Konzepte zur bildgestützten Bestrahlungsplanung bei der

Konzepte zur bildgestützten Bestrahlungsplanung bei
der intensitätsmodulierten Strahlentherapie
Bachelorarbeit
zur Erlangung des akademischen Grades Bachelor of Science Medizinische Physik
der Mathematisch-Naturwissenschaftlichen Fakultät
der Heinrich-Heine-Universität Düsseldorf
vorgelegt von
Karoline Fach
Erstprüfer:
Dr. I. Simiantonakis
Klinik für Strahlentherapie
Universitätsklinikum Düsseldorf
eingereicht am 11. Oktober 2011
Zweitprüfer:
Prof. Dr. Th. Heinzel
Institut für Festkörperphysik
Heinrich-Heine-Universität Düsseldorf
Ehrenwörtliche Erklärung
Hiermit versichere ich, dass ich die vorliegende Bachelorarbeit selbständig verfasst, keine anderen als die angegebenen Quellen und Hilfsmittel verwendet habe und alle Stellen der Arbeit,
die wörtlich oder sinngemäß aus anderen Quellen übernommen wurden, als solche, sowie Zitate, kenntlich gemacht sind.
Düsseldorf, den 11. Oktober 2011
Karoline Fach
INHALTSVERZEICHNIS
0
Inhaltsverzeichnis
1 Einleitung
1
2 Theoretische Grundlagen
2.1 Ionisierende Strahlung und deren Wechselwirkungen
2.2 Grundlagen der Strahlentherapie . . . . . . . . . . .
2.2.1 Pencil-Beam Algorithmus . . . . . . . . . . .
2.2.2 Collapsed-Cone Algorithmus . . . . . . . . . .
2.3 Theoretischer Hintergrund zur IMRT . . . . . . . . .
2.3.1 Monte-Carlo Algorithmus . . . . . . . . . . .
2.4 Medizinische Aspekte des Analkarzinoms . . . . . . .
3 Material und Methoden
3.1 Die dreidimensionale konformale Strahlentherapie
3.2 Die intensitätsmodulierte Radiotherapie . . . . .
3.2.1 Cost Functions . . . . . . . . . . . . . . .
3.2.2 Optionale Parameter . . . . . . . . . . . .
3.2.3 Vorgehensweise . . . . . . . . . . . . . . .
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3
3
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12
14
15
18
19
4 Ergebnisse
20
5 Diskussion und Ausblick
26
Literaturverzeichnis
32
6 Anhang
34
KAPITEL 1. EINLEITUNG
1
Kapitel 1
Einleitung
Diese Bachelorarbeit befasst sich mit möglichen Strategien zur Bestrahlungsplanung bei der
intensitätsmodulierten Strahlentherapie, im englischen Sprachgebrauch Intensity-Modulated
Radiotherapy (IMRT), und deren Vergleich mit Konzepten der dreidimensionalen konformalen Strahlentherapie am Beispiel des Analkarzinoms. Allgemein handelt es sich bei Darmkrebs
in Deutschland um die zweithäufigste Krebserkrankung. Dabei werden alle malignen, also bösartigen, Tumoren vom Dickdarm, Mastdarm und Anus in deutschen Statistiken als Darmkrebs
zusammengefasst. Die Inzidenz liegt bei etwa 30 − 35 pro 100.000 Einwohner in den Industrieländern. In Deutschland erkrankten im Jahre 2000 bereits ca. 32.000 Männer und 34.000
Frauen an Darmkrebs. Der Altersdurchschnitt der Betroffenen liegt dabei bei 70 Jahren [1].
In der Onkologie ist die Strahlentherapie, neben dem chirurgischen Eingriff und der systemischen Chemotherapie, eine in der Regel ambulante und lokale Therapie, die sich direkt
auf das Gebiet des Primärtumors und auf angrenzende Lymphabflusswege fokussiert. Oftmals wird die Strahlentherapie dabei adjuvant, also postoperativ, eingesetzt, allerdings gibt
es auch Möglichkeiten, sie neoadjuvant, demzufolge präoperativ, anzuwenden, insbesondere
um große und schlecht abgrenzbare Tumoren zu verkleinern. Dabei ist die Strahlentherapie
bestrebt, das Zielvolumen mit einer ausreichenden und homogenen Absolutdosis zu bestrahlen
und gleichzeitig die Strahlenbelastung des angrenzenden Gewebes und umliegender Risikoorgane möglichst gering zu halten. Weltweit verbreitet wird bei vielen Arten von Tumoren die
3D-konformale Bestrahlung mit Photonen und manchmal in Kombination mit Elektronen
benutzt. Es existieren jedoch noch andere Methoden der Strahlentherapie, wie die intensitätsmodulierte Radiotherapie, die in der vorliegenden Arbeit thematisiert wird, und für spezielle
Einsatzgebiete auch die Brachytherapie und die Stereotaxie, welche nicht weiter Gegenstand
dieser Arbeit sind.
Die vorliegende Bachelorarbeit konzentriert sich auf das Analkarzinom, bei welchem die
simultane Kombination einer Chemotherapie mit einer Strahlentherapie eine sehr große Rolle
spielt. Bis in die 1980er Jahre war eine abdominoperineale Rektumamputation die Standardtherapie dieser Tumorbehandlung, wobei durch einen chirurgischen Eingriff der Tumor
mitsamt Analkanal und Schließmuskel entfernt wurde. Zugleich bedeutete dies, dass ein dauerhafter künstlicher Darmausgang unvermeidbar war, wodurch die Lebensqualität des Patienten
stark eingeschränkt wurde. Dennoch war die Operation ein gerechtfertigter Eingriff, da die
Überlebensrate gemessen über fünf Jahre nach der Operation bei 60 − 70% lag. Heutzutage
wird als Standardtherapie eine simultane Radiochemotherapie praktiziert, da sie in nahezu
allen Fällen den Schließmuskel und damit die Organfunktion erhalten kann. Ein chirurgischer
Eingriff wird nur noch bei sehr ausgedehnten Tumoren und nach bereits angewandter Radiochemotherapie diskutiert [1]. Die Bestrahlungsplanung erfolgt durch einen MedizinphysikExperten mithilfe von bildgebenden Verfahren, wie die Computertomographie (CT). Im Allgemeinen bringt ein Medizinphysiker physikalische Methoden in der Medizin und Biologie
KAPITEL 1. EINLEITUNG
2
zum Einsatz. Insbesondere in der Strahlentherapie gehören neben der Bestrahlungsplanung
auch die Qualitätssicherung und der Strahlenschutz zu den Aufgaben eines Medizinphysikers.
In der Regel setzt die Radiotherapie energiereiche Photonen- und Elektronenstrahlen ein, um
vernichtende Dosen im diagnostizierten und potentiellen Tumorgewebe zu applizieren. Speziell bei Analkarzinomen ist es bisher üblich, die Bestrahlung mit einem dreidimensional und
konventionell geplanten Verfahren durchzuführen. Bei der konventionellen Strahlentherapie,
im englischen Sprachgebrauch Conformal Radiotherapy (CRT), erstellt der Medizinphysiker
selbst manuell einen Bestrahlungsplan mit allen Parametern. Allerdings ist es durchaus angemessen das konventionelle Verfahren durch ein intensitätsmoduliertes Verfahren zu ersetzen,
da somit eine bessere Schonung der Risikoorgane in dem betroffenen Gebiet möglich ist. Bei
der IMRT handelt es sich um eine Spezialtherapie der Radioonkologie, bei welcher entgegengesetzt zur CRT invers geplant wird, was in dieser Arbeit detailliert erläutert und mit dem
bisher verwendeten Verfahren der konventionellen Methode in Beziehung gesetzt wird.
Der Aufbau der vorliegenden Arbeit gliedert sich in fünf Kapitel. Nach dieser Einleitung
folgt mit Kapitel 2 ein Abschnitt zu den Grundlagen der ionisierenden Strahlung und deren
Wechselwirkungen mit Materie, sowie zu den Basiselementen der konventionellen und der intensitätsmodulierten Bestrahlungsplanung, deren Algorithmen zur Dosisberechnung, als auch
zu den medizinischen Aspekten des Analkarzinoms. Nachfolgend werden in Kapitel 3 die verwendeten Methoden bei der CRT und der IMRT vorgestellt. Außerdem werden die Prinzipien
und Funktionen der Software Monaco 2.03 der Firma Elekta CMS Software, welche im Universitätsklinikum Düsseldorf in der Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie und Radioonkologie verwendet wird, dargelegt. In Kapitel 4 werden die erlangten Ergebnisse präsentiert und
schlussendlich im fünften Kapitel im Hinblick auf ihre biologische Wirkung am Patienten, ihre
technische Realisierungsmöglichkeit und ihre Eignung für den klinischen Betrieb diskutiert.
