werden und zu asymmetrischen, energieabhängigen Dosisverteilungen führen. Die Strahlführung bestehend aus Energiespalt und Umlenkmagneten muss also ständig mithilfe von Messkammern auf seine Zentrumslage kontrolliert werden um eine ausreichende Flatness und Symmetrie zu gewährleisten.

Photonen

Für den therapeutischen Einsatz mit Photonen muss der Elektronenstrahl zunächst auf eine Metallplatte (Target) treffen, um durch Wechselwirkung im Coloumbfeld des Atomkerns hochenergetische Bremsstrahlung zu erzeugen. Genau wie bei der Röntgenröhre werden hier Schwermetalle wie zum Beispiel Wolfram verwendet. Details können im Teil zur Bremsstrahlerzeugung bei der Röntgenröhre unter Grundlagen nachgelesen werden. Die Dicke des Targets liegt zwischen 1-4 Millimetern. Sie variiert je nach Photonenenergie und resultiert aus einem günstigen Verhältnis zwischen Photonenerzeugung und Photonenabsorption durch das Targetmaterial. Je dicker das Target, je mehr Photonen werden produziert, gleichzeitig steigt die Schwächung durch Absorption. Aufgrund der enormen Wechselwirkungsrate muss das Target ähnlich wie bei einer Röntgenröhre gekühlt werden. Hinter dem eigentlichen Target befindet sich oftmals ein weiteres Target („Bremstarget“), das für das Auffangen der transmittierten Elektronen zuständig ist. Es sollte möglichst wenig mit den Photonen wechselwirken und besteht deshalb aus leichteren Materialen.

Hinter dem Target muss der Photonenstrahl, dessen Intensitätsverteilung stark zentriert ist, noch geglättet werden. Zur Erreichung der gewünschten „Flatness“ werden sogenannte Ausgleichsfilter verwendet. Je höher die gewünschte Photonenenergie, desto spitzer ist der mittige Peak, sodass energieabhängige Ausgleichsfilter verwendet werden müssen. Hinzu kommt, dass auch das Querprofil bzw. die Dosisverteilung der Photonen energieabhängig ist. Das muss bei der Konstruktion der Filter berücksichtigt werden. In modernen Beschleunigern befinden sich folglich komplexe Filter, aus unterschiedlichen Materialien (z.B. Wolfram, Blei, Eisen, Aluminium), die je nach Wechselwirkung eine optimale Verteilung und wenig Nebeneffekte erzeugen. Die Filter werden je nach angewählter Energie in den Strahlengang gefahren. Damit sie die konzentrierte Photonenverteilung glätten können, muss sichergestellt sein, dass der Elektronenstrahl gerade und mittig auf das Bremstarget trifft. Ist das nicht der Fall, entstünden geneigte Dosisquerverteilungen. Hier ist das Monitoring des Beams mithilfe von Dosisleistungskammern, wie bereits bei den Elektronen erwähnt, sehr wichtig.

Glättung der Intensitätsverteilung eines Photonenstrahls mithilfe eines Ausgleichkörpers im Beschleunigerkopf.
Glättung der Intensitätsverteilung eines Photonenstrahls mithilfe eines Ausgleichkörpers im Beschleunigerkopf.
Blick in einen Beschleunigerkopf: Ausgleichsfilter auf einem Drehkarussel für verschiedene Teilchenarten und -energien.
Blick in einen Beschleunigerkopf: Ausgleichsfilter auf einem Drehkarussel für verschiedene Teilchenarten und -energien.

