Teletherapie Methoden und Techniken in der Strahlentherapie

Teletherapie
Methoden und Techniken in der Strahlentherapie
Till Neddermann
24. Januar 2007
Inhaltsverzeichnis
1 Einleitung
2 Wesentliche Merkmale der
2.1 Strahlungsformen . . . .
2.2 Strahlenquelle LINAC .
2.3 Behandlungsziel . . . . .
2.4 Zell-Überlebenskurve . .
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Strahlentherapie
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3 Formen der Strahlentherapie
3.1 Konformale Strahlentherapie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
3.2 Intensitätsmodulierte Strahlentherapie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
3.3 Tomotherapie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
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4 Bestrahlung bewegter Zielvolumina
10
5 Zusammenfassung
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Literatur
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1
Einleitung
Die Strahlentherapie ist im Gegensatz zur Chemotherapie eine lokale Therapieform zur
Behandlung von Tumoren. Mehr als 50% aller Krebspatienten erhalten eine Strahlentherapie. Entweder alleinig oder kombiniert mit anderen Therapieformen wie z.B. der schon
genannten Chemotherapie oder auch der Chirurgie.
Wie die Vorsilbe tele“(gr.), was soviel wie fern oder weit heißt, schon vermuten lässt,
”
handelt es sich um eine Therapie, bei der die zur Behandlung verwendete Strahlung von
außen appliziert wird. Die Teletherapie steht damit im Gegensatz zur Brachytherapie, bei
der sich die Strahlenquellen nah am Zielvolumen befindet.
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2.1
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Wesentliche Merkmale der Strahlentherapie
Strahlungsformen
Die bei der Teletherapie primär verwendeten Strahlungsformen sind Photonen, also harte
Röntgenstrahlung, und Elektronen in einem Energiebereich von etwa 4-25 MeV. Diese
Strahlungen werden mit einem Elektronenbeschleuniger hergestellt.
Des weiteren werden noch Protonen, Schwerionen und vereinzelt für spezielle Anwendungen noch Neutronen zu Therapiezwecken verwendet. Die Applikation von Protonen und
Neutronen ist schwieriger, da zu ihrer Herstellung größere Beschleunigerstrukturen wie
Synchrotrone, etc benötigt werden. Ihre Anwendung beschränkt sich deshalb auf einige
klinische Zentren und befindet sich zum größten Teil noch im Forschungsstatus bzw. stehen noch größere Patientenstudien aus.
Die unterschiedlichen Strahlungsarten unterscheiden sich dabei in ihrem Energiedepositionsverhalten. In den beiden Abbildungen 1 und 2 sind die relativen Tiefendosiskurven von
Abbildung 1: Tiefendosiskurven für
verschiedene Photonenenergien und 60 Co
[1]
Abbildung 2: Tiefendosiskurven für
verschiedene Elektronenenergien [1]
Photonen und Elektronen unterschiedlicher Energie in Wasser dargestellt. Das Verhalten
in Wasser ist dem in menschlichem Gewebe sehr ähnlich. Bei genaueren Messungen wie
z.B. der Kalibrierung eines Bestrahlungsgerätes werden aber spezielle Kunststoffe verwendet, die genauer dem menschlichen Gewebe entsprechen.
Wie man sieht, dringen Elektronen viel weniger in Gewebe ein als Photonen und werden
schnell vollständig abgebremst. Im Gegensatz dazu nimmt die Dosis bei Photonen nur
exponentiell ab, so dass für tiefer liegende Tumore Gammastrahlung verwendet wird.
2.2
Strahlenquelle LINAC
Wie bereits erwähnt wird die Therapiestrahlung durch Beschleunigung von Elektronen,
was meist mit Hilfe eines LINAC geschieht, hergestellt. Ein Linearbeschleuniger besteht
aus einer Elektronenquelle und je nach Energie einem Mikrowellensender oder Klystron.