KAPITEL 2. THEORETISCHE GRUNDLAGEN
3
Kapitel 2
Theoretische Grundlagen
2.1
Ionisierende Strahlung und deren Wechselwirkungen
Ionisierende Strahlung unterscheidet sich von nichtionisierender Strahlung durch ihre Fähigkeit, dass sie bei Wechselwirkung mit Materie aufgrund der zur Verfügung stehenden Energie
in der Lage ist, diese Materie zu ionisieren. Bei der Ionisation werden im Allgemeinen Elektronen aus den Atomhüllen der bestrahlten Materie herausgeschlagen, daher ist für den Vorgang
auch eine Mindestenergie zwischen 10−19 und 10−16 J, was etwa den Bindungsenergien von
Hüllenelektronen entspricht, nötig. Des Weiteren differenziert man zwischen direkt und indirekt ionisierender Strahlung. Zu der direkt ionisierenden Strahlung zählen elektrisch geladene
Teilchen, wie Elektronen, Protonen und Alpha-Teilchen, die durch Stöße direkt Ionisationen hervorrufen können, welche auf der Coulombkraft basieren. Bei der indirekt ionisierenden
Strahlung handelt es sich um ungeladene Teilchen, wie Neutronen, aber auch Photonen, denen
eine besondere Bedeutung in der Strahlentherapie zukommt [2]. Hierbei wird die Energie im
ersten Schritt auf einen materiellen Stoßpartner in Form von Bewegungsenergie übertragen,
von dem dann im zweiten Schritt weitere Ionisationen der umgebenden Materie ausgehen können, welche den größten Teil der Ionisierung ausmachen. Während der ersten Stufe wird der
Photonenstrahl durch Absorption und Streuung geschwächt. Das Beersche Absorptionsgesetz
verdeutlicht diesen Zusammenhang, wobei I(0) die initiale Intensität und I(x) die Intensität bei einer Schichtdicke x des Absorbermaterials angibt. Weiterhin steht µ(E, Z, ρ) für den
Schwächungskoeffizienten, der energie-, ordnungszahl- und dichteabhängig ist [3]:
I(x) = I(0)e−µx
(2.1)
In der Strahlentherapie bedient man sich sowohl der direkt als auch der indirekt ionisierenden Strahlung. Im Rahmen dieser Arbeit wird nur die durch Linearbeschleuniger erzeugte
Photonen- und Elektronenstrahlung thematisiert. Im Folgenden sollen die Wechselwirkungen
ionisierender Photonenstrahlung erläutert werden.
Bei relativ niedrigen Energien und hohen Ordnungszahlen des Absorbers dominiert der
Photoeffekt, welcher im medizinischen Bereich lediglich in der Röntgendiagnostik eine größere
Rolle spielt. Grundlegend wird die Energie des einfallenden Photons vollständig absorbiert,
wodurch ein Photoelektron aus der Atomhülle gelöst wird. Das Photoelektron verlässt das
ionisierte Atom und gibt seine Energie, welche der Differenz von ursprünglicher Photonenergie und der Elektronenbindungsenergie entspricht, durch Anregung anderer Atome ab. Dieser
Vorgang hat zur Folge, dass die entstandene freie Stelle des Photoelektrons durch ein äußeres Elektron aufgefüllt wird. Die Differenzenergie kann zum einen in Form von charakteri-
2.1. IONISIERENDE STRAHLUNG UND DEREN WECHSELWIRKUNGEN
4
stischer Röntgenstrahlung emittiert werden oder zum anderen in Form von strahlungsloser
Augerelektronen-Emission. Beim Auger-Effekt wird die freiwerdende Energie direkt an ein
Auger-Elektron übertragen, welches dann den Atomverband verlässt [2],[3].
Als weitere Wechselwirkung tritt der Compton-Effekt auf, welcher bei kleineren und mittleren Energien überwiegt, was Energien von 30 keV bis 30 MeV entspricht. Unter dem ComptonEffekt oder der inkohärenten Streuung versteht man die inelastische Streuung von Photonen
an äußeren, nahezu ungebundenen Hüllenelektronen. Demnach werden ein Teil der Energie
und der Impuls des Photons auf ein Elektron überführt. Aufgrunddessen wird das Photon
gestreut und nimmt eine andere Bewegungsrichtung an. Das Elektron hingegen wird aus der
Atomhülle herausgelöst, sodass das Atom ionisiert wird. Das gestreute Photon kann weitere Compton-Effekte verursachen bis es soviel der Energie verloren hat, dass es durch einen
Photoeffekt eliminiert wird. Im Bereich der medizinischen Radiologie, insbesondere der Röntgendiagnostik, beträgt der mittlere relative Energieverlust der gestreuten Photonen etwa 5%,
sodass die Streustrahlung fast genauso hart ist, wie die verwendete Primärstrahlung, weshalb
auf ausreichenden Strahlenschutz sorgsam geachtet werden muss.
Des Weiteren ist die klassische bzw. kohärente Streuung als Wechselwirkungsprozess erwähnenswert. Hierbei stößt ein Photon mit einem fest gebundenen Hüllenelektron zusammen, welches im Atom verbleibt. Allerdings wird das Atom über den Rückstoß zu kollektiven
Schwingungen angeregt, wobei die Frequenzen des einfallenden Photons und der Elektronenschwingung gleich sind, sodass die vom Photon absorbierte Energie wiederum als Photon
vollständig abgestrahlt wird. Da die kohärente Streuung lediglich bei Materialien mit niedrigen Ordnungszahlen, wie menschlichem Gewebe, nur für Photonenenergien unterhalb von
etwa 20 keV bedeutend ist, spielt sie in der Strahlentherapie kaum eine Rolle.
Darüber hinaus existiert noch der physikalische Effekt der Paarbildung bei höheren Energien. Bei diesem Prozess wechselwirkt ein Photon als elektromagnetisches Energiepaket mit
dem elektrischen Feld geladener Teilchen, wie einem Atomkern. Spontan können sich dann aus
der Photonenenergie Elektron-Positron-Paare bilden. Für diesen Effekt besteht eine Energieschwelle von 1022 keV, da die Energie eines Teilchen-Antiteilchenpaares aufgebracht werden
muss. Das Positron wechselwirkt durch Bewegungsenergieabgabe mit der Umgebung, bis es
schließlich mit einem Elektron rekombiniert, sodass es zur Vernichtung des Teilchens und
Antiteilchens durch Annihilation kommt. Dabei wird die Ruhemasse beider Teilchen in zwei
entgegengesetzte Photonen mit einer jeweiligen Energie von 511 keV umgewandelt [2].
Zuletzt soll noch der Wechselwirkungsprozess der Kernphotoreaktion vorgestellt werden.
In Anlehnung an den bereits vorgestellten Photoeffekt ist es ebenso möglich, dass hochenergetische Photonen mit dem Atomkern statt mit Hüllenelektronen interagieren. Der Atomkern
absorbiert hierbei das Photon vollständig, sodass ein oder mehrere Nukleonen emittiert werden. Dies hat zur Folge, dass es zu einer Kernumwandlung kommen kann. Im Allgemeinen
sind die Tochterkerne radioaktiv, da das Neutronen-Protonen-Gleichgewicht aufgrund von
Teilchenemission gestört wird. Diese Reaktion tritt in Energiebereichen von etwa 6 MeV bis
20 MeV auf, was den Energien von Linearbeschleunigern entspricht. Daher ist es möglich,
dass während einer Bestrahlung radioaktiver Sauerstoff entsteht, sodass auf eine Erneuerung
der Raumluft im Rahmen des Strahlenschutzes zu achten ist. Allerdings spielt auch dieser
Effekt aufgrund der geringen Wirkungsquerschnitte für die Schwächung der Photonenstrahlen gegenüber den anderen Wechselwirkungsprozessen eine eher untergeordnete Rolle. Der
Schwächungskoeffizient µ zur Berücksichtigung aller Wechselwirkungsprozesse ergibt sich aus
der Summe der Einzelprozesse zu:
µ = τ + σC + σK + κ + σKP
τ : Schwächungskoeffizient des Photoeffekts
(2.2)
2.1. IONISIERENDE STRAHLUNG UND DEREN WECHSELWIRKUNGEN
5
σC : Schwächungskoeffizient des Compton-Effekts
σK : Schwächungskoeffizient der klassischen Streuung
κ: Schwächungskoeffizient der Paarbildung
σKP : Schwächungskoeffizient der Kernphotoreaktion
Die drei für die Strahlentherapie wichtigsten Wechselwirkungen und deren Gesamteffekt
werden am Beispiel von Wasser anhand des Schwächungskoeffizienten µ in Abhängigkeit von
der Photonenenergie in der folgenden Abbildung 1 präsentiert.
Abb. 1: Der Gesamteffekt der drei wichtigsten Wechselwirkungen, Photo-, Compton-Effekt und Paarbildung
[3].
Schlussendlich folgt zusammenfassend, dass für den in der Strahlentherapie verwendeten
Energiebereich von etwa 6 MeV bis 20 MeV der Comptoneffekt und die Paarbildung die
dominierenden Photonenwechselwirkungsprozesse sind.
