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 47 9 Literatur [1] Arbeitsgemeinschaft Radiologische Onkologie (ARO) der Deutschen Krebsgesellschaft . Dosisspezifikation für die Teletherapie mit Photonenstrahlung (Radioonkologie). DGMP-Bericht Nr 11. 1998 [2] Arbeitsgemeinschaft Radiologische Onkologie (ARO) der Deutschen Krebsgesellschaft. 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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