Flattening Filter Free

Wie bereits erläutert wird der Photonenstrahl durch die Wechselwirkung der Elektronen mit einem Target erzeugt. Die resultierende glockenförmige Photonenverteilung wird anschließend mithilfe eines Ausgleichsfilter geglättet um im Zielvolumen eine möglichst homogene Dosis applizieren zu können. Da mittlerweile der Anteil der Behandlungen bei denen eine fluenzmodulierte Bestrahlungstechnik angewendet wird, überwiegt, ist eine Glättung des Dosisprofils jedoch nicht zwingend notwendig. Durch das Entfernen des Ausgleichsfilters („Flattening Filter Free“, kurz: „FFF“) wird weniger Nutzstrahlung absorbiert, wodurch die Dosisrate ansteigt und letztlich die Behandlungszeit reduziert werden kann. Der Faktor liegt bei ca. 2-4. Diese Technik ist bei Hochdosisbestrahlungen sehr praktisch und insbesondere bei kleinvolumigen Zielvolumen wie bei der Stereotaxie relevant. Aufgrund der geringen Größe der Volumina ist in diesem Fall auch keine Glättung über eine größere Fläche notwendig, weshalb das Fehlen des Ausgleichsfilters nahezu irrelevant ist. Der Zeitfaktor ist auch für den Komfort des Patienten und damit für mögliche Bewegungsfehler, deren Wahrscheinlichkeit mit der Bestrahlungsdauer zunehmen, entscheidend. Ebenso ist die höhere Dosisleistung bei atemgetriggerten Bestrahlungen ein Vorteil, da pro Atemphase eine höhere Dosis appliziert werden kann. Mittlerweile bieten die meisten modernen kommerziellen Linearbeschleuniger diese Technik an. In der Regel werden FFF-Techniken für 6 MeV und 10 MeV Linearbeschleuniger angeboten.

Durch die Verwendung der FFF-Technik ändern sich die Strahleneigenschaften des Linearbeschleunigers. Durch den fehlenden Ausgleichsfilter weicht zum Beispiel das Energiespektrum vom üblichen Strahl ab. Der sogenannte Aufhärtungseffekt, bei dem niederenergetische Photonen durch Filterung (bei Linearbeschleunigern geschieht das teilweise bereits im Target) herausgefiltert werden, entfällt. Die Folge ist ein höherer Anteil von Photonen mit geringer Energie, die zu einer erhöhten Hautdosis beitragen. Dieses Problem lässt sich beheben indem ein dünner Filter, ähnlich wie bei der Röntgenröhre, in den Strahlengang gefahren wird. Ein wichtiger Vorteil der FFF-Technik aus Sicht des Strahlenschutzes für das Personal ist, dass durch die geringere Wechselwirkungsrate im Kopf die Streustrahlung und die Dosis außerhalb des Bestrahlungsfeldes sinkt.

Um die konventionelle Bestrahlungstechnik und insbesondere die konformale Technik gänzlich zu verdrängen reicht es aufgrund offensichtlicher situativer Nachteile jedoch nicht. Einige klinische Fälle z.B. die Brustbestrahlung, Notfälle, palliative Knochenbestrahlungen erfordern häufig eine konformale und oder sehr schnelle Bestrahlung. Die meisten Linearbeschleuniger ermöglichen die FFF-Technik nur für Photonenenergien von unter 10 MeV ermöglichen. Bestrahlungen mit 15 MeV Photonen sind somit ausgeschlossen. Hinzu kommt, dass das Erzeugen von extrem großen Feldern oder das Durchführen von Ganzkörperbestrahlungen mit der FFF-Technik nur erschwert möglich.