Beim Einsatz von geladenen Teilchen, in dem bearbeiteten Fall Elektronen, ist stets die
Coulombkraft die treibende Kraft beim Durchdringen der Materie:
FCoulomb =
1 Zze2
4π0 r2
(2.3)
Z, z: Kernladungszahlen der Stoßpartner
r: Abstand zwischen den Ladungen
0 : Dielektrizitätskonstante
Interessant für die Bestrahlungsplanung ist die Reichweite monoenergetischer Elektronen.
Elektronen erfahren aufgrund ihrer geringen Masse eine zufällige Energie- und Winkelstreuung, daher sind ihre Wege in Gewebe statistisch verteilt, man spricht auch von Zick-ZackBahnen. Die Projektion des Weges eines Elektrons auf die Strahlachse stellt die Reichweite
dar, welche proportional zur Elektronenenergie und umgekehrt proportional zur Dichte des
Absorbers ist. Der insgesamt in einem Material zurückgelegte Weg eines Elektrons lässt sich
aus dem Bremsvermögen des Absorbers S = ( dE
dx ), welches als Verhältnis von Energieverlust dE pro Weglängeneinheit dx der Teilchen definiert ist, und der Eintrittsenergie E0 des
Elektrons berechnen. Für die mittlere wahre Bahnlänge L von Elektronen gilt näherungsweise:
ZE0
ZR
dx =
L=
x=0
1
dE
S
(2.4)
dE=0
Aufgrund der starken statistisch verteilten Richtungsänderungen sind die mittleren Bahnlängen L immer größer als ihre durchschnittliche Reichweite. Mittels des Umwegfaktors X,
2.2. GRUNDLAGEN DER STRAHLENTHERAPIE
6
welcher das Verhältnis von mittlerer wahrer Bahnlänge L und praktischer Reichweite Rp angibt, kann man die Reichweite herleiten:
X=
L
Rp
(2.5)
Der Umwegfaktor selbst hängt von der Elektronenenergie und dem streuenden Material
ab, für leichte Materialien weicht der Faktor nur wenig von 1 ab, bei hohen Ordnungszahlen
hingegen nimmt er Werte bis X = 4 an [2]. Aus diesen Daten kann man die für die Strahlentherapie relevanten praktischen und therapeutischen Reichweiten der Elektronen ermitteln.
Abb. 2: Die Transmission von Elektronen bezogen auf ihre Reichweiten im Gewebe mit den Größen Rth :
therapeutische und Rp : praktische Reichweite, R: mittlere und Rmax : maximale Reichweite [3].
Die vorangegangene Abbildung 2 demonstriert die Reichweiten von Elektronen in Gewebe
anhand der Transmission in Abhängigkeit von der Schichtdicke bzw. Eindringtiefe; R steht
für die mittlere Reichweite, Rmax für die maximale Reichweite, Rth für die therapeutische
und Rp für die praktische Reichweite. Hieraus ergibt sich für die therapeutische Reichweite in
cm: Rth = E20 , wobei E0 für die Eintrittsenergie in M eV steht, während sich die praktische
Reichweite zu Rp = E30 errechnet.
2.2
Grundlagen der Strahlentherapie
Im Allgemeinen läuft eine Strahlenbehandlung immer nach einem festen Schema ab. Zuerst wird die Diagnose und die Ausdehnung des Tumors gesichert, wie in Kap. 2.4 erläutert
wird. Danach muss eine individuelle Behandlungsstrategie festgelegt werden, oftmals wird
sie adjuvant durchgeführt. Darauffolgend werden durch einen Strahlentherapeuten mithilfe
eines Bildbearbeitungssystems auf den meist durch ein Planungs-CT akquierierten Bilddaten im DICOM-Format Volumina eingezeichnet. Mit den heutigen Bildverarbeitungssystemen ist es möglich aus den nativen axialen Schichten, beliebige axiale, sagittale und koronale
Schichten und damit eine dreidimensionale Rekonstruktion des Körpers zu erzeugen, was eine Veranschaulichung stark vereinfacht [3]. Zusammenfassend werden die einzuzeichnenden
Zielvolumina als Regions of Interest (ROIs) bezeichnet und gliedern sich in Zielvolumina
und Risikoorgane, auch Organs at Risk (OARs). Weiterhin gibt es bei den Zielvolumina,
welche Tumorgewebe oder gefährdetes Gewebe enthalten, eine weitere Einteilung in onkologische und strahlentherapeutische Volumina. Bei einem onkologischen Zielvolumen handelt es
sich um das medizinische Konzept des Gross Tumour Volume (GTV). Das GTV beinhaltet
das operativ oder diagnostisch nachgewiesene Tumorgewebe, was auch befallene Lymphknoten umfasst. Daneben gibt es noch strahlentherapeutische Zielvolumina, das Clinical Target
Volume (CTV) und das Planning Target Volume (PTV). Das CTV umfasst räumlich zusammenhängende GTVs, in denen ein radioonkologisches Ziel erreicht werden soll. Beispielsweise
ist das CTV als GTV mit definiertem Sicherheitssaum aufgebaut oder es kann noch typische potentielle Tumorausbreitungsgebiete und Infiltrationszonen beinhalten. Bei dem PTV
2.2. GRUNDLAGEN DER STRAHLENTHERAPIE
7
handelt es sich um ein Volumen, in dem physikalisch technische Bedingungen ebenso berücksichtigt werden. Es beinhaltet das CTV mit einem Sicherheitssaum, durch den potentielle
Lageänderungen des Tumors, wie z.B. durch Positionierungs- und Lagerungsunsicherheiten,
verschiedene Organfüllungszustände und durch die Eigenbeweglichkeit der Organe, erfasst
werden [2],[4]. Wie bereits in der Einleitung angedeutet, verfolgt die Strahlentherapie vor allem das Ziel der homogenen Bestrahlung des Zielvolumens und der gleichzeitigen Schonung
der Risikoorgane. Ferner gibt es noch weitere Anforderungen an die Bestrahlungstechnik, dazu zählen die technische Realisierbarkeit und die leichte Reproduzierbarkeit, demnach sind
simple Modelle erwünscht, um mögliche Fehler bei der Einstellung zu minimieren. Des Weiteren gibt es verschiedene Methoden, um eine Strahlentherapie durchzuführen. Die weltweit
verbreitete 3D-konformale konventionelle Radiotherapie realisiert durchaus erfolgreich viele
dieser Ziele. Bei dieser Methode gelingt es durch 3D-Bildgebungsverfahren, wie die CT, die
Zielvolumina besser zu erfassen als früher [5]. Hierbei werden durch den Planer die Anzahl der
Strahlenfelder, deren Richtung, deren Gewichtung und auch deren Feldform vorgegeben. Die
Feldform eines einzelnen Strahls wird dabei individuell durch Blenden, Lamellen, sogenannte
Multi-Leaf-Kollimatoren, und Keilfilter angepasst. In den meisten Fällen ist es möglich, somit
eine ausreichend homogene Dosis im Zielvolumen zu erreichen, womit auch eine hohe Tumorkontrollwahrscheinlichkeit ermöglicht werden kann. Aufgrund der individuellen Feldform wird
die Dosis konform an das Planungszielvolumen angepasst. Damit kann die Dosisbelastung des
benachbarten Normalgewebes und der Organe minimiert werden [6]. Hierbei ist zu beachten,
dass der Planer stets ein gewisses Vorwissen aufweist, um eine Optimierung des Bestrahlungsplans zu erwirken. In den beiden nachfolgenden Abschnitten sollen zum besseren Verständnis
die beiden gängigsten Dosisberechnungsalgorithmen der konventionellen Strahlentherapie erläutert werden.
2.2.1
Pencil-Beam Algorithmus
Dieser Algorithmus wird bevorzugt bei der Dosisberechnung von Elektronenstrahlen und auch
sehr häufig bei Photonenstrahlung eingesetzt und betrachtet die eingehende Strahlung als
nadelförmige Einzelstrahlen. Bei dieser Technik wird die Energiebreite an einem Punkt entlang einer Linie aufsummiert, um den Bündelstrahl (Pencil Beam) zu erhalten. Über diese
Bündelstrahlen wird anschließend integriert, sodass eine Dosisverteilung generiert wird. Der
vom Gewebe absorbierte Energieanteil wird dabei durch tiefenabhängige Parameter bestimmt,
z.B. nimmt mit zunehmender Tiefe die Fluenz exponentiell ab, die laterale Streuung hingegen nimmt zu. Da die zu berechnenden Elemente einer Dosisverteilung im Wasser angepasst
werden, können Dichteinhomogenitäten erst nach einer Korrektur berücksichtigt werden. Zur
Dichtekorrektur werden alle Dichtewerte entlang eines Strahlenverlaufs integriert und daraus
die äquivalente Tiefe in Wasser ermittelt. In lateraler Richtung wird allerdings keine Dichtekorrektur vorgenommen, sodass die Dichte von Wasser angenommen wird, was zu relativ
großen Abweichungen in Volumina mit stark von Wasser abweichenden Dichten führen kann.
