Dosisoptimierung bei dynamischen Rotationsbestrahlungen

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Diplomarbeit
Dosisoptimierung bei dynamischen
Rotationsbestrahlungen
Melanie Fischbach
Fachhochschule Giessen - Friedberg
Institut für Medizinische Physik und Strahlenschutz
Referent: Prof. Dr. rer. nat. Klemens Zink
Koreferent: Prof. Dr. rer. medic. Martin Fiebich
Gießen, 24.02.2006
Inhaltsverzeichnis
Abbildungsverzeichnis.......................................................................................................................... IV
Tabellenverzeichnis................................................................................................................................. V
1 Einleitung................................................................................................................................................ 1
1.1 Zielsetzung...................................................................................................................................... 2
2 Grundlagen der Strahlentherapie.......................................................................................................3
2.1 Einteilung........................................................................................................................................ 3
2.2 Perkutane Strahlentherapie...........................................................................................................4
2.3 Techniken........................................................................................................................................ 5
2.3.1 Konvetionelle RT.................................................................................................................. 5
2.3.2 IMRT.......................................................................................................................................6
2.4 Therapie........................................................................................................................................... 7
3 IMRT.........................................................................................................................................................8
3.1 Intensitätsmodulation....................................................................................................................8
3.2 Realisierung.....................................................................................................................................9
3.2.1 Statische MLC-Technik......................................................................................................10
3.2.2 Dynamische MLC-Technik............................................................................................... 10
3.3 Inverse Planung............................................................................................................................ 14
3.3.1 Dosisberechnung................................................................................................................ 15
3.3.2 Zielfunktion.........................................................................................................................16
3.3.3 Optimierung........................................................................................................................17
4 Mammakarzinom.................................................................................................................................19
4.1 Anatomie....................................................................................................................................... 19
4.2 Klassifizierung.............................................................................................................................. 20
4.3 Bestrahlungstechniken.................................................................................................................21
5 Material und Methoden......................................................................................................................23
5.1 GMPsystem................................................................................................................................... 23
5.2 Formulierung des mathematischen Problems......................................................................... 25
5.2.1 Zielfunktion.........................................................................................................................25
5.2.2 MLC...................................................................................................................................... 26
5.2.3 Optimierungsverfahren..................................................................................................... 27
5.3 Bewertungskriterien.....................................................................................................................31
5.4 Phantom.........................................................................................................................................33
II
6 Ergebnisse und Diskussion............................................................................................................... 35
6.1 Vergleich der unterschiedlichen Ansätze................................................................................. 36
6.2 PTV................................................................................................................................................. 39
6.3 Linke Lunge.................................................................................................................................. 40
6.4 Kontralaterale Organe................................................................................................................. 41
6.5 Biologische Bewertung................................................................................................................ 43
7 Zusammenfassung und Ausblick.....................................................................................................45
8 Danksagung.......................................................................................................................................... 46
9 Literatur..................................................................................................................................................47
10 Eidesstattliche Erklärung................................................................................................................. 52
III
Abbildungsverzeichnis
Abbildung 1: Multi-Leaf-Kollimator..............................................................................................................2
Abbildung 2: Übersicht aktueller Bestrahlungtechniken............................................................................4
Abbildung 3: Konventionelle 4-Felder-Box-Bestrahlung............................................................................6
Abbildung 4: Verschiedene Bestrahlungtechniken im Überblick..............................................................7
Abbildung 5: Intensitätsverteilung bei statischem oder dynamischem MLC......................................... 9
Abbildung 6: Step-and-shoot........................................................................................................................ 10
Abbildung 7: Sliding-window-Methode..................................................................................................... 11
Abbildung 8: Gegenläufige Rotationsfelder............................................................................................... 12
Abbildung 9: Dosisverteilung mit COMART............................................................................................. 13
Abbildung 10: Anatomie der Mamma.........................................................................................................19
Abbildung 11: Lymphsysten der Mamma.................................................................................................. 19
Abbildung 12: Lokalosationshäufigkeit (%) und Metastasierungswege des Mammakarzinoms...... 20
Abbildung 13: Tangentiale Mammabestrahlung mit zwei gleichgewichteten Gegenfeldern.............21
Abbildung 14: Minimumsuche mit dem Verfahren nach Brent.............................................................. 29
Abbildung 15: Ablaufdiagramm des Optimierungsprozess.................................................................... 30
Abbildung 16: NTCP-Kurven für Lunge und Herz...................................................................................31
Abbildung 17: Phantom für die Optimierung............................................................................................ 34
Abbildung 18: Tangential-Felder inkl. aller LAW..................................................................................... 35
Abbildung 19: Tangential-Felder mit Schonung der Lunge.....................................................................35
Abbildung 20: Dosisverteilung nach Optimierung mit dem Powell-Verfahren nach
Startwertvorgaben PTV - Lunge.......................................................................................37
Abbildung 21: Dosisverteilung nach Optimierung der Feldgewichtung mit einem Gradienten
Verfahren............................................................................................................................. 37
Abbildung 22: Dosisverteilung nach Optimierung mit der Symmetrie-Funktion................................37
Abbildung 23: Dosisverteilung nach Powell-Verfahren mit Startwerten der Symmetrie-Funktion.38
Abbildung 24: Dosisverteilung nach der idealisierten IMRT.................................................................. 38
Abbildung 25: Dosisveteilungen unterschiedlicher BPS aus der Planungsstudie ............................... 38
Abbildung 26: PTV im Vergleich..................................................................................................................39
Abbildung 27: DVH der linken Lunge ....................................................................................................... 40
Abbildung 28: DVH der kontralateralen Mamma..................................................................................... 41
Abbildung 29: DVH des Herzens................................................................................................................. 42
Abbildung 30: DVH kontralaterale Lunge..................................................................................................42
IV
Tabellenverzeichnis
Tabelle 1: Reduzierte Dosis der rechten Lunge im Vergleich........................................................................43
Tabelle 2: NTCP der rechten Lunge bei unterschiedlichen Bestrahlungstechnken....................................43