Kollimierung

Elektronen

Zur Kollimierung der Elektronen bzw. zur Erzeugung der gewünschten Feldgröße werden in der Regel sogenannte Elektronentubusse verwendet. Den Tubussen vorgeschaltet ist ein Primärkollimator, besteht aus einem dichten Material und einer kegelförmigen Bohrung, die in Richtung des Strahls divergent geöffnet ist, sowie vier Blenden (zwei in x-Richtung, zwei in y-Richtung) zur Definition eines quadratischen Feldes. Beide, sowohl der Primärkollimator als auch die Blenden, werden auch für den Photonenbetrieb eingesetzt und müssen zur (fast) vollständigen Abschirmung deshalb massiv, bis zu 20cm Blei oder Wolfram, gebaut werden. Im Gegensatz zu Photonen, müssen Elektronen aufgrund der Wechselwirkung mit der Luft, insbesondere Streuung, bis zur Patientenoberfläche weiter kollimiert werden. Übliche Elektronentubusse werden daher heutzutage als externe Applikation an den Beschleunigerkopf gesteckt und direkt vom Linearbeschleuniger erkannt. Da für die Absorption von Elektronen kaum Material notwendig ist, bestehen sie in der Regel aus leichtem Metall. Dadurch, dass nicht die Möglichkeit besteht, das Feld ausschließlich mit Blenden zu formen, ist die Anzahl der Feldgrößen begrenzt. Häufig werden 6x6cm²-, 10x10cm²-, 14x14cm²- und 20x20cm²-Tubusse verwendet. Da in der klinischen Routine Zielvolumen abseits der starren Feldgrößen existieren, werden die Felder mit gegossenen Blöcken modifiziert. Infolgedessen verändern sich die dosimetrischen Eigenschaften (z.B. Streueigenschaften, Output-Faktoren, Profile) des Strahls, sodass individuell dimensionierte Elektronenfelder immer eingemessen werden sollten.

Photonen

Wie bei den Elektronen, erfolgt die Primärkollimierung mithilfe einer kegelförmigen Bohrung direkt hinter dem Target noch vor dem Ausgleichsfilter. Es folgen die Ionisationskammer und anschließend die oben erwähnten Blenden. Da die Blenden ausschließlich rechteckige Felder ermöglichen, die meisten zu bestrahlenden Strukturen jedoch irreguläre Formen haben, befindet sich hinter den Blenden der sogenannte Multilammelenkollimator („Multi-Leaf-Kollimator“, kurz MLC). Wie der Name schon sagt, besteht der Kollimator aus dünnen bis zu 20cm dicken blattförmigen Wolframlamellen. Die Lammellenblenden bestehen aus jeweils opponierenden motorengesteuerten Leaf-Paaren. Anders als die vier Blenden, können die MLC nur in eine Richtung gefahren werden. Die Richtung kann über die Drehung des Kollimators variiert werden. Die Anzahl der Leaves variiert je nach Feldgröße und MLC-Dicke. Übliche Linearbeschleuniger haben 5mm-MLC, ältere Modelle auch noch 10mm. Es existieren auch Linearbeschleunigerköpfe, die explizit für die Bestrahlung sehr kleiner Zielvolumina entworfen wurden, in denen noch kleinere MLC (z.B. 0,2mm) eingebaut sind. Bei einer maximalen Feldgröße von 40x40cm² und 5mm-Leaves entspricht das 160 MLC. Je kleiner die MLC, desto konformaler kann eine Bestrahlung geplant werden. Es gibt jedoch ein Limit, ab dem die Konformität nur noch gering ansteigt, sodass kein klinischer Mehrwert mehr generiert wird. Ein Nachteil einer erhöhten MLC-Anzahl besteht in der Transmission durch die Spalte zwischen den Lamellen. Aus diesem Grund werden die MLC in der Regel stufenartig angeordnet. Zusätzlich befindet sich oberhalb der MLC die sogenannte „Back-up“-Blende, die immer an den am weitesten geöffnete Lamellenblende heranfährt.

Die Position der MLC wird mithilfe kleiner Reflektoren, die von oben an den einzelnen Enden der MLC angebracht sind. Die Reflexion des Lichtfelds an der Spitze der MLC wird von einer Videokamera detektiert und ausgewertet. Stimmen Sollposition und aufgenommene Position nicht überein, ist eine Bestrahlung nicht möglich.