Dennoch ist die dabei erzielte Genauigkeit für die praktische Anwendung durchaus vertretbar
und ebenso zeitsparend [3],[7].
2.2.2
Collapsed-Cone Algorithmus
Bei dem Collapsed-Cone Algorithmus handelt es sich um einen Superpositions-Algorithmus,
der im Gegensatz zum Pencil Beam Algorithmus auf einer 3D-Faltung basiert, welche zugleich auch den lateralen Energietransfer einbezieht. Statt von einem Bündelstrahl auszugehen, benutzt man hierbei eine Anordnung ähnlich einem Ikosaeder mit dreieckigen Flächen.
In Richtung des einfallenden Primärphotons sind die Felder kleiner und deren Anzahl größer,
da die Vorwärtsrichtung besonders wichtig für die Dosisberechnung ist. Innerhalb jedes Feldes
2.3. THEORETISCHER HINTERGRUND ZUR IMRT
8
(Cone) wird der Energietransport auf die zentrale senkrecht darauf stehende Achse zusammengefasst (Collapsed ). Vor allem in heterogenen Volumina liefert dieser Algorithmus eine
zuverlässigere Dosisverteilung als ein Pencil-Beam Algorithmus. Allerdings zieht er nicht alle
Aspekte, wie z.B. die Ordnungszahlabhängigkeit der Wechselwirkungskoeffizienten der einzelnen Effekte, in Betracht, wodurch es in Geweben mit hohen Ordnungszahlen, z.B. Knochen
und Metallimplantaten, zu einer Fehleinschätzung kommen kann [7].
2.3
Theoretischer Hintergrund zur IMRT
Trotz der konventionellen konformalen Strahlentherapie, welche im vorangegangenen Kapitel 2.2 vorgestellt wurde, gibt es Fälle, in denen keine zufriedenstellende Dosisverteilung bei
gleichzeitig ausreichender Schonung naheliegender Risikoorgane möglich ist. Oftmals ergibt
sich diese Situation bei konkaven Zielvolumina, welche eine Risikostruktur umschließen. Diese Fälle werden in der Regel mit der IMRT besser erfasst. Üblicherweise werden vor allem
Lymphome, welche um das Rückenmark herumwachsen, Prostatakarzinome, die das Rektum
umfassen, und Meningeome im Gehirn aufgrund der vielen umliegenden und oft kleinen Risikostrukturen mit der IMRT behandelt. Die besondere Eigenschaft der IMRT ist die Variation
der Intensität innerhalb eines Strahlenfeldes aus der Richtung eines Einstrahlwinkels.
Darüber hinaus basiert die IMRT auf der inversen Bestrahlungsplanung, welche aufgrund
der vielschichtigeren und komplizierteren Dosisverteilung ein leistungsstarkes computergestütztes Verfahren benötigt. Bei der inversen Planung wird umgekehrt gearbeitet, das heißt
anhand von Vorgaben durch den Planer wird automatisch durch einen Computeralgorithmus ein Bestrahlungsplan generiert, was den grundlegenden Unterschied zur konventionellen
Radiotherapie widerspiegelt, bei der ein Planer mithilfe von Erfahrungswerten und Ausprobieren verschiedener Einstrahlrichtungen eine zufriedenstellende Dosisverteilung erreicht. Bei
der inversen Bestrahlungsplanung geht man von dem Problem der Bestimmung der Intensitätsverteilung der Strahlenfelder aus, um eine gewünschte Dosisverteilung zu erzielen. Die
einzelnen Strahlenfelder werden mathematisch vom Rechner in viele kleine Einzelfelder zerlegt, sogenannte Beamlets, sodass die Intensitätsverteilung der Strahlenfelder variiert wird.
Daraus ergeben sich vielfältige Möglichkeiten, welche es dem Planer unmöglich machen, die
unterschiedliche Gewichtung der Einzelfelder in einem angemessenen Zeitaufwand festzulegen.
Daher sind computergestütze Verfahren unabdingbar [6], [8], [9]. Anhand des geometrischen
Modells des Patienten und der eingezeichneten Planungszielvolumina müssen nun die Anzahl
der Bestrahlungsfelder und deren Einstrahlrichtungen, sowie die gewünschte Dosisverteilung
festgesetzt werden. Um einen klinisch realisierbaren Plan zu erzielen, ist die Vorgabe von
eindeutigen Optimierungskriterien und Planungszielen notwendig, da der Rechner im Vergleich zum Planer über kein fundiertes Vorwissen verfügt. Oftmals müssen kritische Bereiche
definiert werden, welche bei der CRT selbstständig vom menschlichen Planer berücksichtigt
werden, z.B. kann es bei der automatischen Optimierung zu Überdosierungen, sogenannten
Hot Spots, außerhalb der Planungszielvolumina kommen, welche unerwünscht sind. Im Folgenden werden die Optimierungskriterien allgemein erläutert, um ein Vorwissen für die in
dieser Arbeit angewandten Kriterien zu schaffen, welche in Kap. 3.2.1 explizit aufgegriffen
werden. Die Optimierungskriterien werden mathematisch in Zielfunktionen, sogenannte Cost
Functions, ausgedrückt. Die Zielfunktion bietet dabei eine quantitative Beschreibung der Güte
des Bestrahlungsplans. Grundlegend unterscheidet man bei den Zielfunktionen dosisbasierte
und radiobiologisch basierte Zielfunktionen. Die dosisbasierten Zielfunktionen setzen die berechnete Dosis mit der gewünschten Dosis in Beziehung und ermöglichen so eine qualitative
Aussage über den Plan, z.B. kann eine zu applizierende Minimaldosis für das Planungszielvolumen festgelegt werden bei gleichzeitiger Vorgabe einer Maximaldosis für die Risikoorgane,
welche nicht überschritten werden soll. Die Strahlenwirkung auf das Gewebe ist allerdings
nicht nur eine Funktion der Bestrahlungsdosis, sondern hängt auch mit dem Volumen und
2.3. THEORETISCHER HINTERGRUND ZUR IMRT
9
dem sogenannten Volumeneffekt zusammen, welcher ebenso in Kap. 3.2.1 erklärt wird. Von
den dosisbasierten Zielfunktionen unterscheiden sich die radiobiologisch basierten Zielfunktionen. Ein Beispiel hierfür liefert das nebenwirkungsfreie Überleben, welches sich aus dem
Produkt der Tumorkontrollwahrscheinlichkeiten und den Wahrscheinlichkeiten, dass in den
einzelnen Organen keine Nebenwirkungen auftreten, zusammensetzt. Die beiden genannten
Wahrscheinlichkeiten können anhand von strahlenbiologischen Modellen und den Dosisverteilungen im Zielvolumen und in den Risikoorganen ermittelt werden. An dieser Stelle gilt es
zu beachten, dass diese strahlenbiologischen Modelle zum Teil noch sehr einfach und die notwendigen Parameter im Allgemeinen nur ungenügend bekannt sind, sodass sich diese Größen
für die Definition der Zielfunktionen noch nicht eignen. Vielmehr stützen sich radiobiologisch
basierte Zielfunktionen auf die äquivalente uniforme Dosis, welche in Kap. 3.2.1 behandelt
wird. Das Verfahren benutzt meist ein iteratives Prinzip, um das Minimum oder Maximum
der Zielfunktion zu ermitteln. Da auch Zielfunktionen existieren, die mehrere Minima aufweisen, gibt es die Möglichkeit des Simulated Annealings, welches das globale und nicht nur ein
lokales Minimum findet. Beim Simulated Annealing handelt es sich um eine Methode, welche
stochastisch die Suchrichtung ermittelt. Wenn die ausprobierte Suchrichtung ein schlechteres Ergebnis aufweist, als das bisherige, wird weiter optimiert bis das Ergebnis besser wird
und schließlich das globale Minimum erreicht wird [3],[6],[8]. Aus den vorgegebenen Daten
resultiert im ersten Schritt eine zur Erzielung der optimalen Dosisverteilung geeigneten Fluenzverteilung in der Ebene senkrecht zur Strahlenfeldachse. Neben der Fluenzverteilung wird
auch die Dosisverteilung berechnet und dargestellt, anhand derer dann eine erste Beurteilung
des Plans durchgeführt wird. Oftmals wird im ersten Schritt aus Gründen der Zeitersparnis
eine Form des Pencil-Beam Algorithmus verwendet. Im zweiten Schritt wird eine Serie von
multiplen, unterschiedlich geformten Segmentfeldern erstellt, welche aus dem gleichen Winkel abgestrahlt werden und die inhomogene Fluenz ermöglichen. Durch totale oder partielle
Überlappung der einzelnen Segmente wird die Intensität teilweise addiert, sodass unterschiedliche Intensitäten und damit auch eine inhomogene Dosisverteilung aus einer Einstrahlrichtung resultiert. Die technisch einfachste, aber auch zeitaufwendigste Möglichkeit zum Formen
der Segmente bieten Kompensatoren, welche aus Absorbermaterial bestehen, deren Dicke
so variiert, dass die gewünschte Intensitätsverteilung erlangt wird. Die benötigte Dicke des
Absorbermaterials, wie z.B. Bleilegierungen, kann durch das Absorptionsgesetz ermittelt werden (Kap. 2.1). Kompensatoren bieten zwar ein gutes räumliches Auflösungsvermögen und
eine einfache Qualitätssicherung, müssen aber meist individuell und zeitintensiv hergestellt
werden und werden hierbei nicht benutzt. Des Weiteren ist eine Intensitätsmodulation mit
Multi-Leaf-Kollimatoren, welche durch elektronisch gesteuertes Anpassen von Lamellen geschieht, technisch schneller und eleganter zu erzielen. Dabei wird wiederum zwischen einer
statischen und einer dynamischen Technik differenziert. Bei der statischen Technik werden
die Multi-Leaf-Kollimatoren während kurzer Bestrahlungspausen so ausgerichtet, dass sie das
nächste gewünschte Segment formen. Indes bewegen sich bei der dynamischen Technik die
Lamellen kontinuierlich bei eingeschalteter Strahlung [6],[8],[10].