V
Einleitung
1
1 Einleitung
Bereits im ersten Jahr nach Entdeckung der Röntgenstrahlen 1895, folgte auch deren
therapeutische Nutzung. In Wien behandelte Dr. Leopold Freund ein Kind mit einem
Tierfellnävus. In der heutigen Zeit ist die Behandlung von Krebs in den Vordergrund
getreten.
Zwei
Prozent
der
über
65-jährigen
erkranken.
daran
Da
diese
Bevölkerungsschicht in den kommenden Jahren weiter anwachsen wird, ist auch mit
einer Zunahme der Krebserkrankungen zu rechnen [28].
Das medizinische Fachgebiet der Geschwulsterkrankungen, die Onkologie, greift bei der
Behandlung von Tumoren auf drei unterschiedliche Konzepte zurück: Strahlentherapie,
Chemotherapie und Chirurgie. Die Strahlentherapie ist ein Sammelbegriff für die
Anwendung ionisierender Strahlen. Der Einsatz eines Linearbeschleunigers ist seit den
1980er Jahren üblich. Neuerungen werden vorallem bei der Planung der Bestrahlung
eingeführt. Die Möglichkeit der sehr genauen Planung hat sich mit den Verbesserungen
im Bereich der medizinischen Bildgebung ergeben. Diese erlaubt nun eine Bestrahlung
dreidimensional zu planen. Schnell entwickelten sich neue Methoden wie die Intensitätsmodulierte Strahlentherapie (IMRT).
Neben der besonders guten Dosisverteilung im Zielvolumen wie auch in angrenzenden
Strukturen, ist die IMRT eine kosteneffektive Behandlung [29]. Eine Grundlage dieser
Behandlungsmethode ist die inverse Planung. Die IMRT wird aktuell hauptsächlich bei
tiefergelegenen Tumoren eingesetzt. Doch da im Jahr 2002 die häufigste Todesursache
von Frauen im Alter von 30 bis 35 Jahren das Mammakarzinom war [30], liegt es nahe,
die Behandlungsmethode von oberflächennahen, konkav-geformten Zielvolumen mit
Techniken der IMRT und der inversen Planung zu optimieren.
Einleitung
2
Das Instrument der IMRT ist der Multi-Leaf-Kollimator (MLC), in Abbildung 1 gezeigt.
Dieser ist heutzutage Teil jeden Linearbeschleunigers. Mit dem MLC lässt sich die
Intensität der Strahlung variieren, so daß sich bessere Anpassungen der Isodosen an den
Zielvolumen ergeben.
Abbildung 1: Multi-Leaf-Kollimator
Sicht in Strahlrichtung auf einen Multi-Leaf-Kollimator der Firma Varian. [40]
1.1 Zielsetzung
Die inverse Planung, nutzt Computer, um die Berechnungen bzw. die Optimierung der
verschiedenen Möglichkeiten durchzuführen. Kommerzielle Bestrahlungsplanungssysteme (BPS) bieten bereits die Möglichkeit, die Intensität bei Stehfeldern zu optimieren.
Doch lassen sich oberflächennahe Tumore, die der Körperform entsprechend konkav
geformt sind, besser mit Bewegungsbestrahlungen (Rotationsfeldern) behandeln. Daher
wird in der vorliegenden Arbeit ein Algorithmus in ein Bestrahlungsplanungsystem
implementiert, der die Optimierung der Dosis bei Rotationsfeldern ermöglicht.
Das Ziel ist eine Optimierung von Feldform und Dosisleistung, während der Rotation
der Gantry auf Grundlage von Dosisvorgaben. Anders als bei dem Verfahren der
inversen Planung bei der IMRT, welche die Fluenz für jede Einstrahlrichtung moduliert,
wird lediglich die Stellung des MLCs und die innerhalb des Feldes konstante
Dosisleistung verändert.
Grundlagen der Strahlentherapie
3
2 Grundlagen der Strahlentherapie
2.1 Einteilung
Allen strahlentherapeutischen Behandlungen ist das Ziel gemein, eine letale Energiedosis
im Tumor zu deponieren und gleichzeitig die Risikoorgane so weit wie möglich zu
schonen. Je nach Art und Lokalisation des Tumors beträgt die hierzu benötigte
Energiedosis zwischen 30 Gy und 80 Gy.
Die Strahlentherapie zeigt gute Behandlungserfolge bei Patienten mit örtlich nicht
fortgeschrittenen Tumoren. Diese Gruppe stellt ca. 55% der Tumorpatienten. Etwa ein
Drittel dieser Patienten kann durch die Anwendung ionisierender Strahlung geheilt
werden (supplementär oder alleinig). Dieser Wert entspricht auch der Anzahl Patienten,
welchen durch einen chirurgischen Eingriff geholfen werden kann [41].
Die unterschiedlichen strahlentherapeutischen Behandlungsformen lassen sich nach der
Entfernung der Strahlenquelle vom Körper in Brachy- und Teletherapie einteilen. Bei der
Brachytherapie wird eine Strahlenquelle in die unmittelbare Nähe des Tumors gebracht.
In der Regel sind es Gammastrahler, die durch Körperöffnungen oder andere Zugänge
zum Tumor geführt werden.
In der Teletherapie, auch als perkutane Strahlentherapie bezeichnte, befindet sich die
Strahlenquelle in der Regel zwischen 60 cm und 100 cm vom Körper entfernt. 90 - 95 %
aller Bestrahlungen erfolgen mit Photonenstrahlung. Sehr gute Ergebnisse zeigt auch die
Bestrahlung mit Protonen oder schweren Ionen. Jedoch ist die Erzeugung von
Schwerionen oder Protonen kostenintensiv und zum jetzigen Zeitpunkt an wenigen
Zentren in Deutschland möglich.
Grundlagen der Strahlentherapie
4
2.2 Perkutane Strahlentherapie
Um die benötigte Energie im Tumor zu deponieren, werden unterschiedliche
Bestrahlungtechniken angewandt (Abbildung 2). Es lässt sich unterscheiden zwischen
„konventionellen“
Techniken,
IMRT
und
Rotationsbestrahlungen,
eine
genaue
Abgrenzung der einzelnen Techniken ist dabei jedoch nicht möglich.
Es kann daher eine Einteilung anhand der Benutzung eines MLCs erfolgen, der ein
wichtiges Instrument zur Feldformung und Fluenzmodulation ist. Die meisten
Linearbeschleuniger sind bereits damit ausgestattet oder können entsprechend
nachgerüstet
werden.
Die
in
Abbildung
2
dargestellte
Einteilung
der
Bestrahlungtechniken bezieht sich auf den Einsatz des MLCs während der Bestrahlung.
Unterschieden wird in statische oder dynamische MLC-Technik, bezogen darauf, ob die
Strahlung während der Positionierung der einzelnen Leafs ausgeschaltet wird oder
eingeschaltet bleibt.
Bestrahlungstechniken
Statische Methoden
Konvetionelle RT
Dynamische Methoden
COMART
IMRT
Tomotherapy
Sliding window
step-and-shoot
Abbildung 2: Übersicht aktueller Bestrahlungtechniken
Weitverbreitet ist die „konventionelle“ Bestrahlungstechnik. Diese geht bis auf kleine
Änderungen von bereits bekannten Feldkonfigurationen für verschiedene Tumoren aus.
Die
Feldkonfiguration steht als zusammmenfassender
Einstrahlwinkel,
Strahlqualitäten
oder
Verwendung
Begriff für feststehende
eines
Keilfilters.
Solche
Standardtechniken resultieren meist aus jahrelanger Erfahrung und stellen den Hauptteil
der angewandten Behandlungsmethoden dar.
Grundlagen der Strahlentherapie
5
Eine moderne Behandlungsmethode ist die Intensitätsmodulierte Radiotherapie (IMRT),
die aktuell in die klinische Routine übergeht. Diese Behandlungsform kommt auf Grund
der
Möglichkeit
zur
Dosiseskalation
im
Tumor
bei
gleichzeitig
geringeren
Nebenwirkungen auch in Deutschland immer häufiger zur Anwendung [7].
Eine Weiterentwicklung der IMRT ist COMART1 , die z. Zt. nur an wenigen Kliniken in
Deutschland durchgeführt wird. Bei dieser Technik wird der dynamische Einsatz des
MLCs mit der Rotation der Gantry während der Bestrahlung verbunden.
Die gleiche Vorgehensweise, jedoch mit unterschiedlichem Linearbeschleuniger,
Strahlengang und MLC, wird bei der Tomotherapie angewandt [35], welche z. Zt. in
Deutschland noch keine Anwendung findet.
2.3 Techniken
2.3.1 Konvetionelle RT
Für die verschiedenen Tumorerkrankungen haben sich je nach Lokalisation spezielle
Techniken entwickelt. Die Deutsche Gesellschaft für Radioonkologie e. V. (DEGRO) hat
Leitlinien für die Behandlung der häufigsten Tumoren publiziert. Dort wird nicht die
Bestrahlungstechnik, sondern die empfohlene Dosisspezifikation festgeschrieben.
Dennoch spiegeln diese Leitlinien die reale Situation der häufigsten Behandlungstechniken wieder und veranschaulicht so den derzeitigen Stand der Technik [1].
Im Allgemeinen werden bei konventionellen Bestrahlungstechniken 3 bis 6 Stehfelder
verwendet (Abbildung 3). Die Energie der Strahlung wird anhand der Tiefe des zu
bestrahlenden Tumors gewählt. Die Anpassung der Feldform geschieht mittels Blenden,
MLC oder standardisierten Kompensatoren. Zusätzlich kann durch Keilfilter in Grenzen
die Fluenz der einzelnen Felder verändert werden. Ziel ist es, 3D-konformal zu
bestrahlen. In der konvetionellen RT werden bei entsprechender Indikation auch
Rotationsfelder eingesetzt.
1
Conformal MLC Arc Technics
Grundlagen der Strahlentherapie
6
Die Geometrie der meisten Feldanordnungen hat sich über lange Zeit bewährt und wird
auf Grund der reproduzierbaren Einstellung entsprechend angewendet, auch wenn dies
im Einzelfall nicht immer die optimale Bestrahlungstechnik darstellt. Vorteile dieser
Behandlungsmethode sind die Reproduzierbarkeit, Nachvollziehbarkeit, sowie die
geringe Fehleranfälligkeit.
Abbildung 3: Konventionelle 4-Felder-Box-Bestrahlung
Bestrahlung eines Zervixkarzinoms mit vier kollomierten Feldern [7]
2.3.2 IMRT
Die IMRT ist eine spezielle Behandlungsform der 3D-Konformationsbestrahlung. Die
sehr gute Dosisverteilung und die grundsätzliche Umsetzbarkeit mit jedem gängigen
Linearbeschleuniger sind die Vorteile der IMRT. Die Fluenz- bzw. Intensitätsmodulation
erfolgt in der Regel durch den Einsatz eines MLC. Dabei wird jedes einzelne Feld bzgl.
seiner Fluenz optimiert (Abbildung 4, rechts), wobei hauptsächlich mit Stehfeldern
gearbeitet wird. Die Isodosen können eng an die Kontur des Zielvolumens angepasst
werden. Umliegendes Gewebe kann so besser geschont werden als bei konvetioneller
Technik (Abbildung 4, links). Vorteilhaft auf den Behandlungserfolg wirken sich auch die
vermindert auftretenden Nebenwirkungen aus [29]. Nachteile der IMRT sind der große
zeitliche Aufwand und die Kosten des gesamten benötigten Systems, da sowohl die
Bestrahlungsplanung, die Anwendung am Patienten, als auch die 3D-Dosisberechnung
zeitaufwendig sind und die benötigte Software kostspielig.
Grundlagen der Strahlentherapie
7
Abbildung 4: Verschiedene Bestrahlungtechniken im Überblick
Links: Eine Anpassung der Dosisverteilung bei den konvetionellen Techniken kann mittels Blöcken, die in den
Strahlengang eingebracht, Blenden die auf den Umriss des Tumors eingestellt werden oder mit Keilfiltern
erfolgen. Rechts: Bei der IMRT wird die Fluenz in jedem Feld individuell nach den Gegebenheiten moduliert. [8]
2.4 Therapie
Die zur Behandlung des Tumors notwendige Gesamtdosis wird in einzelne Fraktionen
unterteilt. Ein Patient ist durchschnittlich 4 - 7 Wochen in Behandlung. Daher ergibt sich
eine für den klinischen Alltag durchaus relevante Größe: Die Behandlungsdauer pro
Fraktion. Gemeint ist damit die Zeit des Patienten im Bestrahlungsraum. Diese Zeit
schliesst das eventuelle Wechseln, Drehen oder Entfernen von Keilfiltern oder
Kompensatoren mit ein. So wie auch die Zeit, die für die korrekte Lagerung des
Patienten aufgewendet wird. Diese Liegezeit wird deutlich von der verwendeten
Technik
beeinflusst.
Einfache
Stehfelder
bedürfen
erheblich
weniger
Zeit
als
beispielsweise eine 7-Felder-IMRT-Bestrahlung. Die Rotationsfelder sind ebenfalls