Monitoring

Nachdem der Elektronen- oder Photonenbeam gestreut und geglättet wurde, durchläuft er, bevor er von Kollimatoren (Blenden, Tubusse, MLC) geformt wird, ein Dosismonitorsystem. Die erste Aufgabe dieses Systems ist die Strahlabschaltung nach Erreichen der gewählten Monitoreinheiten. Die zweite Aufgabe besteht in der dauerhaften Kontrolle der Strahlsymmetrie sowie der Dosimetrie. Das Monitorsystem besteht in der Regel aus drei scheibenförmigen übereinanderliegenden luftgefüllten Ionisationskammern, die beim Durchlaufen des Strahls eine Dosis messen. Umgesetzt wird der Aufbau z.B. mithilfe von jeweils zwei gegenüberliegenden aluminierten Filmen auf Polyethylenterephthalat-Polyesterfolie und einer Spannung von 300 V. Die entstehenden Ionen beim Durchgang des Strahls werden zu den Platten gezogen und gemessen. Da die Kammern nicht luftdicht verschlossen sind, befinden sich an der Kammer Instrumente zur Messung von Druck und Temperatur. Die Luftdichte wird also bei der Bestimmung der Dosis berücksichtigt.

Damit der Beschleuniger weiß, wie viel Dosis eine Monitoreinheit sind, müssen die Kammern im Rahmen einer Absolutdosimetrie vom Medizinphysik-Experten mithilfe von unabhängigen Messkammern im Wasserphantom kalibriert werden. Sollten Abweichungen zwischen den Messergebnissen der Kammern vorliegen, wird der Linearbeschleuniger über das Interlocksystem sofort ausgeschaltet. Das Gleiche gilt für Abweichungen in der Flatness oder Symmetrie. Zur Überprüfung dieser Parameter sind die Ionisationskammern in Segmente unterteilt und um 90° relativ zueinander gedreht. Diese Geometrie ermöglicht z.B. bei einer Aufteilung in jeweils zwei Segmente eine Kontrolle der Symmetrie und Flatness in x- und y-Achsenrichtung (A / B) bzw. crossplane und inplane (Gantry / Target bzw. G / T), wie auf der schematische Skizze zu sehen. Dafür werden lediglich zwei Messwerte, die in gleichem Abstand von der Strahlmitte entfernt liegen, miteinander verglichen. Da das zusätzliche Material einen Einfluss auf die Energie und Strahlgeometrie hat, werden in der Regel dünnwandige Messkammern verwendet.

Keilfilter

Keilfilter können ein nützliches Instrument sein, um die Dosisverteilung in eine bestimmte Richtung zu verschieben. Auf der dünnen Seite wird der Strahl wenig absorbiert, auf der dicken Seite je nach Keilfilterwinkel entsprechend mehr. Diese dickenabhängige Schwächungstechnik findet z.B. dann Anwendung, wenn der Strahl schräg in das Gewebe einfällt, d.h. dass der Strahl eine schräge Dosisverteilung entwickelt, der entgegengewirkt werden muss um eine hohe Konformität im zu bestrahlenden Gewebe zu erhalten. Diese Art von Modifikation war insbesondere vor der Verbreitung moderner Bestrahlungstechniken wie der field-in-field-, IMRT- und VMAT-Technik sehr populär. Früher mussten die Keile noch händisch von den MTRAs in die Satellitenhalterung des Beschleunigerkopfes eingeschoben werden. So konnten Pläne mit vielen unterschiedlichen Keilfeldern zu einer hohen körperlichen Belastung der MTRA und ggf. zur Kritik am Plan des Physikers führen.

Da der gewünschte Winkel je nach Anatomie, Zielvolumen oder Bestrahlungsplan variieren kann, gab es damals unterschiedlich geformte Keile, die sich in ihrem sogenannten Keilwinkel unterscheiden. Der Keilwinkel gibt vor, inwieweit sich die Isodosenverteilung, also die Profile der Linien gleicher Dosis, im Gewebe verschieben soll. Die Neigung wird bestimmt, indem eine Gerade durch drei Punkte entlang der Isodosenlinie gezogen wird. Der erste Punkt befindet sich auf dem Zentralstrahl in einer Tiefe von 10 Zentimetern und definiert die Isodosenlinie. Die anderen zwei Punkte liegen auf der Isodosenlinie jeweils rechts und links um ein Viertel der definierten Feldgröße vom Zentralstrahl entfernt.