2.3.1
Monte-Carlo Algorithmus
Um die vielen Möglichkeiten bei der inversen Bestrahlungsplanung zu berücksichtigen wird im
Allgemeinen ein Verfahren der Stochastik angewandt, welches nach dem Zufallsprinzip funktioniert. In diesem Zusammenhang kommt weitestgehend die Monte-Carlo-Simulation (MCS)
zur Dosisberechnung im Gewebe in Frage. Das Ziel ist es nach einem Wahrscheinlichkeitsprinzip das Verhalten der bei einer Strahlentherapie eingesetzten Strahlung im menschlichen
Gewebe zu analysieren. Hierbei stützt sich das Verhalten der Strahlung auf verschiedene Parameter, wie die Strahlenart, die Energie, der Wechselwirkungsquerschnitt, die Schwächungskoeffizienten, sowie die Dichte, insbesondere die Elektronendichte des Gewebes, als auch die
chemische Zusammensetzung des bestrahlten Materials. Grundlegend sind alle diese Wech-
2.3. THEORETISCHER HINTERGRUND ZUR IMRT
10
selwirkungsparameter für alle gängigen Atome und Isotope in der Software gespeichert. Informationen über das Schwächungs- und Streuungsverhalten für Röntgenstrahlen sind in den
CT-Daten anhand der Hounsfield-Einheiten enthalten. Diese klassifizieren und skalieren die
Abschwächung von Röntgenstrahlung im Gewebe und sind maßgebend für die bildgebende
Darstellung der Gewebearten in Graustufen. Mithilfe dieser Informationen kann ein Zusammenhang zu den Dichten und damit auch zu den Wechselwirkungswahrscheinlichkeiten für
die verschiedenen Gewebetypen und Strahlenarten geknüpft werden. Dort, wo viele unterschiedliche Gewebearten dicht beieinander liegen, ist das Streuverhalten sehr komplex, z.B.
im Kopfbereich, beispielsweise streuen Knochen stark, weiches Gewebe hingegen weniger und
Hohlräume kaum. Daraus ergeben sich komplizierte Bestrahlungssituationen, welche prädestiniert sind für eine MCS, da diese die Wechselwirkungen zwischen Strahlung und Materie
als statistische Prozesse rechengenau darstellt. Bei der MCS wird eine Historie konstruiert,
bei welcher es sich um den stichprobenartigen Ereignisverlauf eines Photons handelt, das
heißt eine exakte Nachbildung des Strahlungstransportes ist möglich. Der Anfangspunkt des
Photons wird nach einem Zufallsgenerator ausgewählt und anschließend passiert das Photon
den Strahlerkopf des Linearbeschleunigers. Zunächst wird auch eine Energieverteilung der
Strahlenquelle festgelegt, d.h. es ist verzeichnet, mit welcher Wahrscheinlichkeit welche Photonenenergie generiert wird, denn nicht jedes austretende Photon hat exakt die gewünschte
Energie, z.B. im Rahmen der Arbeit 15 MeV. Dazu ist dann ebenso die spezielle Verteilung
der Photonen wissenswert, nämlich wo sich die Photonen mit der jeweiligen Energie befinden
und mit welchen Winkeln sich die Photonen auf eine in den Strahl gehaltene Oberfläche verteilen. Zudem werden alle Komponenten, wie die Blenden, Multi-Leaf-Kollimatoren, Keile und
Ionisationskammern zur Messung und Überprüfung der Strahlung moduliert und deren Wechselwirkungen mit dem passierenden Photon simuliert. Die Daten für den Strahlerkopf, d.h.
die Simulation der Strahlenquelle, müssen dabei ebenso in dem Programm erfasst werden,
sodass für den initialen Teil des Weges eines Photons bereits eine allgemeine Wahrscheinlichkeit für die Ereignisse bekannt ist und diese nicht immer neu berechnet werden muss. Der
nachfolgend beschriebene Teil muss aufgrund der Individualität der Patienten und Pläne stets
erneut berechnet werden. Wenn das Photon den Strahlerkopf nun verlässt und durch die Luft
schließlich auf den Patienten trifft, passiert es mehrere Gewebearten und wechselwirkt mit
ihnen. In dem hier angeführten Energiebereich von 15 MeV ist, wie in Kap. 2.1 erläutert,
der Comptoneffekt die häufigste Interaktion. Dabei spielen die Wechselwirkungsquerschnitte
und die Wechselwirkungswahrscheinlichkeiten eine wichtige Rolle, um nachzuvollziehen, in
welche Richtung eine Streuung wahrscheinlich wäre. Demnach gibt das Programm nach jeder Streuung sowohl ein wahrscheinliches Maß für einen Winkel, in den das Photon gestreut
wird, als auch ein Maß für den Energieverlust des Photons durch diese Wechselwirkung an. So
wird das Photon auf seinem Weg durch die Gewebearten weiter verfolgt bis zu einem vorher
festgelegten Energieschwellenwert, ab dem das Photon nicht weiter beachtet wird. Alle diese
Ereignisse eines Photons bis zum Erreichen des Schwellenwertes werden in der Historie zusammengefasst. Für eine ausreichend große Genauigkeit für die wahrscheinlichen Richtungs- und
Energieverteilungen der einzelnen Photonen ist die Simulation vieler Teilchen nötig, meist in
einer Größenordnung von 109 − 1010 Teilchen, was die Berechnung sehr zeitaufwendig macht.
Man muss einen zufriedenstellenden Kompromiss zwischen investierter Zeit und Rechengenauigkeit finden, denn der Plan darf zum einen den klinischen Ablauf nicht verzögern und
zum anderen ist eine präzise Dosisberechnung wünschenswert, da bei zu großen Dosisabweichungen die Tumorkontrollwahrscheinlichkeit, aber auch die Auswirkung auf das umliegende
Gewebe anders als gewünscht ausfallen kann [7], [11], [12], [13]. Alles in allem ist die MCS
eine bewährte Methode, welche gute Ergebnisse bei vielen Dichteunterschieden und auch kleinen Volumen liefert. Dabei bringt sie auch präzisere Ergebnisse als die zur Dosisberechnung
verwendeten numerischen Algorithmen Pencil Beam und Collapsed Cone, welche in den Kap.
2.2.1 und 2.2.2 vorgestellt wurden.
Die IMRT bietet somit ein genaueres Ergebnis, welches aufwendiger zu erstellen ist, als bei
2.4. MEDIZINISCHE ASPEKTE DES ANALKARZINOMS
11
der CRT. Mit dieser Exaktheit kann die Qualität der Strahlentherapie erhöht werden, da die
berechnete und tatsächlich applizierte Dosis wenig voneinander abweichen. Die Dosisberechnung ist so präzise und kann derart manipuliert werden, dass die Risikoorgane gut geschont
werden, sodass wiederum die Dosis im Tumor erhöht werden kann, was die Heilungschancen
des Patienten steigert.