weniger zeitintensiv als die klassische IMRT [17].
Wichtig ist die gesamte Verweildauer des Patienten im Bestrahlungsraum. Die
durchschnittliche Liegedauer beeinflußt die Anzahl von möglichen Behandlungen pro
Tag. Dies wiederum ist von ebenso großem wirtschaftlichen Interesse für ein
Krankenhaus, wie auch die Zeit, die für die Bestrahlungsplanung aufgewendet wird.
Beide Parameter lassen sich durch Rotationsfeld-Bestrahlungen optimieren.
IMRT
8
3 IMRT
3.1 Intensitätsmodulation
Die IMRT zeichnet sich besonders durch die Möglichkeit aus, hohe Dosisgradienten an
den Rändern des Zielvolumens zu erreichen. Dies erlaubt eine Schonung von
Risikostrukturen bei gleichzeitiger Erhöhung der Dosis im Zielvolumen. Die Überlegung,
die Fluenz bzw. die Intensität der Strahlung in der bestrahlten Körperregion beliebig zu
formen, stammt aus dem Jahr 1982. Brahme legte theoretisch dar, daß bei irregulär
geformten Zielvolumina eine homogene Dosisverteilung durch inhomogene Intensitäten
der einzelnen Bestrahlungsfelder erreicht werden kann [8].
Erst Mitte der 1990er Jahre wurde damit begonnen, die Fluenz innerhalb von
Rotationsfeldern zu modulieren [49] [50]. Anwendung findet die IMRT bei irregulär
geformten Zielvolumina, die in direkter Nachbarschaft zu Risikostrukturen liegen. Die
Modulation der Fluenz bezog sich zunächst auf Stehfelder.
Die Intensitätsmodulation kann praktisch mittels eines Linearbeschleunigers umgesetzt
werden, der mit einem MLC ausgestattet ist, oder statischen Kompensatoren. Dazu wird
in der Regel eine inverse Planung eingesetzt, da durch die hohe Anzahl von
Freiheitsgraden die Gestaltung der Fluenzprofile vom Planer nicht intuitiv, bzw. mit
einem realistischen Zeitaufwand bestimmt werden kann.
Der Begriff der IMRT wird in dieser Arbeit als Synonym für die ideale Fluenzverteilung
benutzt. Es wird angenommen, daß damit eine fast beliebig fein abstufbare
Dosisverteilung im Tumor erreichbar ist (Abbildung 5). Der Vorteil der IMRT zeigt sich
in einer erhöhten Tumorkonformität sowie der Verminderung der in vielen Fällen
auftretenden Nebenwirkungen. Zusammenfassend drückt sich dies in der gestiegenen
5-Jahres-Überlebensrate der mit IMRT behandelten Patienten aus [11].
IMRT
9
Abbildung 5: Intensitätsverteilung bei statischem oder dynamischem MLC
Die Intensitätsverteilung (rote Linie) kann bei der dynamischen MLC-Technik (links) der idealen, errechneten
Intensitätverteilung sehr gut angenähert werden. Die statische MLC-Technik (rechts) eignet sich nur bedingt, da
sich die Stufen (steps) aus technischen Gründen nicht beliebig klein wählen lassen. [27]
3.2 Realisierung
Die Modulierung der Fluenz wird in der Regel durch die Überlagerung von irregulär
geformten Teilfeldern realisiert. Je nach Art des gewählten Verfahrens geschieht dies auf
unterschiedliche Weise. Während Stehfelder in einzelne kleinere Segmente zerlegt
werden, erfolgt die Einteilung bei den Bögen von Rotationsfeldern in einzelne
Winkelsegmente. Abhängig davon ob die Strahlung während der Leaf-Positionierung
eingeschaltet ist oder nicht, wird zwischen dynamischer bzw. statischer MLC-Technik
unterschieden .
IMRT
10
3.2.1 Statische MLC-Technik
„Step-and-Shot“
Die sogenannte „Step-and-Shot“-Technik [6] ermöglicht es, IMRT mit Hilfe von
Stehfeldern zu realisieren (Abbildung 6). Mit steigender Anzahl der Segmente nähert
sich die resultierende an die ideale, errechnete Dosisverteilung an. Der Vorteil dieser
Technik ist, daß im Prinzip jedes Feld anhand der Leafstellungen überprüft werden kann
und somit auch nachvollziehbar bleibt, wie sich die Fluenz auf das Feld verteilt.
Nachteilig ist, daß eine beliebige Näherung an das ideale Fluenzprofil mit dieser Technik
nicht möglich ist. Theoretisch muss bei angeschalteter Strahlung mindestens eine
Monitor Unit2 (MU) appliziert werden, da dies die kleinste zur Verfügung stehende
Dosiseinheit darstellt. In der klinischen Routine werden solch kurze Einschaltzeiten
vermieden, da die Wahrscheinlichkeit für Einschaltprobleme steigt und bei der
Verifikation sehr kleiner Dosiseinheiten keine genügende Genauigkeit erreicht werden
kann.
Abbildung 6: Step-and-shoot
Die Leafs werden in Position gefahren (step), anschliessend die Strahlung angeschaltet (shoot). Dieser Vorgang
wiederholt sich entsprechend der Anzahl der gewählten Fluenzstufen. [39]
3.2.2 Dynamische MLC-Technik
Bei dieser Technik sind einzelne oder alle Leafs während der Bestrahlung in Bewegung.
Eine eindeutige Zuordnung von aktueller Feldform zu resultierender Dosisverteilung ist
nur bedingt möglich. Besonders wichtig ist daher die Verifikation von geplanter zu realer
Dosisverteilung. Die Leafpositionen werden bei Stehfeldern vom Planungssystem zuvor
berechnet.
2
MU – in der Regel entsprechen 100 MU ~ 1 Gy
IMRT
11
Diese Möglichkeit der PC-gestützten Optimierung ist für Rotationsfelder noch nicht in
der Klinik verbreitet, bzw. in kommerzielle Planungssysteme integriert. Bei Techniken,
die den MLC dynamisch verwenden, werden die Leafpositionen während des
Planungsprozesses vom Planer meist manuell festgelegt.
„sliding window“
Eine Weiterentwicklung der „Step-and-Shot“-Technik ist „sliding window“. Der
Unterschied liegt in der kontinuierlichen Bewegung der Leafs während der
Bestrahlungsdauer
(Abbildung 7).
Dadurch
verkürzt
sich
die
gesamte
Behandlungsdauer, denn die Zeit für die Positionierung der Leafs entfällt. Positiv ist die
Vermeidung von Einschaltproblemen des Beschleunigers und eine dichtere Anpassung
der idealen Intensitätsverteilung an die reale (Abbildung 5). Diese Methode ist nicht weit
verbreitet, da die Berechnung der Leafgeschwindigkeit nicht von jedem gängigen
Bestrahlungsplanungssystem erfolgen kann. Aktuell bietet nur die Firma Varian mit dem
BPS Eclipse diese Möglichkeit für Stehfelder an.
Abbildung 7: Sliding-window-Methode
Bei eingeschalteter Strahlung laufen die Leafs mit unterschiedlicher Geschwindigkeit von linke nach rechts. [39]
Rotationsbestrahlungen
Die Bestrahlung mit einer vertretbaren Anzahl von Stehfeldern zeigt bei konvex-konkav
geformten Zielvolumina oft keine zufriedenstellende Dosisverteilung. Bei einem
Mammakarzinom und verschiedenen HNO-Indikationen werden aus diesem Grund
häufig Rotationsfelder eingesetzt. Der MLC kann dabei sowohl statisch als auch
dynamisch eingesetzt werden.
An einigen Kliniken wird bereits konformal mit der dynamischem MLC-Technik
bestrahlt. Jedoch muss bei dynamischen Verfahren, wie IMAT3 oder COMART, die
Anpassung der Leafs an das Zielvolumen manuell vorgenommen werden. Dabei werden
3
Intensity-modulated arc therapy
IMRT
12
die Bögen in einzelne Felder mit festem Winkelabstand eingeteilt und die Leafs für jedes
Winkelsegment angepasst. Der Planungsprozess für eine Rotationsfeldbestrahlung
(Abbildung 8), die meist aus zwei gegenläufigen Feldern besteht, ist dabei sehr
zeitaufwändig.
Abbildung 8: Gegenläufige Rotationsfelder
Beide Felder sind asymetrisch über den Zentralstrahl ausgelenkt und
ermöglichen so eine vollständige Ausblendung von Risikostrukturen. [38]
COMART
Diese Behandlungsmethode wird nur an wenigen Kliniken zur Behandlung konvexkonkav geformter Zielvolumina eingesetzt [22] [7]. Anders als bei herkömmlichen
Bewegungsbestrahlungen verändert sich die Feldform während der Rotation. COMART
verbindet dabei die Rotationsbestrahlung mit dynamischer MLC-Technik. Dabei wird
nach
der
manuellen
Leafpositionierung
die
Dosisverteilung
berechnet.
Nach
Überprüfung der resultierenden Dosisverteilung wird der Optimierungsschritt, die
Leafpositionierung verworfen, verbessert oder akzeptiert. Dieses Vorgehen entspricht
dem einer „trial-and-error“-Suche und ist sehr zeitintensiv.
IMRT
13
Abbildung 9: Dosisverteilung mit COMART
Asymetrisch ausgelenkte Bewegungsfelder mit COMART zur
Bestrahlung eines Zervixkarzinoms [7]
IMAT
Diese
Form
der
3D-Konformationsbestrahlung
arbeitet
ausschliesslich
mit
Rotationsfeldern und wurde 1995 entwickelt [49]. Dabei werden verschiedene
Intensitätslevel
durch
die
Überlagerung
von
Rotationsfeldern
umgesetzt.
Die
Optimierung der Leafpositionen für die Winkelsegmente erfolgt dabei nicht manuell,
sondern wird mittels inverser Planung optimiert.
Tomotherapie
Die Behandlungsmethode der Tomotherapie gründet auf einem eigenen Konzept und
kann nicht mit den gängigen Linearbeschleunigern umgesetzt werden; es wird eine
vollständig
neue
Anlage
benötigt.
Das
Gerät
ähnelt
einer
Kombination
aus
Computertomograph und Linearbeschleuniger. Ein Linearbeschleuniger wird auf einer
ringförmigen Gantry montiert. Die erzeugte Strahlung wird aufgefächert und kann von
einem binären MLC moduliert werden. Die Positionierung der Leafs kann damit
wesentlich schneller als bei einem herkömmlichen MLC erfolgen, da es nur zwei
mögliche Leafpositionen gibt (offen oder geschlossen). Die Dosisverteilung wird durch
eine sehr große Anzahl von Feldern optimiert. Dadurch ergeben sich sehr gute
Itensitätverteilungen [43]. Während einer Behandlung rotiert die Quelle, ähnlich wie bei
einer Rotationsbestrahlung, permanent um den Patienten. Durch die Bewegung des
IMRT
14
Patienten entlang seiner Längsachse durch die Gantryöffnung kann auch ein
ausgedehntes Zielvolumen bestrahlt werden [35].
3.3 Inverse Planung
Am Beginn jeder modernen strahlentherapeutischen Behandlung steht die Aufnahme
eines CT-Bilddatensatzes des Patienten. Der Onkologe befundet und zeichnet Tumor
sowie Risikoorgane an einem Bestrahlungsplanungssystem in diesen Bilddatensatz ein.
Dieser Vorgang der Konturierung dient der Volumenerfassung und ist sowohl wichtig
für die Optimierung als auch für die spätere Auswertung.
Die inverse Planung ermöglicht es, die therapeutisch notwendige Dosisverteilung als ein
mathematisches Optimierungsproblem zu formulieren [46][12]. Der Planungsvorgang
wird als invers bezeichnet, da schon zu Beginn das zu erzielende Endergebnis
(Dosisverteilungen in den verschiedenen Strukturen) festgelegt wird. Die inverse
Planung beginnt daher mit der Eingabe der sogenannten Dosisconstraints, also gewisse
Ober- und Untergrenzen für die Dosis in einer Struktur. Der Planer beeinflusst durch
setzen dieser Randbedingungen entscheidend das Ergebnis. Doch auch der verwendete
Optimierungsalgorithmus hat einen Einfluß auf das Ergebnis [14]. Die Lösung des
Optimierungsproblems ist generell ein mehrdimensionaler Vektor, welcher die am
besten geeigneten Eingangsparameter, wie z.B. die MLC-Stellungen, für die gewünschte
Dosisverteilung enthält.
Das Ziel jeder Planung ist, die Dosisverteilung eng an das Zielvolumen anzupassen und
gleichzeitig gesundes Gewebe weitgehend zu schonen. Die inverse Planung lässt sich in
drei Bereiche aufteilen: die eigentliche 3D-Dosisberechnung, Formulierung der
Zielfunktion und Anwenden eines Optimierungsalgorithmus.
IMRT
15
3.3.1 Dosisberechnung
Zu Beginn der Dosisberechnung erfolgt die Einteilung des Körpers in einzelne