Die Hochfrequenzwellen werden über einen Hohlleiter in das Beschleunigerrohr eingekoppelt. In diesem befinden sich Scheiben, die durch Reflexion dafür sorgen, dass sich nur
gewisse Wellenmoden und je nach zu erreichender Energie entweder laufende Wellen (Beschleunigerrohr bis 125cm Länge und 10MeV) oder stehende Wellen (bei höhere Energien)
bestimmter Geschwindigkeit ausbilden können.
Im Strahlerkopf befindet sich ein Ablenkmagnet, welcher die Strahlrichtung um 270◦ nach
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Abbildung 3: Bestandteile eines klinischen Beschleunigers [2]
unten ablenkt. Diese Ablenkung wird achromatic bending“ genannt, da auf diese Wei”
se idealerweise alle Elektronen, unabhängig von ihrer Energie, das optionale Target am
gleichen Punkt und in gleicher Richtung treffen. Für die Erzeugung von Gammastrahlung wird der Elektronenstrahl dabei auf ein Target, meist aus Wolfram (bei E > 15MeV
Materialien mit kleinerem Z), gerichtet. Des Weiteren befinden sich im Strahlerkopf noch
Blenden und Filter, die Richtung und Intensitätsprofil des Strahles standardisieren. Als
ein weiteres sehr wichtiges Bauteil befinden sich dort zwei oder mehr Ionisationskammern,
mit deren Hilfe die applizierte Dosis in sogenannten monitoring units (MU) bestimmt wird.
Diese sind zumindest doppelt vorhanden, um eine Ausfallsicherheit zu gewährleisten, da
sie den Strahl nach einer bestimmten applizierten Dosis abschalten müssen. Ihre Aufgabe
ist demnach sehr wichtig und taucht später noch einmal bei den Therapieformen auf.
In den verbreiteten klinischen Geräten sind die Bestandteile, wie in Abbildung 4 dargestellt, angeordnet. Es ist der obere Teil der Gantry schematisch abgebildet. Sie enthält das
Beschleunigerrohr und natürlich den Strahlerkopf. Die Gantry lässt sich um eine Achse
gegen den stehenden Teil verdrehen, sodass eine Einstrahlung aus verschiedenen Winkeln
möglich ist. An der Gantry sind je nach Gerät und Ausbaustufe zusätzlich bildgebende
Geräte befestigt.
2.3
Behandlungsziel
Behandlungsziel der Krebstherapie ist es, zum einen den Tumor größtmöglich zu schädigen, was durch eine hohe Dosis erreicht werden kann, zum anderen aber das umliegende
Gewebe bestmöglich zu schonen, was wiederum nur bei einer niedrigen Dosis möglich
ist. Wie man an der beispielhaften Darstellung des Zusammenhangs zwischen applizierter
Dosis und erreichter Tumorkontrollwahrscheinlichkeit (tumor control probability, TCP)
sowie der Nebenwirkungswahrscheinlichkeit (normal tissue complication probability, NTCP) in Abbildung 5 erkennen kann, muss die gewählte Dosis einen gewissen Kompromiss
darstellen.
Die Wahrscheinlichkeit der komplikationslosen Heilung ergibt sich als aus TCP und NTCP
nach P = T CP ·(1 − N T CP ). Die Lage wie z.B. der Abstand der beiden Kurven TCP und
NTCP hängt jedoch stark vom Gewebe und Lokalisation des Tumors ab. Möglicherweise
liegt die NTCP sogar links von der TCP.
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Abbildung 4: Anordnung der Bestandteile in einem klinischen Beschleuniger [3]
2.4
Zell-Überlebenskurve
Unterschiedliche Gewebetypen reagieren sehr unterschiedlich auf eine Bestrahlung. Um
den Anteil der überlebenden Zellen (surviving fraction, SF) nach Applikation einer bestimmten Strahlendosis beschreiben zu können, wird im allgemeinen das Linear-quadratische Modell (LQM) verwendet.
SF (D) = exp −αD − βD2
(1)
Die darin enthaltenen Konstanten α und β sind gewebespezifisch. Ihre Größe bestimmt
wie schnell die Anzahl der überlebenden Zellen abnimmt.