Keilfilter-Winkel 0°, 15°, 30°, 45° und 60°
Isodosis-Verläufe von Feldern mit verschiedenen Keilfilter-Winkeln: 0°, 15°, 30°, 45° und 60° (Dargestellt mithilfe eines Bestrahlungsplanungssystems)

Moderne Beschleuniger besitzen entweder motorischen oder dynamische Keilfilter. Motorische Keilfilter sitzen hinter dem Dosismonitorsystem und können wie der Name schon vermuten lässt, automatisch in den Strahlengang verschoben werden. Anders als bei den manuell eingesetzten Keilen wird hier nur ein Keil mit fester Winkelgröße eingesetzt. Der Winkel beträgt in der Regel 60° und definiert gleichzeitig den maximal einstellbaren Winkel. Wird ein kleinerer Winkel benötigt, so wird das Bestrahlungsfeld in zwei Segmente unterteilt. Das erste Segment wird mit Keil und das zweite ohne Keil gefahren, sodass die Summendosisverteilung der Felder den gewünschten Keilwinkel erzielen. Bei dynamischen (auch virtuellen) Keilfiltern wird der Winkel der Dosisverteilung mithilfe der Blenden erzeugt. Das Prinzip ist relativ simple: Zunächst ist das Feld komplett geöffnet. Sobald die Bestrahlung beginnt, fährt eine Halbblende stetig und schließt das Bestrahlungsfeld. Die Seite von der die Blende losfährt erhält somit relativ wenig Dosis, wohingegen die Seite an der die Blende zum Ende ankommt, die volle Dosis abbekommt. Es wird also virtuell ein schräges Dosisprofil geschaffen. Sowohl bei motorischen Keilfiltern, als auch bei dynamischen Keilfiltern, ist die Feldgröße bedingt durch die Art und Weise der Umsetzung begrenzt. Allerdings ist die Begrenzung bei dynamischen Keilfiltern deutlich stärker, da die benötigte Fahrreichweite der Blende über den Zentralstrahl hinaus („Overtravel“) gering ausfällt.

Bildgeführte Strahlentherapie (IGRT)

Besser bekannt unter dem englischen Begriff IGRT (Image-guided radiotherapy) ist die bildgeführte Bestrahlung, die schon länger zum Standardverfahren der Strahlenkliniken zählt. Die Art und Weise wie und welche Technik eingesetzt wird unterscheidet sich jedoch je nach verfügbaren Mitteln und Abteilung. Zweck der IGRT ist die millimetergenaue Bestrahlung des Patienten bzw. die Gewährleistung, dass der Patient während der Bestrahlung am Linearbeschleuniger wie in der Bestrahlungsplanung respektive bei dem Planungs-CT gelagert wird. Dadurch wird sichergestellt, dass der Strahl gemäß dem Bestrahlungsplan das zu behandelnde Zielvolumen hochkonformal abdeckt und Risikoorgane bestmöglich geschont werden.