Matrixelemente p̂ . Die interessierende Dosis in jedem Punkt d ist abhängig von der
Primärfluenz Ψ, die den Beschleuniger verlässt. Die Dosis berechnet sich damit wie folgt:


 d1   p11 . . . p1m   Ψ1 
d = p̂ * Ψ
bzw.
  
 

 d2   p21
 .   .
 =
 .   .
 .   .
  
d   p
 n   n1
.
.
.
.
.
.
  Ψ2 
  . 
*

  . 
  . 
 

pnm   Ψm 
Wichtig ist es, einen linearen Zusammenhang zwischen der Primärfluenz und der Dosis
in einem Punkt herstellen zu können. Allgeimen ergibt sich die im Gewebe deponierte
Energiedosis aus nachfolgender Formel:


µ
D( r ) = en ⋅ Ψ ( r )
ρ
µ
mit ρ Massenenergieabsorptionskoeffizient,

Ψ(r ) Energiefluenz am interessierenden Punkt.
Die Energiefluenz aus obiger Formel ist in der Regel nicht einfach aus der geschwächten
Primärfluenz bestimmbar. Es entstehen Sekundärelektronen und gestreute Photonen.
Um Energiedeposition im Gewebe beschreiben zu können werden daher Streukerne
verwendet, die deren Beiträge berücksichtigen.
Der
Pencil-Beam-Algorithmus
nutzt
einen
Convolution/Superpositionalgorithmen
zweidimensionalen
werden
Streukern.
dreidimensionale
Bei
Streukerne
verwendet. Problematisch ist, daß bei Berechnung in nicht-dichtegleichen Medien
Abweichungen auftreten, da die Streukerne für dichtegleiche Medien (Wasser) mittels
Monte-Carlo-Verfahren, simuliert wurden. Trotz der fehlerbehafteten Berechnung
werden
bei
der
inversen
Palnung
in
der
Regel
Pencil-Beam
oder
Convolution/Superpositionalgorithmen eingesetzt, da die Rechenzeiten in vertretbarem
Rahmen bleiben im Gegensatz zu den Monte-Carlo-Verfahren.
Die Dosisberechnung ist ein wichtiges Element einer inversen Bestrahlungsplanung. Hier
wird berechnet, wieviel Energie der Photonenstrahlung im bestrahlten Gewebe pro
Voxel4 absorbiert wird. Um dies in einem Körper zu berechnen, muss die räumliche
4
Quaderförmiges Volumenelement
IMRT
16
Verteilung und der Energieabsorptionskoeffizient des zu bestrahlenden Objekts bekannt
sein. Aus der Dichte des Materials und der Energiefluenz der einfallenden Strahlung
kann die Schwächung berechnet werden.
Des Weiteren werden bei der Dosisberechnung alle physikalischen und geometrischen
Parameter, wie Einstrahlrichtung und Strahlungsintensität der Bestrahlungsquelle,
berücksichtigt.
3.3.2 Zielfunktion
Das Maß für die Bewertung der Qualität eines Bestrahlungsplans ist die Zielfunktion.
Hier werden die gesetzten Dosisconstraints mit der aktuellen Bestrahlungssituation
verglichen und so der Plan bewertet. Bei der Berechnung einer üblich verwendeten
 
physikalischen Zielfunktion F (d(ψ )) wird für das Zielvolumen die mittlere quadratische
ist
Abweichung zwischen der geforderten Dosis dksoll und der tatsächlichen Dosis dk
über alle Voxel k gebildet. Ist bei einer Optimierung auf die Berechnungsgeschwindigkeit
zu achten, wird in der Regel eine Dosis basierte Zielfunktion gewählt.
 
m
F(d(ψ )) = ∑ g PTV (dkist − d ksoll ) 2 + ∑ ∑ gOARn Rkn (dknist − dknsoll ) 2
k∈PTV
Der Strafterm
0 für d kist < dkgrenz 
Rk = 

1 für d kist > d kgrenz  für
n =1 k∈OARn
die Risikoorgane wird erst bei Überschreitung einer
zuvor festgelegten Grenzdosis für die Berechnung des Zielfunktionswertes relevant. In
der Zielfunktion berücksichtigt werden auch die für das Zielvolumen (PTV5) und die
Risikoorgane (OAR6) eingegebenen Gewichtungsfaktoren g PTV und gOAR .
Dem zu Folge bestimmt die Abweichung der geforderten zur tatsächlichen Dosis
maßgeblich die Höhe des Zielfunktionswertes. Ziel der Optimierung ist, das Minimum
der Zielfunktion und somit eine optimale Fluenzverteilung zu finden .
5
6
Planning target volume
Organ at risk
IMRT
17
3.3.3 Optimierung
Zur Lösung von Optimierungsproblemen wurden verschiedene Strategien entwickelt.
Grundsätzlich
ist
zwischen
evolutionären,
statistischen
und
deterministischen
Optimierungsverfahren zu unterscheiden.
Evolutionäre Verfahren ahmen durch Selektion, Mutation und Rekombination die Natur
nach und zeigen meist mehrere Lösungen an. Stochastische Verfahren wie die
Monte-Carlo-Methode
oder
der
Simulated-Annealing-Algorithmus
nutzen
eine
zufallsgesteuerte Komponente, um ein statistisch verteiltes Ergebnis zu liefern. Je nach
Umfang der Berechnungen hat das Ergebnis eine geringe oder hohe Varianz.
Ein deterministisches Verfahren liefert, bei gleichem Startpunkt, immer das gleiche
Ergebnis. Die Gruppe der deterministischen Verfahren lässt sich unterteilen in direkte
oder indirekte Verfahren. Ein Vorteil der indirekten Verfahren ist, daß im Vergleich zu
den direkten Methoden nur wenige Iterationen nötig sind, um das Minimum zu finden.
Der Nachteil bei alleiniger Verwendung eines indirekten Verfahrens
ist, daß das
gefundene Minimum nur lokal sein kann und das globale Minimum nicht gefunden
wird.
Aus
diesem
Grund
werden
indirekte
Verfahren
häufig
mit
anderen
Optimierungsmethoden kombiniert. Dies ist bei direkten Verfahren nicht nötig.
Gradienten-Verfahren
Der Vorteil, den eine stetige Differenzierbarkeit einer Funktion bringt, wird bei den
Gradientenverfahren genutzt. Da der Gradient auch Informationen über die Richtung
des steilsten Abstiegs enthält, finden diese Verfahren sehr schnell das Minimum [24].

 
Beginnend mit dem Startwert ψ 0 der Zielfunktion F(d(ψ )) wird mit Hilfe des Gradienten
 
vektors ∇F( d(ψ ))   der neue Fluenzvektor ψ i +1 berechnet. Da der Algorithmus stets
ψ =ψ k
die bergab führende Richtung wählt, ist auch der Begriff des Downhill-Verfahrens
gebräuchlich.
 


ψ i +1 = ψ i − α ∇F(d(ψ ))
 
ψ =ψ i
mit
 
 ∂F( d(ψ )) 


 ∂ψ 1 
  

∂
F
(
d
(ψ )) 

 
∇F(d(ψ )) =  ∂ψ 2 





 ∂F( d(ψ )) 


 ∂ψ

n


IMRT
18
Die Schrittweite α wird bei der Implementierung festgesetzt und muss auf die
Zielfunktion abgestimmt werden. Bei einer zu groß gewählten Schrittweite kann ein
Minimum übersprungen werden. Der Optimierungsprozess endet, wenn ein zuvor
festgelegtes Abbruchkriterium erreicht wird, so z.B. wird in diesem Fall die Schleife
beendet, wenn die Verbesserung des Zielfunktionswertes einen festgesetzten Betrag
unterschreitet oder das Maximum an Iterationen durchlaufen wurde.
Powell-Verfahren
Um für ein spezielles Problem den passenden Algorithmus aus der großen Anzahl von
Optimierungsalgorithmen auszuwählen ist als erstes die Einschränkung, welche die
Funktion selbst gibt, zu beachten. Da für Rotationsfelder die vorhandene Zielfunktion
keine stetige Funktion der einzelnen Leaf-Positionen ist, können bei diesem
Optimierungsproblem keine schnellen Gradientenverfahren eingesetzt werden. Daher
wird ein deterministisches Verfahren nach Powell [36] benutzt, welches, ohne die
Ableitung der Funktion zu kennen, das Minimum oder Maximum finden kann.
Nachteilig ist, daß dabei eine größere Anzahl an Berechnungen durchgeführt werden
muss und der Algorithmus aus diesem Grund sehr rechenintensiv ist.
Mammakarzinom
19
4 Mammakarzinom
4.1 Anatomie
Das Mammakarzinom ist die häufigste Tumorneuerkrankung bei Frauen in Deutschland.
Das Erkrankungsalter liegt meist zwischen 60 und 65 Jahren. Eine gute Prognose kann
jedoch in der Regel bei einer 5-Jahres-Überlebensrate von 76 % gegeben werden [30]. Aus
anatomischer Sicht liegt die weibliche Brust (Mamma) vor dem Brustmuskel in Höhe der
3. bis 6. Rippe (Abbildung 10) [4]. Sie besteht aus dem Drüsenkörper (Glandula
Mammaria),
Bindegewebe,
Fett
und
der
Brustwarze
(Papilla
mammae).
Der
Drüsenkörper setzt sich aus ca. 15 Drüsenläppchen mit zugehörigen Milchgängen
(Ductus lactiferi) zusammen. Das Bindegewebe fungiert als ein elastisches Gerüst in
dessen Zwischenräumen zum Drüsengewebe Fett eingelagert ist. Die Mamma ist von
Lymphgefäßen durchzogen, welche mit zahlreichen Lymphknoten verbunden sind
(Abbildung 11) [3]. Dabei werden die Lymphknoten in der Achselhöhle als axilläre
Lymphknoten und nahe des Brustbeinrandes, an der Arteria mammaria interna gelegen,
als parasternale Lymphknoten bezeichnet.
Abbildung 10: Anatomie der Mamma
Abbildung 11: Lymphsysten der Mamma
Mammakarzinom
20
4.2 Klassifizierung
Die TNM-Klassifizierung der Tumore folgt einem internationalen Standard der UICC7: T
steht für Tumor, N für lokale Lymphknoten (Nodulus, der Knoten) und M für
Metastasen. Eine weitere Einteilung erfolgt nach Verhalten und Muttergewebe. Dabei
unterschiedet man ob die Tumore vom Epithelgewebe der Brustdrüse ausgehen oder
nicht. In 98 % der Fälle ist der Ursprungsort Epithelgewebe.
Die malignen Tumore stellen den Großteil der Mammakarzinome dar. Diese Form
infiltriert Nachbargewebe, wächst proliferativ und bildet im Krankheitsverlauf
Metastasen, die sich hauptsächlich über die Lymphabflußwege verbreiten. Es gibt drei
mögliche Lymphabflußwege (LAW) bei einem Mammakarzinom (Abbildung 12). Diese
befinden sich in der Achsel (axillär), seitlich des Brustbeins (parasternal) und am
Schlüsselbein (supraventrikulär). Die Mehrzahl der Karzinome ist im oberen, äußeren
Quadranten zu finden (Abbildung 12) [44].
Abbildung 12: Lokalisationshäufigkeit (%) und Metastasierungswege des Mammakarzinoms
Da in den meisten Fällen brusterhaltend operiert werden kann, werden, um das Risiko
eines Rezidivs zu verringern, die axillaren Lymphknoten weitestgehend entfernt und bei
entsprechender Indikation die parasternalen Lymphknoten (Mammaria-Lymphknoten)
mit in das zu bestrahlende Zielvolumen eingeschlossen.
Etwa 15-20 % der Mammakarzinome metastasieren nicht, daraus folgt der Name
Carcinoma in situ (CIS), Karzinom am Ort. Diese Form ist langsamwachsend und nicht
infiltrativ, wird somit nicht als maligne eingestuft. Unterteilt wird weiter nach dem
7
Union International Contre Cancer
Mammakarzinom
21
Entstehungsgewebe. In 90% der Fälle liegen DCIS8 vor. Sie entstammen aus den Zellen
der Milchgänge. LCIS9 erwachsen aus den Zellen der Drüsenläppchen. Allgemein wird
das Auftreten von CIS als Vorstufe zu Krebs interpretiert, obwohl nur ca. 50 % von
diesen Tumoren invasiv werden [19].
4.3 Bestrahlungstechniken
Über 70% der Patientinnen können heutzutage brusterhaltend operiert werden [2].
Adjuvant folgt in der Regel eine Strahlentherapie, wodurch sich das Lokalrezidivrisiko
um das Vierfache reduziert im Gegensatz zu Patientinnen die nach der Operation nicht
bestrahlt wurden [20] [ 33] [45].
Im Fall des Mammakarzinoms wird die zu behandelnde Brust meist mit zwei
tangentialen Gegenfeldern bestrahlt [15] (Abbildung 13). Dabei werden in der Regel zwei
6MV- oder 8MV-Felder mit Keilfiltern tangential, entlang der Thoraxkrümmung,
ausgerichtet. Problematisch bei dieser Art der Behandlung ist, daß die Lunge im
Bestrahlungsfeld liegt und es daher zu erheblichen Nebenwirkungen kommen kann, wie
Strahlenpneumopathie oder Lungenfibrose [41]. Zusätzlich kann bei der linksseitigen
Bestrahlung auch das Herz in Mittleidenschaft gezogen werden [16], [25].
Abbildung 13: Tangentiale Mammabestrahlung mit zwei gleichgewichteten Gegenfeldern
Diese Abbildung dient der Veranschaulichung der Technik, in der klinischen Routine wird
ein vollständiger Divergenzausgleich angestrebt.[15]
8
9
DCIS
LCIS
Duktales Carcinoma in situ
Lobuläres Carcinoma in situ
Mammakarzinom
22
Untersuchungen haben gezeigt, daß mit der adjuvanten Strahlentherapie das potentielle
Risiko steigt, an strahleninduzierter Schädigung des Herzens zu sterben. Das Herz galt
lange als strahlenunempfindlich. Untersuchungen der lezten Jahre zeigen jedoch das
erhöhte Auftreten von Nebeneffekten in Folge einer Mammabestrahlung, wie Fibrosen
der Herzkranzgefäßen, Myokardfibrosen, Gefahr des Herzinfarkts, Kardiomyopathie
und Schädigung des Reizleitungssystems mit der Folge von Extrasystolen und
Tachykardien [41].
Diese Nebenwirkungen sind stark von der Dosis abhängig, die das jeweilige Gewebe
erhält.
Die
Dosisverteilung
kann,
abgesehen
von
der
Verwendung
einer
unterschiedlichen Bestrahlungtechnik, auch durch Lagerungshilfen signifikant verbessert
werden [10].
Material und Methoden
23
5 Material und Methoden
5.1 GMPsystem
Das
Ziel
dieser
Diplomarbeit
lag
in
der
Erweiterung
eines
bestehenden
Bestrahlungsplanungssystems (GMPsystem). Dieses wurde am Institut für Medizinische
Physik und Strahlenschutz der Fachhochschule Gießen-Friedberg entwickelt. Die Arbeit
dient somit der Fortführung zweier vorangegangener Diplomarbeiten [37] [ 42].
Die Wahl der darin verwendeten Algorithmen und deren Parameter zielt auf eine
schnelle Dosisberechnung hin. Dabei werden Methoden benutzt, wie sie in einer Arbeit
von Djajaputra [13] beschrieben wurden. Die Dosisberechnung basiert auf einer
einfachen Tiefendosiskurve, die an eine gemessene Tiefendosiskurve von 6MVBremsstrahlung angepasst wurde, und somit den Aufbaueffekt vernachlässigt.
Gewebeinhomogenitäten werden nach dem Modell der radiologischen Herdtiefe
berücksichtigt [39].
Für die Dosisberechnung wird ein 1D-Pencil-Beam-Algorithmus verwendet. Zur
Erhöhung
der
Vernachlässigung
Berechnungsgeschwindigkeit
der
Streueffekte
und
werden
paralleler
Einschränkungen,
Strahlengang,
wie
toleriert.
Die
Vernachlässigung der Streueffekte ist besonders bei hohen Dichtegradienten, wie dem
Übergang von Knochen zu luftequivalentem Gewebe, von Nachteil. Dies führt zu
Ungenauigkeiten in der Dosisberechnung. In der klinischen Routine würde dieses
Vorgehen den Anforderungen an die geforderte Genauigkeit der Dosisberechnung nicht
genügen.
Die Dosis in Punkt di ist die Summe der Matrixelemete pij mal dem Fluenzwert Ψj:
Ausgehend von der Gleichung
berechnet:
m
(
di = ∑ pij * Ψj
j =1
)
wird
die
Dosis
in
einem
Punkt
Material und Methoden
24
Bei Vernachlässigung der Streueffekte gilt für
2
FIA