Auf diesem Modell basiert das Prinzip der fraktionierten Behandlung. Dabei wird die
Bestrahlung in mehreren Abschnitten mit Pausen durchgeführt. Bei jeder Bestrahlung
setzt die Zellüberlebenskurve, wie in Abbildung 7 sichtbar, am Endpunkt der vorherigen
Bestrahlung wieder von neuem an, sodass in Abhängigkeit der gewebespezifischen Größen
α und β unterschiedlich große Fraktionierungseffekte, d.h. höhere Zellüberlebensraten als
bei einzelner Applikation der Gesamtdosis, erzielt werden können. Abbildung 8 zeigt die
Größe des Fraktionierungseffektes für einen hohen α/β-Wert und einen kleinen. Früh
reagierendes Gewebe besitzt einen geringen Fraktionierungseffekt. Der lineare Term α
überwiegt, das Verhältnis α/β ist groß und liegt in einem Bereich von 8−20Gy. Zu diesem
Gewebetyp gehören z.B. die meisten Tumore, Schleimhäute und das Knochenmark. Spät
reagierendes Gewebe besitzt dagegen einen großen Fraktionierungseffekt. Der quadratische
Term β überwiegt, das Verhältnis α/β ist klein und liegt in einem Bereich von 1 − 4Gy.
Zu diesem Gewebetyp gehören z.B. Lunge, Haut und Niere.
Andererseits reagieren einige Tumore mit verstärkter Zellteilung auf eine Bestrahlung,
weshalb die Gesamtbehandlungsdauer möglichst kurz gehalten werden sollte.
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Abbildung 5: TCP und NTCP in Abhängigkeit der applizierten Dosis
Abbildung 6: Linear-quadratisches Modell
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Abbildung 7: Prinzip der
Fraktionierung [4]
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Abbildung 8: Gewebespezifischer
Fraktionierungseffekt [4]
Abbildung 9: Übersicht über das Fraktionierungsprinzip [5]
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3.1
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Formen der Strahlentherapie
Konformale Strahlentherapie
Um die Strahlenbelastung des gesunden Gewebes möglichst gering zu halten, werden bei
allen Teletherapieformen mehrere Einstrahlrichtungen verwendet. Auf diese Weise lassen sich zudem Risikoorgane (organ at risk,
OAR) aussparen. Diese Felder kreuzen sich
im Zielvolumen und addieren sich zur entsprechenden Dosis auf.
Diese Felder werden aus jeder Richtung genau
der Form des Zielvolumens angepasst. Ihre
Anordnung ist dabei nicht notwendigerweise
über 360◦ gleichmäßig verteilt, sondern wird
durch die Form des Zielvolumens und der LaAbbildung 10: Verwenden mehrerer
ge der Risikoorgane bestimmt.
Strahlrichtungen [6]
Zur Formung der einzelnen Strahlfelder gibt
es zwei unterschiedliche Methoden. Die eine
besteht darin für jede Strahlrichtung einen feldformenden Block aus einer Bleilegierung
herzustellen. Dies kann durch Fräsen aus einem Block oder durch Gießen in einer vorher
angefertigten Form geschehen. Auf diese Weise kann der Strahl exakt den Anforderungen entsprechend geformt werden. Die Nachteile dieser Methode sind allerdings, dass die
Herstellung recht zeitaufwändig ist und entsprechendes Personal benötigt wird. Zudem
ist die Handhabung für das Therapiepersonal zum einen durch ihr hohes Gewicht und
zum anderen durch die Anwendung in der Bestrahlung (Einbau des Blockes, Schließen
des Strahlenbunkers, Bestrahlung, Öffnen des Strahlenbunkers, Austausch des Blockes,
...) recht unpraktisch.