Grundsätzlich wird zwischen der 2D- und 3D-IGRT differenziert. Für die dreidimensionale Lagerungskontrolle dient das ursprüngliche Planungs-CT als Referenzdatensatz. Vor der Bestrahlung wird mithilfe einer sogenannten ConeBeam-Computertomographie (CBCT) ein 3D-Datensatz erstellt. Ein CBCT besteht aus einer kV-Röntgenröhre und einem gegenüberliegenden Flachdetektor (Detektor-Panel), die jeweils um 90° rechts und links neben dem Beschleunigerrohr des Linearbeschleunigers montiert sind, weshalb sie auch OBI kV-CBCT (on-board imaging) genannt werden. Sie können also wie die Gantry um 360° um den Patienten rotieren und so ein CT erstellen. In der Regel sind die Dosisbelastungen deutlich geringer als bei konventionellen CT. Nachdem die aktuelle Patientenposition vom CBCT erfasst wurde, wird sie mit dem Referenzdatensatz, dem Planungs-CT überlagert (matching) um Verschiebevektoren und Rotationswinkel zu erzeugen. Diese geben die notwendige Korrektur der Patientenpositionierung in x-, y- und z-Richtung sowie den Rotationswinkel um die jeweilige Achse an. Nach der Berechnung der Verschiebevektoren kann der Tisch automatisch in die richtige Position gefahren werden. Die Rotationskorrektur Die Genauigkeit moderner CBCT-Systeme liegt unter einem Millimeter.

Für die zweidimensionale Lagerungskontrolle kann entweder die kV-Bildgebung unter Verwendung des CBCT oder die MV-Bildgebung mithilfe des Therapiestrahls und einem MV-Detektor-Panel durchgeführt werden. Früher wurden normale Röntgenfilme verwendet und entwickelt. Der offensichtliche Nachteil bei Filmen ist der Zeitfaktor. Während der Entwicklung liegt der Patient auf dem Tisch und wartet. Darüber hinaus ist keine Live-Überwachung während der Bestrahlung möglich. Die Festkörperdetektoren, die in den Panels verbaut sind verwenden meistens a-Si Halbleiter (amorphes Silizium). Da zuvor keine 2D-Röntgenaufnahmen erstellt wurden, müssen die Referenzbilder aus dem Planungs-CT gewonnen werden. Dazu werden sogenannte DRR (digital reconstructed radiographs) erzeugt. Die digital rekonstruierten Röntgenaufnahmen ähneln normalen Röntgenaufnahmen aus Sicht eines bestimmten Gantrywinkels und können folglich als Referenz verwendet werden. Für die klinische Einstellung werden in der Regel zwei koplanare Aufnahmen aus 0° und 90° bzw. 270° erstellt. MV-Aufnahmen werden mithilfe der therapeutischen 6 MV-Photonenstrahlung und einem gegenüberliegendem Detektor-Panel, dem sogenannten EPID (electronic portal imaging device) erstellt. Für die kV-Bildgebung wird das oben beschriebene Röhren-Detektor-System des CBCT in statischer Ausrichtung verwendet.

Linearbeschleuniger mit ausgefahrenem ConeBeam-CT und EPID (Frontalansicht)
Linearbeschleuniger mit ausgefahrenem ConeBeam-CT (90° relativ zum Beschleunigerkopf versetzt) und gegenüberliegndem EPID. Beispielhafte Darstellung anhand eines ELEKTA Synergy Linacs (Frontalansicht).
Linearbeschleuniger mit ausgefahrenem ConeBeam-CT und EPID (Seitenansicht)
Linearbeschleuniger mit ausgefahrenem ConeBeam-CT (90° relativ zum Beschleunigerkopf versetzt) und gegenüberliegndem EPID. Beispielhafte Darstellung anhand eines ELEKTA Synergy Linacs (Seitenansicht).

Im Laufe der Therapie werden je nach Region, Tumor aber auch abteilungsinternen Vorgaben regelmäßig Kontrollaufnahmen mit der kV- und oder MV-Bildgebung gemacht. Um Sicherzustellen, dass die kV-Bildgebung für die Verifikation der Patientenlagerung verwendet werden kann, muss dauerhaft gewährleistet sein, dass das Isozentrum des Linearbeschleunigers, der MV-Bildgebung mit dem Isozentrum des kV-CBCT gut übereinstimmt. Je nach Anwendungsspektrum erfolgt die Kontrolle entweder wöchentlich oder, insbesondere für stereotaktische hochdosierte Präzessionsbestrahlungen, arbeitstäglich.