pij = 
 * exp ( − µ * trad
 FOA + HT 
)
mit
FIA
= Abstand Fokus – Isozentrum
FOA
= Abstand Fokus - Oberfläche
HT
= Herdtiefe
trad
= radiologische Herdtiefe
Das GMPsystem wurde um die Möglichkeit einen MLC zu simulieren erweitert. In dem
zugleich entstandenen Beams-eye-view10 werden die Leafpositionen nach Optimierung
abgebildet, sowie die im aktuell ausgewählten Feld liegenden Strukturen mit Blick in
Strahlrichtung.
Einige physikalische Randbedingungen müssen teilweise vom Anwender festgelegt
werden, wie z.B. der Abstand der Winkelsegmente (aktuell bei 6°) und die Auswahl der
Start-
und
Stoppwinkel
der
Rotationsfelder.
Um
die
Dosisberechnung
der
Rotationsfelder in einem akzeptablen Rahmen zu halten, wurde das Rotationsfeld in
equidistante Teilfelder zerlegt, was einem üblichen Vorgehen entspricht [32]. Im
GMPsystem ist ebenfalls die Leafgeometrie implementiert worden. Diese ist einem
Beschleuniger der Firma Varian nachempfunden (Abbildung 1). Die Leafbreite im
Isozentrum beträgt 1 cm, wobei das Isozentrum als Mittelpunkt des MLC gewählt wird.
Die Leafs können sich nur in diskreten Schritten durch den Strahlengang bewegen. Die
Schrittweite eines Leafsteps ist mit 0,5 cm festgelegt worden. Dies verkleinert zum Einen
bei der Optimierung den Suchraum, zum Anderen ist, da die Voxelgröße zur
Dosisberechnung im GMPsystem 1,0 x 0,5 cm beträgt, keine feinere Anpassung der Dosis
bei einer kleineren Schrittweite zu erwarten. Die Anzahl der Leafs wurde nicht
beschränkt, sie ist an die vom Anwender eingegebene Feldgröße angepasst.
10 Perspektive in Strahlrichtung
Material und Methoden
25
5.2 Formulierung des mathematischen Problems
5.2.1 Zielfunktion
Das Ziel der Arbeit war es, den manuellen Planungsprozess, wie er bei COMART nötig
ist, vom GMPsystem durchführen zu lassen. Es sollen also die Leafpositionen in jedem
Winkelsegment im Rahmen einer inversen Planung optimiert werden. Problematisch ist,
im Fall der zu optimierenden Leafpositionen, daß diese in keinem ableitbaren
Zusammenhang zur resultierenden Intensitätsverteilung stehen.
Verdeutlichen lässt sich dies an der, bei dem Gradienten-Verfahren, verwendeten
 
Zielfunktion F ( d (ψ )) (Kapitel 3.3.2). Daraus ergibt sich ihre Ableitung wie folgt:
 
∇F( d(ψ )) 

ψ =ψ i
m
 

ist
soll
 2 ⋅  ∑ g PTV ( dkist − dksoll ) ⋅ Pi 1 + ∑ ∑ gOARn Rkn (dkn
− dkn
) ⋅ Pi 1  
n = 1 k∈OARn
  k∈PTV





=






 

m

ist
soll
− dkn
) ⋅ Pik  
 2 ⋅  ∑ g PTV ( dkist − dksoll ) ⋅ pik + ∑ ∑ gOARn Rkn ( dkn
n = 1 k∈OARn

  k∈PTV
Der Gedanke über eine quadratische Zielfunktion Leafpositionen zu bestimmen, um ein
schnelles Gradienten-Verfahren einsetzen zu können, kann mit einem weiteren Strafterm
erreicht werden.
Der bestehende Strafterm zeigt bereits eine Möglichkeit das Ergebnis zu beeinflussen.
Die darin beschriebene Forderung ist eine geringe Abweichung der Soll- zur Ist-Dosis.
Die Bedingung bei Rotationsfeldern ist eine konstante Fluenz über das Winkelsegment.
Anders formuliert wird eine symmetrische Verteilung der Fluenz in einem Feld
gefordert. Die entsprechende Abwandlung der Zielfunktion wird daher fortan als
Symmetrie-Funktion bezeichent, ähnliche Verfahren werden von Goldmann beschrieben
[23].
Grundvorraussetzung
ist
dabei
Dosisberechnung und Leafbewegung.
eine
identische
Feldelementgröße
bei
Material und Methoden
26
Symmetrie-Funktion
Der Strafterm, um welchen die Zielfunktion erweitert wurde, dient der Bewertung der
Fluenzmodulation innerhalb eines Feldes. Umgesetzt wird dies, indem nach dem ersten
mittel
Optimierungsschritt die mittlere Fluenz im Feld als Mittelwert fi
definiert wird und
der Zielfunktionswert u.a. an der Abweichung aller Fluenzwerte der Feldelemente von
diesem Wert bestimmt wird.
 
∇F( d(ψ ))
 
ψ =ψ i
m
 

ist
soll
2 ⋅
g PTV (dkist − dksoll ) ⋅ Pi1 + ∑ ∑ gOARn Rkn ( dkn
− dkn
) ⋅ Pi 1 +
∑ gFluenz ( f kist − fkmittel ) ⋅ Pi1 
  k∈∑
PTV
n = 1 k∈OARn
k∈ Fluenzelem ente

 