Abbildung 11: Schematische Darstellung Abbildung 12: Schematische Darstellung
der Verwendung eines feldformenden
der Verwendung eines Lamellenkollimators
Blockes [7]
[7]
Eine andere Methode ist die Verwendung von Lamellenkollimatoren (multi leaf collimator,
MLC). Diese bestehen aus gegenüberliegenden Paaren von Lamellen aus Wolfram und erlauben eine flexible und schnelle Feldformung. Diese besitzen allerdings den Nachteil, dass
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aufgrund der Lamellendicke nur eine begrenzte Randgenauigkeit erreicht werden kann. Um
die Erzeugung eines Halbschattens im Strahlenfeld zu vermeiden, müssen die Lamellen
tangential am Strahlengang ausgerichtet sein. Zur Vermeidung von Strahlenlecks müssen
die Lamellenzwischenräume geeignet designt sein. Zudem müssen die Lamellen in Strahlrichtung eine Dicke von etwa 10cm besitzen. Konventionelle Lamellenkollimatoren besitzen eine maximale Feldgröße von 40cm ∗ 40cm und sind in den Strahlerkopf integriert. Die
erreichbare laterale Auflösung beträgt im Isozentrum etwa 0, 5cm bis hin zu 1cm im Randbereich. Feinere Auflösungen lassen sich mit einem Mikro-Lamellenkollimator erzeugen.
Abbildung 13: Mikro-MLC [9]
Dieser besitzt eine maximale Feldgröße von 10cm ∗ 10cm und wird an den Zubehörträger
des Strahlerkopfes montiert. Der in der Abbildung zu sehende Mikro-Lamellenkollimator,
der am Deutschen Krebsforschungszentrum in Heidelberg entwickelt wurde, besitzt eine
Lamellendicke von 1, 6mm im Isozentrum, d.h. Ortsauflösung am Tumor (Hardwareseitig
ist die Dicke viel kleiner). Die dafür erforderlichen Lamellendicken stellen ein mechanisches Problem dar.
Die Strahlformung mit Hilfe eines Lamellenkollimators wurde entwickelt um die konformale Strahlentherapie zu beschleunigen. Jedoch lassen sich damit ringförmig um ein
Risikoorgan liegende Zielvolumina nur unzureichend behandeln. Bei Verwendung eines
zentralen Blockes bei einer Rotationsbestrahlung wird das Risikoorgan vollständig geschont, jedoch fällt aufgrund der unterschiedlichen Verweildauer eines jeden Punktes im
Schatten des Blockes die dadurch applizierte Dosis im Zielvolumen zum Zentrum hin ab.
3.2
Intensitätsmodulierte Strahlentherapie
Dieses Problem lässt sich mit der intensitätsmodulierten Bestrahlung beheben, indem die
Intensität des Strahles zum Zentrum hin ansteigt.
Da die zur Therapie des Tumors notwendige Dosisverteilung genau bekannt ist, wird
bei der IMRT die inverse Planung ähnlich dem Verfahren der CT-Bildrekonstruktion
angewandt. Analytische Verfahren liefern dabei z.T. physikalisch nicht realisierbare Intensitätsprofile, d.h. dass die mit dem einen Profil an einem Ort zu viel erzeugte Dosis
durch eine negative Intensität in einem anderen Profil kompensiert werden müsste. Die
optimale Intensitätsverteilung zu finden, welche die Anforderungen am bestern erfüllt,
stellt somit ein Optimierungsproblem dar.
Die Herstellung der auf diese Weise ermittelten Intensitätsprofile lässt sich auf zwei verschiedene Methoden realisieren.
Die eine Möglichkeit ist Kompensatoren zu verwenden, die durch Absorption von Strahlung aus dem vormals homogenen Strahl einen Strahl mit modulierter Intensität erzeugen.
Diese Kompensatoren können entweder mit Hilfe einer CNC-Fräse direkt aus einem Block
oder aber durch Gießen einer niedrigschmelzenden Legierung in eine vorher angefertigte
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Form erzeugt werden. Dies wird meist in mehreren Schichten getan, um in einem gewissen Maß die Strahldivergenz berücksichtigen zu können. Die laterale Auflösung des
realisierbaren Intensitätsprofiles ist durch die Fräskopfgröße gegeben. Die Herstellung
der Kompensatoren ist allerdings zeitaufwändig und erfordert, wie auch schon bei den
strahlformenden Blöcken, entsprechendes Personal (45min − 1h pro Block, bei 5 Feldern
→ 4 − 5h). Zudem müssen gegossene Kompensatoren verifiziert werden, da der Absorber
u.U. Lufteinschlüsse enthalten könnte und damit höhere Intensitäten als die geforderten
liefern würde.