2.4
Medizinische Aspekte des Analkarzinoms
Es gibt verschiedene Risikofaktoren, die Darmkrebs begünstigen können, dazu zählen z.B.
genetisch bedingte Neigungen zur Bildung gutartiger Tumoren des Drüsengewebes, die dann
entarten, aber auch chronisch entzündliche Darmerkrankungen, sowie eine ballaststoffarme Ernährung, Bewegungsmangel und Übergewicht. Spezielle Risikogruppen sind vor allem immunsupprimierte Personen, z.B. HIV-positive Patienten. Aufgrund des hohen Durchschnittsalters
der Krebserkrankten wird zur Vorsorge ab einem Alter von 55 Jahren eine Darmspiegelung
empfohlen. Typische Symptome des Krankheitsverlaufs sind vor allem Druckgefühl, Schmerzen und Blutauflagerungen beim Stuhlgang. Die Diagnostik gliedert sich in eine ausführliche
Anamnese und medizinische Untersuchungen, wie ein digitale Austastung, eine Koloskopie,
eine Sonographie zur Bestimmung der Tumorausdehnung und eine Probenentnahme in Form
einer Biopsie zur histologischen Sicherung des Gewebematerials. Um den Befall umliegender Organe und Lymphknoten und damit auch Fernmetastasen ausschließen zu können, sind
weitere standardisierte Untersuchungen im Rahmen des sogenannten Stagings vorzunehmen,
wie eine Röntgenaufnahme der Lunge und ein Ultraschall der Leber. Histologisch handelt es
sich bei Analkanaltumoren hauptsächlich um Plattenepithelkarzinome, also um Tumoren an
oberflächlichen Zellen [1].
An dieser Stelle soll die Tumorklassifikation nach der international einheitlichen TNMNomenklatur vorgestellt werden. Der Buchstabe T für Tumor beschreibt die Ausdehnung des
Primärtumors, N für Nodes die Anwesenheit von möglichen Lymphknotenmetastasen und M
für Metastasen klassifiziert eine mögliche Fernmetastasierung. Den Buchstaben werden Ziffern
zugeordnet, wobei bei 0 kein Primärtumor gefunden werden kann. Mit zunehmender Größe
der Zahl steigt auch die Ausdehnung des Tumors. Bei T1 ist der Tumor im größten Durchmesser ≤ 2 cm und bei T2 entspricht die Tumorgröße einem Durchmesser von mehr als 2
cm, aber weniger als 5 cm in der größten Ausbreitung. Ab T3 umfasst die Tumorausdehnung mehr als 5 cm und bei dem maximal erreichbaren Wert von T4 infiltriert der Tumor
noch andere Organe, z.B. wie in diesem Fall üblich das Rektum oder die Haut. Ebenso kann
man den Befall der Lymphknoten anhand von Ziffern von 0 bis 3 kategorisieren, während
bei der Fernmetastasierung lediglich zwischen keine Fernmetastasen auffindbar, also M0, und
bei diagnostizierten Fernmetastasen, M1, unterschieden wird. Im Allgemeinen gibt es noch
die Möglichkeit der Angabe eines X statt einer Ziffer, was bedeutet, dass keine Aussage über
das jeweilige Kriterium getroffen werden kann. Darüber hinaus gibt es noch weitere Werte
zur klinischen Klassifikation, welche z.B. auch den Malignitätsgrad und den Einbruch des
Tumors in Blutgefäße bezeichnen, die an diesem Punkt aber nicht näher erläutert werden, da
sie für diese Arbeit nicht weiter relevant sind [3], [4]. Aus klinischen Erfahrungen des Universitätsklinikums Düsseldorf geht hervor, dass die meisten Patienten mit einem Analkarzinom
der Größe T2 diagnostiziert werden. Da bereits ca. 40% aller Patienten bei der Sicherung
der Diagnose bereits befallene Lymphknoten, also mindestens einen Status von N1 haben,
werden bei der simultanen Radiochemotherapie die in den Leisten liegenden Lymphknoten,
oft auch präventiv, mitbestrahlt. Die dabei zu applizierende Dosis wird je nach Befall der
Lymphknoten bestimmt. Aufgrund dieser zugehörigen regionären Lymphknoten ergibt sich
bei dem Analkarzinom ein großes und ungleichförmiges zu bestrahlendes Zielvolumen, was die
Planung herausfordernd macht [15].
KAPITEL 3. MATERIAL UND METHODEN
12
Kapitel 3
Material und Methoden
3.1
Die dreidimensionale konformale Strahlentherapie
In Kap. 2.2 wurden bereits die Grundlagen zur konventionellen 3D-konformalen Strahlentherapie präsentiert. Im Folgenden soll nun auf die explizite Behandlung eines Analkarzinoms
eingegangen werden, wie sie bisher im Universitätsklinikum Düsseldorf entsprechend den nationalen Leitlinien angewandt wurde. Nach der Diagnose und weiteren Vorbereitungen, wie die
bildgebenden Maßnahmen und die Volumeneinzeichnung, muss die simultane Chemotherapie
mit den Wirkstoffen 5-Fluorouracil und Mytomycin-C eingeleitet werden. Man geht davon
aus, dass bei der kombinierten Strahlen- und Chemotherapie durch die Gabe der Chemotherapeutika die Strahlenempfindlichkeit der Tumorzellen bei gleichbleibenden Nebenwirkungen
für das Normalgewebe erhöht wird [2]. Danach muss der Planer zunächst festsetzen, welche
Methodik für die Bestrahlung angewendet werden soll.
Die Vorgaben des Standard Operating Procedure des Universitätsklinikums Düsseldorf
belaufen sich lediglich auf die Angabe der zu applizierenden Gesamtdosis und des Fraktionierungsschemas. Grundlegend unterscheidet man kurzzeitige und langzeitige Bestrahlungen, als
auch einzeitige oder fraktionierte, d.h. auf viele Einzelbestrahlungen verteilte, Strahlenexpositionen. In der Regel weisen biologische Systeme Reparaturmechanismen auf, sodass durch
die Bestrahlung geschädigte Zellen sich teilweise erholen können, denn es existieren reparable, aber auch irreparable Schäden. Diese Reparaturmechanismen sind bei Normalgewebe
effektiver und schneller als im Tumorgewebe, deshalb ist es naheliegend, die verschriebene
Dosis in Einzelfraktionen zu zerlegen. Ebenso gibt es noch andere biologische Faktoren, welche durch eine Dosisfraktionierung besser berücksichtigt werden. Beispielsweise befinden sich
die in einem Gewebe enthaltenen Zellen in verschiedenen Stadien des Zellwachstumzyklus,
in denen sie unterschiedlich strahlenempfindlich sind und auch die Gegenwart von Sauerstoff
wirkt sich auf die Strahlensensibilität der Zellen aus. Gut durchblutete und mit Sauerstoff
versorgte Gewebe sind strahlensensibler, als hypoxisches (sauerstoffunterversorgtes) Gewebe.
Daher ist die Fraktionierung in der Strahlentherapie eine der wichtigsten Maßnahmen, um
die Tumorkontrollwahrscheinlichkeit zu erhöhen und die Nebenwirkungen auf gesunde und
reparaturfähige Gewebe zu minimieren [2]. Jedoch muss für eine gleiche therapeutische Wirkung bei einer fraktionierten Dosisapplikation eine höhere Gesamtdosis verabreicht werden,
als bei einer Einzeitbestrahlung. Die folgende Abbildung 3 soll das Prinzip der Fraktionierung
anhand der relativen Zahl der überlebenden Zellen in Abhängigkeit von der Strahlendosis in
der Einheit Gray und der Anzahl der Tage demonstrieren. Die rote Kurve zeigt zum Vergleich
das Verhalten der Zellen bei einer Einzeitbestrahlung mit einmaliger höherer Dosis. Die grüne Kurve präsentiert den Verlauf einer Geschwulst bei fraktionierter Bestrahlung, während
die orangefarbene Kurve das Verhalten der gesunden mitbestrahlten Gewebszellen bei frak-
3.1. DIE DREIDIMENSIONALE KONFORMALE STRAHLENTHERAPIE
13
tionierter Bestrahlung veranschaulicht. Die Grafik visualisiert, dass nach einer Applikation
von drei Einzelbestrahlungen die Zellen der Geschwulst ebenso minimiert werden, wie bei der
Einzeitbestrahlung, obwohl nach jeder Dosisapplikation die Zellen die Möglichkeit haben sich
zu regenerieren, was allerdings nicht so schnell und effektiv funktioniert wie im Normalgewebe, dargestellt durch die orangene Kurve. Die gesunden Zellen werden über die Zeit zwar
auch irreparabel geschädigt, da die sogenannten Schulterkurven nicht wieder den Startwert
der Zellzahl erreichen, allerdings bleiben die Nebenwirkungen auf das gesunde Gewebe stark
beschränkt.
Abb. 3: Vergleich der Einzeitbestrahlung mit der fraktionierten Bestrahlung und deren Auswirkung auf verschiedene Gewebe [14].
Im Allgemeinen unterscheidet man bei der Analkarzinombehandlung zwischen zwei Planungszielvolumina. Zum einen ein größeres PTV1, welches das GTV, das dazugehörige CTV1,
wobei auch klinisch befallene Lymphknoten umfasst werden, und noch zusätzliche Lymphknoten und deren Lymphabflusswege beinhaltet und zum anderen ein kleineres Zielvolumen
PTV2, welches lediglich nur noch das GTV und das CTV1 enthält und damit im PTV1 liegt.