=



m
 

ist
soll
− dkn
) ⋅ Pik +
 2 ⋅  ∑ g PTV (dkist − dksoll ) ⋅ pik + ∑ ∑ gOARn Rkn (dkn
∑ gFluenz ( fkist − f kmittel ) ⋅ Pik 

n = 1 k∈OARn
k∈Fluenzelemente

  k∈PTV













Zusätzlich wird der Gewichtungsfaktor g Fluenz des gesamten Strafterms eingeführt. Der
Gewichtungsfaktor kann, wie auch bei der Gewichtung des PTV und OARs vom
Anwender festgesetzt werden.
5.2.2 MLC
Um das zu optimierende Objekt, den MLC, zu beschreiben, muss jede Position eines
Leafs bekannt und auch beschreibbar sein. Ein oponierendes Leafpaar bedeckt jeweils
eine Feldzeile. Diese Zeile entspricht den Vorgaben aus Kapitel 5.1. Die einzelnen
Positionen der Leafs, in der Zeile, liegen als ganzzahlige Werte vor. Die Position eines
Leafpaares lässt sich also durch zwei Zahlen beschreiben. Folgt man dieser Art der
Beschreibung lässt sich ein ganzes Rotationsfeld in Zahlenpaaren ausdrücken. Die
übliche Methode bei Optimierungen ist einen 1D-Vektor zu bilden. Im Fall des
sogenannnten Powell-Verfahrens sind die Vektorwerte, die Werte die, welche
Leafpositionen beschreiben.
Zur Ermittlung der Startwerte dient die Symmetrie-Funktion. Ausgehend von dem
Mittelwert der Fluenz eines Feldes wird, vom Rand aus beginnend, die Fluenz in jedem
Feld Null gesetzt, dessen Wert kleiner als 20% des Mittelwertes beträgt. Das Nullsetzen
Material und Methoden
27
der Fluenzwerte kommt dabei dem Zuschieben eines Leafs gleich (in dessen Schatten
wird die Fluenz ja ebenfalls Null). So lassen sich aus den Fluenzwerten in den
Feldelementen Leafpositionen ermitteln, je Feldzeile 2 Positionen. Daraus lässt sich ein
1D-Vektor aufstellen. Dieser Vektor dient anschliessend als Eingangsgröße der
nachfolgenden Optimierung
5.2.3 Optimierungsverfahren
Powell-Verfahren
Das für diese Arbeit benutzte Powell-Verfahren [36] ist ein direktes, deterministisches
Verfahren, welches ohne Kenntnis des Gradienten auskommt. Es wird in die Richtung
des steilsten Abstiegs gesucht. Die Schrittweite für den Abstieg und die Suchrichtung
werden heuristisch bestimmt. Der große Vorteil zeigt sich, wenn die Ableitung nicht
bekannt ist und keinen Zusammenhang zu der zu optimierenden Größe hergestellt
werden kann. Erkauft wird dieser Vorteil durch einen erhöhten Rechenaufwand.
Das
Powell-Verfahren
Optimierungsmethoden.
verwendet
Die
eine
globale
Reihe
von
Vorgehensweise
nachfolgend
ist
dabei
erklärten
in
dem
multidimensionalen Raum immer nur in einer Richtung zu suchen. Nach Auffinden des
Minimums in dieser Richtung wird eine neue Richtung bestimmt.
Einklammern des Minimums
Zuerst wird das Minimum in einer Richtung eingeklammert. Dieses einfache iterative
Verfahren kann an jedem beliebigen Punkt starten. Bei jeder Iteration wird mit dem
Verschieben des Punktes in die fallende Richtung der Funktion ein neuer Punkt
gefunden. Nach der dritten Iteration werden die letzten drei Punkte gespeichert. Bei
jedem weiteren Iterationsschritt wird der älteste Punkt der Dreiergruppe ersetzt bis kein
Abstieg mehr erfolgt.
Ein Minimum wird von den Punkten a , b , c eingeklammert, wenn die Bedingung a < b < c
und
f ( b)
kleiner als
f ( a)
und f ( b ) erfüllt ist. Wenn nun die Funktion f ( x ) in dem
Intervall [ a, c ] stetig ist, hat die Funktion im Punkt x ein Minimum.
Material und Methoden
28
Brents Methode
Die Routine Brent kombiniert zwei mathematische Methoden um das Minimum einer
Funktion zu bestimmen. Die Minimumsuche erfolgt zuerst mit Hilfe der ParabelInterpolation, erfolgt keine Veringerung des Zielfunktionswertes mehr wird die Methode
des Goldenen Schnitts angewendet.
Parabel-Interpolation
Durch
die
beim
Einklammern
des
Minimums
erhaltene
Dreiergruppe
von
Funktionswerten wird eine Parabel gelegt, um das Minimum der untersuchten Richtung
zu bestimmen (siehe Abbildung 12).
Die Parabel wird beschrieben durch
f ( x) = a x2 + b x + c
. Im Punkt x soll die Parabel ihr
Minimum (oder Maximum) haben. Daher muss gelten f ′( x) = 0 , d.h. die Bedingung
2 ⋅ a x + b = 0 muss erfüllt sein, umgestellt zeigt sich x =
−a
.
2 ⋅b
Solange der Nenner für x nicht Null wird, was einer Linearität der Dreiergruppe gleich
käme, findet die Parabel-Interpolation den Extremwert.
Goldener Schnitt
Kann durch die Parabel-Interpolation keine zusätzliche Information mehr gewonnen
werden, da die Funktion linear zu sein scheint, kann die Methode des Goldenen Schnitts
noch eine Verbesserung bewirken. Diese Methode ist auch bei Funktionen ohne stetige
Ableitung anwendbar.
Die Methode des Goldenen Schnitts benötigt drei Punkte (A,B,C) die das Minimum
einklammern und wählt dazu einen vierten Punkt X, welcher zwischen z.B. B und C liegt
(A < B < X < C). Der Zielfunktionswert wird dann an der Stelle f(x) berechnet. Ist der
gefundene Wert an dieser Stelle f(x) kleiner f(b), dann setzt sich die neue, das Minimum
einklammernde, Dreiergruppe aus den Punkten B, X, und C zusammen, wobei der
betragsmässig kleinste Wert immer in der Mitte liegt. Ist der Vorgang an seinem Ende
angelangt zeigt sich, daß der gefundene Punkt X die Strecke BX im Verhältnis des
Goldenen Schnitts teilt, d. h. das Verhältnis der Strecke BX ist gleich dem Verhältnis von
der Strecke XC zur Gesamtstrecke .
Material und Methoden
29
Abbildung 14: Minimumsuche mit dem Verfahren nach Brent
Durch das kombinierte Verfahren gefundene Minimum (orangenes Dreieck) der Funktion f(x) = sin(x).
Während der Powell-Optimierung wird, da der Gradient nicht ermittelbar ist, in alle
Richtungen gesucht und der Zielfunktionswert für alle Richtungen bestimmt. Die
Richtung mit der größten Zielfunktionsverbesserung wird gemerkt und in dieser
Richtung dann optimiert. Dieser Vorgang wiederholt sich bis das Abbruchkriterium
erreicht ist.
Material und Methoden
30
Der Optimierungsprozess erfolgt in mehreren Schritten. Jeder Optimierungschritt nutzt
ein anderes mathematisches Verfahren (Abbildung 15).
Abbildung 15: Ablaufdiagramm des Optimierungsprozess
Material und Methoden
31
5.3 Bewertungskriterien
Das Ziel des meist kurativen Behandlungsansatzes ist eine für malignes Gewebe letale
Energiedosis zu deponieren. Die Höhe der Energiedosis wird jedoch durch die
unweigerlich auch im gesunden Gewebe deponierte Energie limitiert. Normales Gewebe
ist, durch Reparaturmechanismen, schneller in der Lage sich zu erholen als
Tumorgewebe. Doch ist ab einer, für jedes Organ spezifischen, Dosisbelastung mit einer
bestimmten
Wahrscheinlichkeit
mit
Komplikationen
zu
rechnen.
Berechnungsgrundlage ist bei dem Verfahren nach Emami [18] die TD50
11
Die
Dosis. Es
zeigen sich deutliche Unterschiede in den Belastungsgrenzen der Organe.
Abbildung 16: NTCP-Kurven für Lunge und Herz
Daher sind relevante Organe untersucht und eine Einteilung nach der auftretenden
Komplikationswahrscheinlichkeit
für
normales
Gewebe
(NTCP12)
vorgenommen
worden. Die NTCP-Kurven (Abbildung 16) geben die Komplikationswahrscheinlichkeit
für
(ganze)
Organe
wieder,
weshalb
die
bereits
angesprochene,
vollständige
Volumenrekonstruktion von großer Bedeutung ist.
Ein optimaler Bestrahlungsplan sollte das richtige Gleichgewicht zwischen lokaler
11 Dosis bei welcher in 50% der Fälle Komplikationen in den folgenden 5 Jahren auftreten werden
12 Normal tissue complication probability
Material und Methoden
32
Tumorkontrolle und zu erwartenden Nebenwirkungen finden. Es empfiehlt sich daher
im Vorraus eine Abschätzung zu machen, ob ein Plan die Zerstörung aller maligner
Zellen zur Folge haben wird und/oder strahleninduzierte Komplikationen auftreten
werden. Um dieses Risiko abzuschätzen gibt es verschiedene Ansätze.
Physikalische Bewertung
Eine Bewertungsmethode zur Güte eines Bestrahlungsplan ist, zu beurteilen in welchem
Maß die Dosisvorgaben des ICRU-Report 50 [26] erfüllt werden. Die Vorgabe entspricht
dabei im PTV eine Energiedosis zu applizieren, die zwischen 95% und 107% der
vorgeschriebenen, therapeutischen Dosis liegt. In dieser Arbeit wird dies anhand der
Dosis-Volumen-Histogramme (DVH) bewertet.
Zu beachten ist, daß der Referenzpunkt der Dosis im GMPsystem im Isozentrum liegt.
Da für die Optimierung asymetrisch ausgelenkte Rotationsfelder gewählt wurden,
beträgt die Dosis dort immer Null. Der bei der Dosisberechnung auftretende
Maximalwert dient als Referenzpunkt (100%) für die Normierung der Dosisverteilung.
Biologische Bewertung
Die biologische Bewertung eines Bestrahlungsplan erfolgt anhand von zu erwartenden
radiobiologischen Effekten in der bestrahlten Körperregion. In dieser Arbeit wird die zu
erwartende Komplikationswahrscheinlichkeit im Normalgewebe (NTCP) zur Bewertung
herangezogen. Es wird je nach strahlenbiologischer Empfindlichkeit eines Organs dessen
Komplikationswahscheinlichkeit bestimmt. Für die Berechnung der NTCP werden die
Organtoleranzdosen benötigt bei welcher in 50% der Fälle organspezifische Spätfolgen
auftreten [18].
Um nun für ein Organ die Komplikationswahrscheinlichkeit zu bestimmen, müsste die
Komplikationswahrscheinlichkeit jedes Voxels betrachtet werden. Da dies sehr
aufwendig ist, gibt es Reduktionsmethoden für DVHs, deren Ergebnis einen
repräsentativen Wert für das gesamte Organ bzw. das gesamte betrachtete Volumen
liefert. Für die Reduzierung eines DVH wurde die Methode nach Lyman gewählt.
Material und Methoden
33
Reduzierung nach Lyman
Diese Methode erlaubt eine Bewertung nach der Komplikationswahrscheinlickeit eines