Der Kompensator sorgt nur für die Intensitätsmodulation. Die Konturen werden über ein
herkömmlichen integrierten Lamellenkollimator vorgenommen.
Die zweite Möglichkeit zur Intensitätsmodulation ist die Verwendung von Lamellenkollimatoren. Dazu wird ein motorgetriebener Lamellenkollimator benötigt, der zum einen
einen genügend großen Overtravel und zum anderen ausreichend schmale Lamellen besitzt. Overtravel entspricht der Strecke, die die Lamellen über die Mitte hinaus in den
Strahlengang hinein gefahren werden können.
Mit dem MLC sind zwei verschiedene Bestrahlungsansätze realisierbar. Beim statischen
Ansatz, auch als Step and Shoot“ bezeichnet, ist der Strahl während des Fahrens der
”
Lamellen abgeschaltet. Die erforderliche Dosis wird dabei durch Superposition von Subfeldern erreicht. Dabei ermöglicht eine größere Anzahl von Subfeldern eine feinere Intensitätsabstufung, verursacht aber gleichzeitig auch eine längere Behandlungsdauer. Zu
dem lässt sich die Intensität nicht beliebig abstufen, denn nicht alle Beschleuniger können
wenige Dosiseinheiten (monitoring units, MU) stabil liefern.
Genauer lässt sich die Bestrahlung beim statischen Ansatz noch in die Close in“-Technik
”
und die Sweep“-Technik unterteilen. Bei ersterer erfolgt die Bewegung der Lamellen auf”
einander zu, sodass jedes Maximum einzeln erzeugt wird. Bei letzterer ist die Bewegung
der Lamellen gleichgerichtet, wodurch sich aufgrund des kürzeren Fahrwegs eine kürzere
Gesamtdauer der Behandlung ergibt.
Beim dynamischen Ansatz, auch als Sliding Window“ bezeichnet, ist dagegen der Strahl
”
während des Fahrens der Lamellen dauerhaft angeschaltet. Bei dieser Methode variiert
die Geschwindigkeit der einzelnen Lamellen, sodass die einzelnen Punkte im Zielvolumen aufgrund der unterschielichen Bestrahlungszeit unterschiedliche Dosen erhalten. Es
lassen sich kürze Bestrahlungszeiten als beim statischen Ansatz erreichen, allerdings ist
die Verifikation der Behandlung komplexer, da zusätzlich zur Positionsungenauigkeit der
Lamellen die Ungenauigkeit der Geschwindigkeit hinzu kommt.
3.3
Tomotherapie
Ein nahezu parallel zur IMRT entwickelte Technik ist die Tomotherapie, die ihren Namen, analog zu Tomographie, aufgrund der schichtweisen Behandlung trägt. Sie ist ein
alternatives Konzept, welches 1993 vorgeschlagen wurde und erst seit 2003 auf dem Markt
erhältlich ist. Die für die Bestrahlung notwendigen Komponenten sind wie bei CT und
MRT ringförmig angeordnet. Ein solches Gerät besitzt ein integriertes Megavolt-CT zur
Lokalisierung vor jeder Fraktion. Der Kontrast eines Megavolt-Bildes ist erheblich schlechter als der eines Kilovolt-Bildes, da die Absorption für die verschiedenen Gewebetypen
nicht so stark wie bei Kilovolt-Strahlung variiert. Es lassen sich jedoch Knochen erkennen,
so dass eine Patientenverschiebung durch einen Vergleich von Planungs- und Tomo-CT
bestimmbar ist. Bei der Tomotherapie-Behandlung wird der Patient kontinuierlich durch
das Gerät gefahren. Der Fächerstrahl scannt dabei, wie in Abbildung 15 zu erkennen, das
Zielvolumen spiralförmig ab. Auf diese Weise ist eine nahtlose Bestrahlung von Zielvolu9
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Abbildung 14: Geöffnetes Tomotherapiegerät [10]
Abbildung 15: Spiralförmiges Applikation der
Therapiestrahlung [11]
Abbildung 16: Binärer,
schlitzförmiger MLC [12]
mina von z.Z. bis zu 160cm Länge möglich. Dies ermöglicht multiple Metastasen in einem
Arbeitsgang zu behandeln oder auch eine vollständige Knochenmarksbestrahlung durchzuführen. Der Fächerstrahl des Gerätes wird dabei von einem binären MLC moduliert,
der schematisch in Abbildung 16 dargestellt ist.