Im Universitätsklinikum Düsseldorf wird die 3D-konformale Strahlentherapie mit der Software
Oncentra Master Plan der Firma Nucletron durchgeführt.
In der Regel erhält das PTV1 zunächst eine gesamte Zielvolumendosis von 36 Gy innerhalb
von 20 Bestrahlungen, was einer Fraktionierung von 5 x 1,8 Gy in einer Woche entspricht.
Wenn die Dosis appliziert wurde, wird das Feld auf das PTV2 reduziert, ein sog. Boost (Feldreduktion), wobei eine Fraktionierung von 5 x 1,8 Gy die Woche bis zu einer Gesamtdosis
von 23,4 Gy bestrahlt wird. Dies entspricht einer Gesamtdosis des PTV2 von 59,4 Gy. Um
diese Therapie zu realisieren, sind zwei Bestrahlungspläne notwendig, meist in Rückenlage
des Patienten [15]. Der erste Plan für das PTV1 wird im Allgemeinen durch zwei opponierende Felder mit Photonen und einem zusätzlichen Einsatz von Elektronen realisiert. Das erste
Strahlenfeld reicht von anterior nach posterior (AP) und das Gegenüberliegende von posterior
nach anterior. Bei beiden Methoden wird eine Energie von 15 MeV gewählt, da diese Strahlung tief genug ins Gewebe eindringt. Ein einzelner Strahl, z.B. von AP, reicht grundlegend
nicht aus, um genügend Dosis im Zielvolumen zu applizieren. Nicht selten müssen zusätzliche
Aufsättigungsfelder in Form von Segmenten eingebaut werden, welche dann beispielsweise von
den Seiten eingestrahlt werden. Grundsätzlich gilt für die konformale Bestrahlung, dass mindestens die 95%-Isodosen-Linie das PTV umgeben sollte und kein Wert über 107% der Dosis
liegen sollten [16]. Da die Lymphabflusswege sehr oberflächennah liegen, also subkutan beginnen, bestrahlt man diese üblicherweise mit Elektronen, dessen Reichweiten bereits in Kap. 2.1
eingeführt wurden. Hierbei sollte die Grundregel eingehalten werden, dass die 80%-IsodosenLinie die Lymphabflusswege umschließt, da es sich meist nicht realisieren lässt, dass auch
hier die 95%-Isodosen-Linie dieses Gebiet umfasst. Des Weiteren werden die Elektronenfelder
meist durch individuell gegossene oder auch vorangefertigte Bleieinschübe begrenzt. Im Falle
3.2. DIE INTENSITÄTSMODULIERTE RADIOTHERAPIE
14
einer individuellen Anpassung, muss je nach Aufwand eine Herstellungszeit von mindestens
24 Stunden berücksichtigt werden. Erfahrungsgemäß muss nach der Applikation des ersten
Planes mit einer Gesamtdosis von 36 Gy eine zweiwöchige Pause je nach Ausprägung der
Nebenwirkungssymptomatik der Haut im Leistenbereich eingelegt werden, vor allem treten
zunächst Erytheme, also Rötungen der Haut, aber dann auch vor allem feuchte oder trockene
Abschuppungen der Haut, Epitheliolysen, und offene Wundstellen auf. Erst nach Abheilung
ist die sequentielle Radiotherapie des PTV2 möglich. Während des zweiten Plans wendet man
meistens eine 4-Felder-Box-Technik an, bei der gleichverteilt zusätzlich zu den opponierenden
Feldern noch zwei laterale Strahlenfelder mittig von rechts und links eingestrahlt werden,
sodass sich alle in dem mittleren Bereich überlagern. Des Weiteren sollten bei der konventionellen Radiotherapie folgende Dosisgrenzen für die jeweiligen Risikoorgane nicht überschritten
werden. Bei der Blase sollten 50% des Volumens nicht mehr als 50 Gy und 35% des Volumens
nicht mehr als 60 Gy erhalten und die Maximaldosis sollte 65 Gy nicht überschreiten. Zudem
sollten die Femurköpfe (Hüftköpfe) nicht mehr als 50 Gy appliziert bekommen.
3.2
Die intensitätsmodulierte Radiotherapie
In diesem Abschnitt soll die für diese Arbeit verwendete Software Monaco 2.03 der Firma CMS
Software explizit vorgestellt werden. Neben den gegenwärtigen Einzeichnungs- und Visualisierungsmodulen ist eine IMRT-Planung möglich. Prinzipiell ist Monaco in vier verschiedene
Modi gegliedert, den CT-Simulation-Modus, in dem man sich einen Überblick verschaffen
kann und die Möglichkeit hat, einen manuellen Plan ähnlich der konventionellen Strahlentherapie zu erstellen, den IMRT Planning-Modus, mit dem man die IMRT-Pläne konstruieren
kann und welcher der signifikanteste Modus für diese Arbeit ist, den Modus der Plan Review,
wo man den berechneten Plan mit der Dosis ansehen und bewerten kann und den Modus
IMRT QA, der für die Qualitätssicherung sinnvoll, für diese Arbeit aber irrelevant ist.
Bevor auf das zweistufige Verfahren der Optimierung (siehe Kap. 2.3) eingegangen wird,
sollen an dieser Stelle die Cost Functions, mit denen dieses Programm arbeitet, und grundlegende Parametereinstellungen explizit aufgegriffen werden, da diese eine essentielle Rolle für
die Planungsvorgaben darstellen. Zum einen gibt es allgemeine Parameter, wie die Feldanzahl
und deren Einstrahlwinkel, die zu applizierende Gesamtdosis, die Dosis einzelner Fraktionen, die Anzahl der Fraktionen, Berechnungsparameter, wie die zulässige Varianz der MonteCarlo-Simulation, womit man die Genauigkeit der Ergebnisse beeinflussen kann, und auch
Segmentierungseinstellungen. Zum anderen arbeitet nahezu jedes IMRT-Programm mit Cost
Functions, wobei der Optimierer des Programms versucht die Summe aller Cost Functions
zu erfüllen. Das Ziel einer Cost Function ist es eine gewünschte Dosisverteilung zu erreichen,
indem Überschreitungen von Grenzen, welche durch den Planer festgesetzt wurden, bestraft
werden. Es gibt dabei zwei verschiedene Arten von Cost Functions, die einen funktionieren
nach einem physikalischen und die anderen nach einem biologischen Prinzip. Physikalische
Cost Functions sind üblich für alle IMRT-Programme, da anhand physikalischer Verfahren,
wie Beachten von Extrem- oder Mittelwerten, die Bedingungen erfüllt werden. Während biologische Funktionen zur Zeit seltener bei der IMRT-Planung eingesetzt werden. Sie basieren auf
biologischen Modellen zur Strahlenexposition und werden im Zusammenhang mit der entsprechenden Funktion vorgestellt. Nach dem Prinzip der inversen Bestrahlungsplanung bedingen
die Cost Functions das Ziel und hängen oft mit dem Dosis-Volumen-Histogramm (DVH)
zusammen. In einem DVH werden Volumina von Strukturen, wie Organe oder Planungszielvolumina, gegen die Dosis aufgetragen, somit erleichtert es die letztendliche Beurteilung eines
Plans. Hierbei ist es so, dass physikalische Cost Functions Punkte über einen Dosiswert definieren, dem ein Volumenanteil einer Struktur zugeordnet wird, dahingegen können biologische
Funktionen auch Einfluss auf den Verlauf der Kurve nehmen.
3.2. DIE INTENSITÄTSMODULIERTE RADIOTHERAPIE
3.2.1
15
Cost Functions
Bei den Cost Functions differenziert man weiterhin zwischen Objectives und Constraints. Bei
Constraints handelt es sich um limitierende Bedingungen, z.B. für Risikoorgane aber auch für
Planungszielvolumina. Ein Objective dagegen wird als ein gewünschtes Ziel behandelt, welches nur den Planungszielvolumen zugewiesen wird, und es kann sein, dass es nicht erreicht
wird, wenn im Gegenzug die Constraints zu streng gewählt werden. Im Folgenden werden die
in dieser Arbeit verwendeten Cost Functions und deren Wirkung vorgestellt. Die wohl wichtigste Cost Function ist die des Poisson Cell Kill Objectives. Es handelt sich hierbei um ein
Objective, welches nur für Zielvolumina eingesetzt werden kann, und ist damit unverzichtbar
für jeden Plan. Zugleich basiert die Option auf dem biologischen Modell der äquivalenten
uniformen Dosis, Equivalent Uniform Dose (EUD). Der Leitgedanke des Modells ist die Annahme zweier Dosisverteilungen, eine homogen, die andere inhomogen, wobei allerdings beide
im gleichen radiobiologischen Effekt resultieren. Die EUD repräsentiert eine homogene Dosis,
welche, wenn sie einem Zielvolumen appliziert wird, die gleiche klinische Wirkung hat, wie
eine inhomogene Dosisverteilung. Dabei wird über die Dosis bezogen auf ihr Volumen wie
folgt gemittelt:
N
1 X
EU D =
f (Di )
N
(3.1)
i=1
Di : Dosis in einem Volumenelement i des Organs oder Tumors
N : Anzahl der Volumenelemente
f (D): Dichtefunktion des Objekts
Da in realistischen Fällen eine inhomogene Dosisverteilung im Ziel vorliegt, gibt sie ein
Maß dafür an, welchen klinischen Effekt diese Dosis hervorruft. Wenn also eine Struktur eine homogene Dosis appliziert bekommt, ist der Wert der EUD ähnlich dem der mittleren
Dosis. Gleichzeitig bedeutet es, dass diese Werte voneinander abweichen, wenn es Dosisunterdosierungen im Zielvolumen gibt, sodass die EUD sich der minimalen Dosis nähert. Mithilfe
dieser Cost Function kann man die EUD, entsprechend der gewünschten effektiven Dosis,
angeben. Zudem kann ein Maß für die Zellsensitivität festgelegt werden, welches die Dosisverteilung dahingehend beeinflusst, dass bei einer höheren Zellsensitivität eine höhere Strafe
für Unterdosierungen im Gewebe getroffen wird. Sie kann noch mit anderen Cost Functions,
wie minimale Dosisvorgaben, ergänzt werden, da man mit mehreren Cost Functions für eine
Struktur bessere Ergebnisse erzielen kann.