inhomogen bestrahlten Organs [34]. Dabei wird schrittweise ein mehrstufiges DVH
reduziert. Bei einer Iteration werden die beiden höchsten Stufen des Histogramms, die
den beiden größten Dosiswerten entsprechen, zu einer Stufe reduziert, die eine
identische Komplikationswahrscheinlichkeit besitzt, wie die Ursprungsstufen.
Sind die Bedingungen erfüllt
C ( D′2 , V2 ) ≥ C ( D1 , V1 ) ,
C ( D′2 , V2 ) ≥ C ( D2 , V2 ) ,
C ( D′2 , V2 ) ≤ C ( D1 , V2 ) .
wird für die reduzierte Dosis berechnet
D′2 = D2 + ( V1 / V2 ) × ( D1 − D2 ).
Im nächsten Iterationsschritt erfolgt die Berechnung wie folgt:
D′3 = D3 + (V2 / V3 ) × ( D′2 − D3 ),
Mit der hierdurch erhaltenen reduzierten Dosis D' lässt sich die zugehörige
Komplikationswahrscheinlichkeit auf der NTCP-Kurve des entsprechenden Organs
ablesen.
5.4 Phantom
Der vorgestellte Algorithmus wurde an einem Softwarephantom getestet, das einer
typischen Bestrahlungssituation beim Mammakarzinom entspricht. Das Phantom zeigt
alle wichtigen Strukturen, die bei einer Mammabestrahlung zu berücksichtigen sind
(Abbildung 17).
Die Grauwerte der Strukturen entsprechen dabei den Houndsfieldeinheiten und
stimmen mit den realen Werten der nachempfundenen Organe überein. Auf diesen
Werten beruht auch die durchgeführte Dichtekorrektur der Gewebe.
Material und Methoden
34
Das eingezeichnete Zielvolumen (rot) schließt die axillären und parasternalen
Lymphknoten mit ein. Als Risikoorgane wurden angelegt: Linke Lunge (grün), rechte
Lunge (hellblau), kolaterale Mamma (gelb), Herz (fuchsia) und Spinalkanal (dunkelrot).
Die Strukturen wurden für die Bewertung der Optimierung eingeführt.
Abbildung 17: Phantom für die Optimierung
Ergebnisse und Diskussion
35
6 Ergebnisse und Diskussion
Um die Ergebnisse der Optimierung beurteilen zu können, werden sie im Folgenden mit
verschiedenen
Techniken
verglichen.
Zum
Einem
mit
der
konventionellen
Bestrahlungstechnik in Form einer Tangential-Bestrahlung, zum Anderen mit einer
idealisierten IMRT.
Die
konventionelle
Technik
ist
die
tangentiale
Gegenfeldtechnik.
Die
Abbildungen 18 und 19 verdeutlichen dabei, daß gerade bei dieser Technik in der
klinischen Routine meist ein Kompromiss eingegangen werden muss. Schliesst das zu
bestrahlende PTV, wie in unserem Fall, die parasternalen LAW mit ein, wird, um das
gesamte PTV mit Dosis zu belegen, ein großes Lungenvolumen mitbestrahlt werden
müssen. Schont man jedoch die Lunge so erhöht sich die Wahscheinlichkeit eines
Rezidivs.
Abbildung 18: Tangential-Felder inkl. aller LAW
Abbildung 19: Tangential-Felder mit Schonung der Lunge
Da die Wahl der Abdeckung des PTV von der individuellen Entscheidung des
Strahlentherapeuten
getroffen
wird,
werden
in
den
folgenden
DVHs
beide
Möglichkeiten aufgeführt, um den Spielraum der DVH-Kurven zu zeigen.
Die ebenfalls zum Vergleich herangezogene idealisierte IMRT, ist zwar mit dem
GMPsystem berechenbar, doch würden im Fall einer realen Bestrahlung technische
Probleme auftreten.
Ergebnisse und Diskussion
36
Die Umsetzung der Rotationsfelder mit einer „Step-and-Shot“-Methode und der
Aufteilung in equidistante Stehfelder würde zum Einen die Behandlungszeit pro
Fraktion stark anwachsen lassen, zum Anderen wäre keine beliebige Fluenzabstufung
möglich. Erreichbar wäre diese ideale Abdeckung des Zielvolumens mit einem
TomoTherapy-Gerät, da die Fluenzmodulation bei der Tomotherapie nahezu beliebig
gewählt werden kann. Durch die 360°-Rotation um den Patienten, wird die Dosis über
ein größeres Volumen verteilt, was im Fall der Risikoorgane vorteilhaft ist.
Die Zeit für die Optimierung eines Leafpaares bei 42 Einzelfeldern beträgt 15 Minuten
unter Einsatz eines 2GHz Opteron-Prozessor. Die Anzahl der benötigten Leafs richtet
sich nach der Höhe und Anzahl der Felder. In dieser Arbeit betrug der insgesamt
abgefahrene Winkelbereich 240°, die Einzelfelder teilten sich in 30°-180° und 280°-10°.
Des Weiteren werden die erhaltenen Ergebnisse in Bezug zu einer IMRT-Planungsstudie
für das Mammakarzinom [21] gesetzt. Diese Studie vergleicht verschiedene Hersteller
kommerzieller Bestrahlungsplanungssysteme bzgl. ihrer Eigenschaften bei einer 6Felder­
IMRT-Bestrahlung mit equidistanten Feldern und „Step-and-Shot“- bzw. „Sliding
Window“-Technik.
6.1 Vergleich der unterschiedlichen Ansätze
Erste
Ergebnisse
lassen
erkennen,
daß
die
Wahl
der
Startwerte
für
den
Optimierungsalgorithmus von großer Bedeutung sind. Zuerst wurden logische
Startwerte für die Startpositionen angenommen, für die endgültige Optimierung wurden
dann aber auf mathematische Modelle zurückgegriffen.
Zu Beginn war die Überlegung, wie in kommerziellen BPS möglich, auf die Struktur des
PTVs mittels MLC einzublenden und diese Leafpositionen als Startwerte zu nutzen. Der
Algorithmus lieferte keine zufriedenstellenden Ergebnisse.
Die Einblendung auf das Zielvolumen mit der, Bedingung gleichzeitig die Lunge mittels
MLC aus dem Bestrahlungsfeld auszuklammern stellte sich ebenfalls als ungeeignet
heraus (Abbildung 20).
Ergebnisse und Diskussion
37
Überträgt man diese Einblendung (Zielvolumen-minus-Lunge) in Startwerte so
verändert der Optimierungsalgorithmus die Leafpostionen wieder. Er zieht die Leafs auf.
Dies verdeutlicht, daß Lunge mitbestrahlt werden muss, um eine homogene
Dosisverteilung auch an der Thoraxwand zu erreichen.
Auch der Versuch, diese MLC-Stellung für eine einfache Feldgewichtungsoptimierung
mit einem Gradientenverfahren zu nutzen, zeigte kein befriedigendes Ergebnis. Die
Dosisverteilung ist nicht homogen im Zielvolumen, eine deutliche Unterdosierung an
der Thoraxwand sowie eine Dosisspitze auf der Haut sind erkennbar (Abbildung 21).
Die durch die Symmetrie-Funktion errechneten Leafpositionen lieferten ebenfalls kein
zufriedenstellendes Ergebnis, da das Zielvolumen keine gleichmäßige Dosis erhielt
(Abbildung 22). Die Schonung der Risikoorgane wurde jedoch gut umgesetzt.
Abbildung 20: Dosisverteilung nach
Optimierung mit dem PowellVerfahren nach Startwertvorgaben
PTV - Lunge
Abbildung 21: Dosisverteilung nach
Optimierung der Feldgewichtung mit
einem Gradienten Verfahren
Abbildung 22: Dosisverteilung nach
Optimierung mit der SymmetrieFunktion
Zufriedenstellende Resultate lieferte der Powell-Algorithmus, als das Ergebnis der
Optimierung mit der Symmetrie-Funktion als Eingangsvektor genutzt wurde. Die
anschliessende Leafoptimierung mit dem Powell-Verfahren zeigt eine akzeptable
Abdeckung des Zielvolumens (Abbildung 24). Im Vergleich mit der idealisierten IMRTBestrahlung (Abbildung 24) werden Inhomogenitäten der Dosis im PTV deutlich.
Ergebnisse und Diskussion
38
Die idealisierte IMRT-Bestrahlung zeigt eine vollständige Abdeckung des Zielvolumens
und eine sehr gute Schonung der Risikoorgane.
Abbildung 23: Dosisverteilung nach
Powell-Verfahren mit Startwerten der
Symmetrie-Funktion
Abbildung 24: Dosisverteilung nach der
idealisierten IMRT
Die Ergebnisse der Planungsstudie [21] zeigen bei den verschiedenen kommerziellen BPS
ebenfalls
inhomogene
Dosisverteilungen
(Abbildung
25)
Die
dort
gezeigten
Dosisabweichungen reichen von 70 bis 110 % der Solldosis. Die durch Powell erreichten
Abweichungen im Zielvolumen reichen von 70% bis 100% der Solldosis.
Abbildung 25: Dosisveteilungen unterschiedlicher BPS aus der Planungsstudie
Dosisverteilung durch Optimierung in zwei kommerziellen BPS (Corvus und Eclipse) werden im
Vergleich gezeigt. Deutlich sind auch hier die Inhomogenitäten in der Dosisbverteilung zu erkennen.[21].
Die nach der Powell-Optimierung erzielten Dosisverteilungen sind Grundlage der
DVHs. Die Ergebnisse werden für alle relevanten Organe im Folgenden detailiert
erläutert.
Ergebnisse und Diskussion
39
6.2 PTV
Die Forderung nach 95% bis 107% der Dosis im PTV nach IRCU-Report 50 wird
(Abbildung 26) mit dem Powell-Verfahren nicht erreicht. Die Bestrahlung mit der
konventionellen Gegenfeldtechnk zeigt eine ähnliche Abdeckung des Zielvolumens im
Hochdosisbereich wie die Powell optiemierten Felder. Der Niedrigdosisbereich
(vollständige Abdeckung des Zielvolumens) ist jedoch im Vergleich zum PowellVerfahren schlechter. Bei einer Feldgröße ohne Einschluß aller LAW bleiben ca. 5% des
Zielvolumens frei von Dosis. Die idealisierte IMRT-Bestrahlung erfüllt alle Vorgaben.
Abbildung 26: PTV im Vergleich
Eine bessere Abdeckung des Zielvolumens bei optimierten Rotatinsfeldern führt auch zu einer
höheren Gesamtdosis im PTV. Bei den Tangential-Feldern zeigt sich die Schwäche in der
Abdeckung des Zielvolumens, während die idealisierte IMRT-Bestrahlung erwartungsgemäß das
beste Ergebnis liefert.
Bei dem Vergleich der erhaltenen Ergebnisse mit denen der Planungsstudie zeigt sich,
daß auch kommerzielle Planungssysteme nicht alle Vorgaben erfüllen (können). Die
Vorgabe, nicht weniger als 90% der Solldosis im PTV zu applizieren, erfüllte keines der
BPS. Nur drei der verglichenen BPS hatten eine kleinere Abweichung als 3% von der
geforderten Dosisverteilung im PTV.
Ergebnisse und Diskussion
40
6.3 Linke Lunge
Das DVH der linken, an das PTV angrenzende Lunge (Abbildung 27), zeigt eine
deutliche Reduktion im Hochdosisbereich bei den Roationsfeldern im Vergleich zu den
Tangential-Feldern. Erreicht wird dies durch die Verteilung der Dosis auf ein größeres
Volumen. Gleichzeitig wird die Maximaldosis in der Lunge von 100% (50 Gy) auf 80%
gesenkt. Die mit Rotationsfeldern erreichbare Entlastung der Lunge ist ähnlich der bei