Aktivierung

Bei der Anwendung hochenergetischer Photonenstrahlung, können radioaktive Folgeprodukte entstehen. Ursächlich dafür ist der Photoeffekt am Atomkern (Kernphotoeffekt), bei dem Kernprodukte, z.B. Protonen, Neutronen oder Alphateilchen, aus dem Kern gestoßen werden. Der Kernphotoeffekt tritt ab Energien um 2,2 MeV auf und nimmt, da moderne Linearbeschleuniger Energien im Bereich von 4 – 25 MeV verwenden, folglich eine bedeutende Rolle im Strahlenschutz ein. Der Strahlenschutz lässt sich dabei in zwei Bereiche gliedern. Zum einen erfolgt eine Aktivierung der Bauteile des Linearbeschleunigers, insbesondere an denen die Photonenstrahlung wechselwirkt (z.B. Blenden, Kollimatoren, Target, Keilfilter). Zum anderen wird auch die Luft (und auch der Patient), die sich während der Bestrahlung im Therapiefeld befindet, aktiviert. Die Art der produzierten Radionuklide resultiert aus den verwendeten Materialien. Es können unter anderen die folgenden Radionuklide und Tochternuklide durch die Wechselwirkung mit dem Linearbeschleuniger und dessen Zubehör entstehen:

^{18}\text{F}, ^{28}\text{Al}, ^{24}\text{Na}, ^{53}\text{Fe}, ^{56}\text{Mn}, ^{57}\text{Ni}, ^{58}\text{Co}, ^{60}\text{Co}, ^{62}\text{Cu}, ^{66}\text{Cu}, ^{120}\text{Sb}, ^{122}\text{Sb}, ^{181}\text{W}, ^{187}\text{W}, ^{203}\text{Pb}

Durch die Wechselwirkung mit der Luft und dem Patienten unter anderem die folgenden Radionuklide und Tochternuklide:

^{11}\text{C}, ^{13}\text{N}, ^{15}\text{N}, ^{15}\text{O}, ^{14}\text{O}

Glücklicherweise weist der Großteil der aktivierten Materialien eine eher geringe Halbwertszeit im Bereich von einigen Sekunden bis Minuten auf. Seltener entstehen aufgrund von Materialverunreinigungen auch langlebige Radionuklide (z. B. 60Co). Da bereits sehr lange Kenntnisse zur Materialaktivierung vorhanden sind, wird zur Optimierung des Strahlenschutzes ein definierter Luftumsatz vorgeschrieben. Die Belüftung sorgt für eine Verminderung der Personalexposition durch die Luft. Übliche Dosisleistungen im Bestrahlungsbunker liegen als Folge der Aktivierung bei ca. 0,1µSv/h – 10 µSv/h. Bei einer Worst-Case-Abschätzung mit 220 Arbeitstagen, einer 40 Stundenwoche und einer dauerhaften Belastung von 10 µSv/h läge die Exposition durch die reine Materialaktivierung im Jahr bei 17,6 Millisievert.

Die Folgen der Materialaktivierung sind ein Grund, weshalb Ärzte und Medizinphysiker die Aktivierung in ihrer Bestrahlungstechnik berücksichtigen. Wie oben erwähnt liegt die Aktivierungsschwelle bei ca. 2,2 MeV. Allerdings sind an Linearbeschleunigern aufgrund der Materialabhängigkeit der Schwelle, eher Energien ab 10 MeV strahlenschutzrelevant.  Folglich werden hauptsächlich niedrigere Photonenenergien (6 – 10 MeV) verwendet und höhere Energien (15 – 25 MeV) gemieden. Hinzu kommt, dass Keile, die zum einen selbst aktiviert werden können und zum anderen durch ihre Dicke die benötigte Strahlendosis stark erhöhen, immer weniger Anwendung finden. Die Keilproblematik wird immer häufiger durch field-in-field-, IMRT- oder VMAT-Techniken abgelöst.