4
Bestrahlung bewegter Zielvolumina
Bei all den bisher vorgestellten Bestrahlungsarten handelt es sich um Methoden für unbewegte Zielvolumina. Um dies zu erreichen, müssen geeignete Immobilisierungsmaßnahmen
getroffen werden. Dabei kann es sich um extra angefertigte Masken wie z.B. für den Kopf,
einem Vakuumbett oder bei einmaligen Bestrahlungen auch um stereotaktische Rahmen
handeln. Mit diesen Methoden lassen sich natürlich auch bewegte Zielvolumina bestrahlen,
jedoch müssen diese dabei so gewählt werden, dass sie zu jedem Zeitpunkt der Bestrahlung
das zu behandelnde Gewebe vollständig enthalten. Dadurch wird jedoch auch unweiger10
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lich gesundes Gewebe bestrahlt.
Um bewegte Ziele optimaler bestrahlen zu können, müssen also zusätzliche Verfahren angewendet werden. Dabei gibt es verschiedene Ansätze. Grob lassen sich diese in solche,
die auf Verringerung der Bewegung, und solche, die auf Bewegungsadaption beruhen, unterteilen.
Bei den ersten wären z.B. Atemanhalte-Techniken zu nennen. Zur zweiten Gruppe gehören
Atemtriggerung, die Verfolgung von optischen Markern und die bildgesteuerte Bestrahlung.
Alle diese Methoden dienen dazu, das für die Bestrahlungsplanung verwendete Planungszielvolumen (PTV) kleiner als das ohne diese Techniken wählen zu können und damit bei
gleicher Tumorkontrolle eine stärkere Schonung von umliegendem Gewebe bzw. eine höhe
Tumorkontrollwahrscheinlichkeit TCP bei gleicher Nebenwirkungswahrscheinlichkeit zu
erreichen.
Als Beispiel für eine Atemanhalte-Technik, also einer auf Verringerung der Bewegung beruhende Methode, wäre die Behandlung eines Mamma-Karzinoms zu nennen, bei der im
tiefeingeatmeten Zustand ein wesentlich größerer Abstand zwischen Zielvolumen und Risikoorgan, in diesem Fall dem Herz, erzielt und so mit geringere Nebenwirkungen erreicht
werden können.
Bei der Bewegungsadaption wäre die Atemtriggerung über ein Spirometer, also ein den
Abbildung 17: Spirometer zur Atemtriggerung [13]
Atemdruck messendes Gerät, zu nennen, mit Hilfe dessen die Bestrahlung auf einen gut
reproduzierbaren Zeitpunkt im Atemzyklus getriggert werden kann. Dabei ist jdoch zu
beachten, dass möglicherweise eine Phasenverschiebung zwischen Bewegung und Atemdruck vorliegt. Dieses muss unter Durchleuchtung erfasst und entsprechend mit in die
Planung einbezogen werden. Als Vorteil dieser Methode ist der bereits mit geringem Aufwand realisierbare Aufbau zu nennen. Allerdings ist dieser Methode unkomfortabel für
den Patienten, der bei atembewegten Tumoren sowieso schon oftmals Atemprobleme hat
und somit zusätzlich belastet wird. Ebenso muss versucht werden die Ungleichmäßigkeit
des Atemvorgang durch geeignetes Training auf ein Minimum zu reduzieren.