der IMRT erreichten. Die hohe Dosis in der angrenzenden Lunge bei der IMRT wird
durch die Voxelgröße bei der Dosisberechnung verursacht. Bei der Optimierung werden
Voxel, welche einen Teil PTV enthalten, vollständig mit Dosis belegt, da die vollständige
Abdeckung des PTVs Ziel der Optimierung ist.
Abbildung 27: DVH der linken Lunge
Beide Tangential-Felder zeichnen sich durch eine hohe Dosis in einem Teil des Lungenvolumens aus. Die invers geplanten Dosisverteilungen verteilen die Dosis über ein größeres
Volumen.
Die kontrovers diskutierte Frage „A lot to a little or a little to a lot?“ wird in einigen
Therapieansätzen als bereits beantwortet angesehen. Feststellen lässt sich, daß eine
Volumenreduktion im Hochdosisbereich das Pneumotitisrisiko mehr verringert, als eine
identische Reduktion im Niedrigdosisbereich der DVH [48].
Auch die Tomotherapie setzt dies bereits erfolgreich in die Tat um [31]. Auch ein Blick
Ergebnisse und Diskussion
41
auf die NTCP-Kurve (Abbildung 16) zeigt, daß bei einer Belastung mit niedriger Dosis
wenig Komplikationen im betrachteten Lungenvolumen zu erwarten sind.
6.4 Kontralaterale Organe
Die vollständige Schonung der kontralateralen Organe ist in dem gegebenen Fall nur mit
einer Tangential-Bestrahlung möglich (Abbildungen 28, 29, 30). Eine Belastung im
Niedrigdosisbereich durch die Rotationsfelder wie auch bei der IMRT-Bestrahlung ist
unvermeidbar, da die Dosis über das Volumen der kontralateralen Organe verteilt wird,
um eine Schonung der linken Lunge zu bewirken.
Rechte Mamma
Das DVH zeigt, daß durch die Tangential-Felder kaum eine Belastung der kolateralen
Mamma auftritt. Im Fall der Vernachlässigung der Abdeckung aller LAW, wird sogar
eine vollständige Schonung erreicht. Die mit dem Powell-Verfahren opimierten Felder
zeigen eine ähnliche Belastung wie die IMRT-Bestrahlung.
Abbildung 28: DVH der kontralateralen Mamma
Die rechte Mamma wird bei einer Bestrahlung der parasternalen
Lymphknoten bei allen Techniken, die dieses Volumen einschliessen mit
Dosis belastet.
Ergebnisse und Diskussion
42
Herz
Die Belastung des Herzens durch die Rotationsfelder ist ähnlich der IMRT. Das
Herzmuskelgewebe erhält dabei jedoch insgesamt eine geringe Dosis, so daß keine
Komplikationen zu erwarten sind.
Abbildung 29: DVH des Herzens
Es tritt keine Belastung von Herzmuskelgewebe bei der konvetionellen Technik auf. Doch auch die
DHSs der IMRT und Powell-optimierten Felder zeigen nur eine sehr gernige Gesamtdosis an.
Rechte Lunge
Die Belastung der rechten Lunge entfällt bei den Tangential-Feldern. Doch auch die
Belastung durch die IMRT und den Powell-optimierten Feldern fällt sehr niedrig aus.
Abbildung 30: DVH kontralaterale Lunge
Die Dosisbelastung des Herzens ist sehr gering bzw. im Fall der Tangential-Felder nicht vorhanden.
Ergebnisse und Diskussion
43
6.5 Biologische Bewertung
Die nach dem Verfahren von Lyman (Kapitel 5.3) reduzierten DVHs erlauben die
ermittelten Ergebnisse biologisch zu bewerten. Dabei werden die Dosiswerte der DVHs
auf einen Wert reduziert, um die NTCP des jeweiligen Organs zu bestimmen. Zu
beachten ist, daß die Lyman-Bewertung für das Volumen der drei betrachteten CTSchichten gilt. Das Verhältnis des betrachteten Volumens zum Gesamtvolumen eines
Organs ist unbekannt und auch nur ungenügend abschätzbar. Doch wird in der
Bewertung der verschiedenen Methoden der Unterschied zwischen den einzelnen
Techniken deutlich.
Das Risikoorgan mit der höchsten Belastung ist die angrenzende, linke Lunge. Die nach
der Reduzierung des DVH erhaltenen Werte sind nachfolgend aufgeführt (Tabelle 1).
Powell
Symmetrie
IMRT
TangF m LAW
TangF o LAW
15,00 Gy
16,16 Gy
11,16 Gy
51,43 Gy
48,15 Gy
Tabelle 1: Reduzierte Dosis der linken Lunge im Vergleich
Die Optimierungen nach dem Powell-Verfahren und der Symmetriefunktion ergeben
einen ähnlichen Wert, wobei die Symmetrie-Funktion sowohl bei der Gesamtdosis im
PTV als auch bei der reduzierten Dosis in der Lunge schlechter abschneidet. Deutlich
hebt sich der Wert der Lunge bei der idealisierten IMRT von den anderen Werten ab.
Trotz der im zugehörigen DVH (Abbildung 27) erkennbaren Hochdosisanteile, ist eine
geringere, reduzierte Dosis über das Gesamtvolumen erreicht worden. Bei den Werten
für die tangentialen Felder zeigt sich die Auswirkung des geringen betrachteten
Gesamtvolumens. Bei einer realen Bestrahlungssituation sind solch hohen Werte nicht zu
erwarten. Die durchschnittlichen Dosiswerte der verschiedenen BPS der Planungsstudie
reichen von 12,8 Gybis 17,6 Gy.
Liest man die zugehörigen Werte aus Tabelle 1 auf der NTCP-Kurve (Abbildung 16) für
die Lunge ab, folgt eine Komplikationswahrscheinlichkeit von:
Powell
Symmetrie
IMRT
M.Tang. o S
M.Tang. m S
1,4 %
2,5 %
0,1 %
99,9 %
99,9 %
Tabelle 2: NTCP der linken Lunge bei unterschiedlichen Bestrahlungstechnken
Ergebnisse und Diskussion
44
Da die Werte der kontralateralen Organe zu gering sind, um eine NTCP abweichend von
0,01% abzulesen, folgen im Anschluß die Werte für die reduzierte Dosis in Kurzfassung.
Herz
Das Herzmuskelgewebe erhält bei der tangentialen Bestrahlung keine Dosis und bei den
verbleibenden Techniken eine sehr geringe. Es sind keine Komplikationen zu erwarten.
Die Lyman-Reduzierung ergibt für das Herz folgende Dosiswerte
•
10,81 Gy Powell
•
6,36 Gy IMRT
Die sich ergebende NTCP ist in Abbildung16 aufgezeigt und ergibt eine gegen Null
strebende Komplikationswahrscheinlichkeit. Die Werte der Planungsstudie liegen
zwischen 8,7 Gy und 21,1 Gy.
Rechte Lunge
Die Belastung der kontralateralen Lunge entfällt bei den Tangential-Feldern. Doch auch
die diesbezügliche Belastung die durch IMRT und Powell-optimierte Bestrahlung auftritt,
fällt sehr gering aus. Die Werte für das reduzierte DVH lauten wie folgt:
•
7,54 Gy Powell
•
3,63 Gy IMRT
Es ergeben sich keine nennenswerten Komplikationswahrscheinlichkeiten bei dieser
Dosis. Die durchschnittlich erreicheten Werte der Planungsstudie liegen zwischen 6,1 Gy
und 8,9 Gy.
Mamma
Eine Reduzierung des DVHs nach der Lyman-Methode ist für die Mamma nicht möglich,
da aufgrund fehlender Toleranzdosen keine NTCP-Kurve erstellbar ist. Die in der
Bestrahlungssituation ähnliche Planungsstudie zeigt für die kontralaterale Mamma
duchschnittliche Dosiswerte von 4,1 Gy und 7,8 Gy.
Zusammenfassung und Ausblick
45
7 Zusammenfassung und Ausblick
In der vorliegenden Arbeit konnte gezeigt werden, daß der bisher sehr zeitaufwändige,
manuelle Planungsprozess bei dynamischen Rotationsbestrahlungen auch von einem
Planungssystem übernommen werden kann. Vergleichbar zur IMRT wird die
Optimierung als inverses Problem formuliert und kann so mit verfügbaren Algorithmen
gelöst werden.
Zusammenfassend lässt sich bzgl. der mit dem Powell-Algorithmus optimierten Feldern
feststellen, daß im Gegensatz zur Tangential-Bestrahlung Dosisspitzen in der Lunge
vermieden werden. Diese Reduktion im Hochdosisbereich wird durch eine Streuung der
Dosis über ein größeres Volumen erreicht.
Um eine weitere Verbesserung der Ergebnisse zu erhalten, sollte zukünftig die Freigabe
weiterer Parameter, neben der Leafstellungen erprobt werden. Eine zweistufige
Fluenzmodulation in einem Feld ist zu prüfen. Das GMPsystem ist in der Weise zu
ergänzen, daß eine Suche der Startwinkel möglich wird. Die Genauigkeit der
Dosisberechnung kann/sollte optimiert werden.
Der Wunsch war eine praxisorientierte Programmerweiterung zu schaffen. Vorteilhaft
wäre
es,
wenn
die
Bestrahlungsplanungssystem
Ergebnisse
wären.
kompatibel
Mögliche
zu
einem
Maßnahmen
hierzu
kommerziellen
wären,
den
optimierten Vektor direkt an eine Schnittstelle eines kommerziellen BPS zu leiten oder
die optimierten Leafpositionen ähnlich einer Struktur für die gewählten Felder in ein
DICOM-RT-File zu schreiben.
Danksagung
46
8 Danksagung
Während meiner Studienzeit und speziell der Zeit meiner Diplomarbeit habe ich nicht
nur einiges an Schweiß verbraucht und Nerven von vielen (nicht nur meine) gekostet.
Hierfür möchte ich allen von ganzem Herzen danken, die den manchmal stolprigen und
holprigen Weg mit mir gegangen sind und mich unerschütterlich begleitet haben.
Allen hier persönlich zu danken, würde den Rahmen dieser Arbeit sprengen, deshalb
möchte ich mich auf die Folgenden beschränken:
•
Prof. Dr. Zink - Herzlichen Dank für die Zeit, aufmunternden Worte und das
Aufzeigen von Möglichkeiten
•
Prof. Dr. Fiebich für die schönen Diskussionen nicht nur über die Diplomarbeit
•
All meinen Freunden - im Besonderen: Leon und Acira
•
meinem Lieblings-Kommilitonen Torsten Feichtinger
•
Klinikum Nordhausen für die Unterstützung und gute Zusammenarbeit
Aber am aller meisten gilt mein Dank meiner Familie! Ihr habt mich in jeder Weise
unterstützt und weitergebracht! DANKE!!!
Literatur
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Eidesstattliche Erklärung
52
10 Eidesstattliche Erklärung
Hiermit versichere ich, dass ich die vorliegende Diplomarbeit ohne Hilfe Dritter und nur
mit den angegebenen Quellen und Hilfsmitteln angefertigt habe. Diese Arbeit hat in
gleicher oder ähnlicher Form noch keiner Prüfungsbehörde vorgelegen.
Ich erkläre mich damit einverstanden, daß die Diplomarbeit zu wissenschaftlichen
Zwecken ausgeliehen werden kann.
Giessen, am 24. Februar 2006
Melanie Fischbach
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