Eine Atemtriggerung lässt sich auch mit optischen Markern durchführen, die in Form von
Infrarotreflektoren auf dem Brustkorb des Patienten befestigt werden. Die Bewegung dieser Marker wird mit eine Kamera aufgenommen und von einer Tracking Software in ein
Bewegungssignal verwandelt. Vorteilhaft ist dabei, das kein Signal-Drift auftritt. Zu dem
ist es sehr komfortabel für den Patienten, da dieser nur die Marker aufgeklebt bekommt.
Nachteilig ist hierbei zusehen, dass nicht notwendigerweise eine direkte Korrelation zwischen Marker- und Tumorbewegung besteht.
Noch in der Entwicklung befindlich ist die bildgesteuerte Bestrahlung zur Atemtriggerung
11
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bei der der Patient unter Durchleuchtung bestrahlt wird. Dabei ist das Zielvolumen direkt bzw. mit Hilfe von implantierten Markern sichtbar. Durch diese Methode erhält der
Patient jedoch eine nicht geringe zusätzliche Dosis. Desweiteren ist diese Methode u.U.
bei orthogonaler Anordnung zum Therapiestrahl problematisch, da eine Bewegung somit
u.U. nicht sichtbar ist. Einsetzbar ist die bildgesteuerte Bestrahlung jedoch zum interund intrafraktionellen Bewegungsausgleich.
5
Zusammenfassung
Alle hier vorgestellten Bestrahlungstechniken dienen dazu von physikalisch-technischer
Seite die Bestrahlung von Tumoren zu verbessern, Nebenwirkungen auf eine Minimum zu
reduzieren und die Tumorkontrolle zu erhöhen.
Bei den Bestrahlungstechniken ist die grundlegende konformale Therapie zur intensitätsmodulierten Therapie und Tomotherapie weiterentwicklet worden. An Feldformungstechniken gibt es die Methode der Blöcke oder der MLCs. Intensitätsmodulierte Felder lassen
sich mit Hilfe von Kompensatoren und MLCs realisieren. Bei den Techniken zur Bestrahlung bewegter Volumina ist im wesentlichen zwischen denen zur Bewegungsverminderung
und denen zur Bewegungsadaption zu unterscheiden.
Literatur
[1] www.prometheus.uni-tuebingen.de, Grundlagen der Bestrahlung
[2] www.prometheus.uni-tuebingen.de, Physikalische Aspekte ionisierender Strahlung
[3] Varian Medical Systems
[4] www.prometheus.uni-tuebingen.de, Molekulare und zelluläre Strahlenbiologie
[5] www.prometheus.uni-tuebingen.de, Normalgewebe- und Tumor-Strahlenbiologie
[6] http://rileychildrenshospital.com/images/3d.jpg
[7] Dr. S. Levegrün, Vorlesung Einführung in die moderne Strahlentherapie (Teletherapie), Uni Essen, 2006
[8] http://www.radionics.com/products/rt/gfx/mmlc.jpg
[9] http://www.dkfz-heidelberg.de/de/medphys/images/startseite.jpg
[10] Thomas R. Mackie et al., Overview of Helical Tomotherapy
[11] A. W. Beavis, Is tomotherapy the future of IMRT?, The British Journal of Radiology,
77 (2004), 285 - 295
[12] http://www.lrcc.on.ca/research/pdf/Tomotherapy.pdf
[13] Stromberg et al., IJROBP, 2000
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Weitere Quellen
• Dr. S. Levegrün, Vorlesung Einführung in die moderne Strahlentherapie (Teletherapie), Uni Essen, 2006
• Schlegel/Mahr, 3D Conformal Radiation Therapy, Multimedia CD, Springer
• Varian Medical Systems, Gating School Copenhagen, 2004
• The British Journal of Radiology, April 2004
• www.varian.com
• www.tomotherapy.com
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