Als nächstes folgen die beiden wichtigsten Cost Functions für Risikoorgane, welche wiederum biologischer Natur sind. Sie beruhen auf dem Modell des Volumeneffekts, welcher besagt,
dass die Strahlenwirkung auf ein Organ stark vom gleichzeitig mitbestrahlten Volumen des
Organs abhängt. Dabei klassifiziert man die Organe in serielle und parallele Organe. Für
serielle Organe sind hohe Dosen sehr gefährlich, auch wenn sie nur auf kleine Volumenelemente limitiert sind, z.B. der Spinalkanal oder der Darm. Man kann sich das Konzept sehr
gut am Spinalkanal, welcher viele Nerven umfasst, grob veranschaulichen, da er wie eine Säule aufgebaut ist und wenn diese an einer Stelle bricht, aufgrund zu hoher Dosisbelastung,
gelangen die Informationen über die Nerven nicht mehr zu dem unter dem Bruch liegenden
Teil, sodass es zu Lähmungen kommen kann und das abgetrennte Volumen seine Funktion
komplett verliert. Diese Vorstellung ist sehr naiv, verdeutlicht allerdings gut das Problem
serieller Organe. Andererseits reagieren parallele Organe so, dass sie eine Reaktion erst ab
einer gewissen Dosis zeigen und wenn man nun das gesamte Organ mit dieser Dosis bestrahlt,
wird die Hälfte des Organs seine Funktion verlieren. Sie haben nun die Eigenschaft, dass man
Teilvolumen des Organs mit einer hohen Dosis bestrahlen kann, diese ihre Funktion verlieren,
der Rest aber funktionell erhalten bleibt, sodass insgesamt die Organfunktion weiter besteht,
3.2. DIE INTENSITÄTSMODULIERTE RADIOTHERAPIE
16
z.B. die Lunge, die Parotiden, die Nieren und die Leber. Diese Eigenschaft kann so genutzt
werden, dass man sich mit den Strahlen einen Weg durch das Organ sucht, auf welchem man
das Organ zwar verletzt und es partiell verloren geht, allerdings die Möglichkeit besteht an
dieser Stelle mehr Dosis zu applizieren, um somit die Tumorkontrollwahrscheinlichkeit zu erhöhen. Dies ist ein Kompromiss, der letztlich mit den Ärzten besprochen werden muss, die
Bestrahlung aber effizienter macht. Zuerst wird auf die Cost Function für serielle Organe eingegangen, das Serial Complication Model. Sie wirkt auf den gesamten Kurvenverlauf im DVH
und besonders stark auf überdosierte Punkte und eignet sich daher gut für serielle Organe.
Diese Bedingung orientiert sich an der eben vorgestellten EUD. Hier sollte die für das Organ
akzeptable maximale Dosisbelastung eingetragen werden, welche während des Optimierungsverfahrens manuell nach unten korrigiert werden kann, sodass ein besseres Ergebnis erzielt
wird. Darüber hinaus wird ein weiterer Parameter verlangt, nämlich der Power Law Exponent k, welcher die Krümmung der Kurve im DVH bestimmt. Dieser Exponent gibt ein Maß
dafür, wie hart eine Überschreitung bestraft werden soll. Wenn man für k den Wert 1 wählt,
bemüht sich der Optimierer zumindest um eine lineare Annäherung der Kurve, sodass bei
50% des Volumens die eingegebene EUD erreicht wird. Je höher man den Exponenten wählt,
desto stärker versucht der Optimierer den Verlauf der Kurve spätestens ab dem Wert der EUD
einem parabolischen bis exponentiellen Abfall anzunähern, sodass nur wenig Volumen eine höhere Dosisbelastung erfährt, als die angegebene EUD. In der Regel wirkt sich eine durch ein
hohes k stark abfallende Dosiskurve eines Risikoorgans negativ auf die Zielvolumenerfassung
des PTVs aus. Daher muss man herausfinden, wie stark die beiden Funktionen kontrahieren,
um einen zufriedenstellenden Kompromiss zu schließen.
Ferner bestimmt die Cost Function Parallel Complication Model die zulässigen Parameter
für ein paralleles Organ. Sie wird bei jenen Organen angewandt, welche eine sehr hohe, also schädliche Dosis in kleinen Teilvolumen des Organs tolerieren, solange das restliche Organ
nicht stark belastet wird. Ebenso wie bei dem Serial Complication Model wirkt der Optimierer
hier auf den gesamten Kurvenverlauf im DVH und nicht nur auf einzelne Punkte. Allerdings
werden im vorgegebenen Rahmen hohe Dosisbelastungen in kleinen Teilvolumina zugelassen.
Demnach wirkt diese Cost Function besonders stark im mittleren Volumenbereich, welcher
über eine Referenzdosis definiert wird. Diese Referenzdosis entspricht einer EUD, bei der bei
homogener Strahlenbelastung des gesamten Organs 50% des Organs seine Funktion verliert.
Des Weiteren wird auch hier ein Exponent k benötigt, welcher ein Maß für die Reaktion
der Struktur auf die Strahlenbelastung darstellt und den Dosis-Volumen-Verlauf beeinflusst.
An diesem Punkt ist ein dritter Parameter notwendig, der Wert Mean Organ Damage in %,
welcher dem biologisch äquivalenten Teilvolumen entspricht, das geopfert werden darf, ohne
die Organfunktion zu verlieren. Da hohe Dosen in Maßen für die Risikostruktur zulässig sind,
steht diese Funktion nicht in derart starker Konkurrenz zur Zielvolumenerfassung wie das Modell für serielle Organe, sodass auch bei hohen Kurvenexponenten k das PTV gleichermaßen
gut umfasst wird wie bei kleinen k [17].
Die Wirkungsweise beider vorangegangener Funktionen basiert neben dem Volumeneffekt auch auf dem linearquadratischen Modell. Dabei werden zwei Komponenten in Betracht
gezogen, zum einen ein Ein-Treffer-Modell, dass voraussetzt, dass ein zufällig verteilter Einzeltreffer eines Photons bereits zur Inaktivierung der getroffenen Zelle führt und keine Reparaturchance besteht, was z.B. dann der Fall ist, wenn hochenergetische Photonen direkt die
DNA treffen. Zum anderen wird die Vorstellung herangezogen, dass zur letalen Schädigung einer Zelle mehrere unabhängige, subletale Treffer nötig sind. Dabei geht das Ein-Treffer-Modell
von einer exponentiellen Abnahme der überlebenden Zellen aus, was dem Gesetz für den radioaktiven Zerfall stark ähnelt. Die Anzahl der überlebenden Zellen N (D) nach Applikation
einer Dosis D bezogen auf die anfängliche Zellzahl N0 entspricht der Exponentialfunktion:
N (D)
= e−α·D
N0
(3.2)
3.2. DIE INTENSITÄTSMODULIERTE RADIOTHERAPIE
17
Hierbei steht α für eine gewebeabhängige Inaktivierungskonstante, welche der Kehrwert der
Dosis ist, bei der gerade der 1e -Anteil der ursprünglichen Zelle überlebt. Bei dem Mehr-TrefferModell hingegen geht man bei zwei nötigen Treffern zur letalen Schädigung von folgendem
Zusammenhang aus, wobei β für eine andere Inaktivierungskonstante steht:
N (D)
2
= e−β·D
N0
(3.3)
Wahlweise kann eine Zelle nach einem der beiden Mechanismen geschädigt werden, demnach
hängt die Inaktivierungsmöglichkeit der Zelle einmal linear und einmal quadratisch von der
Dosis ab, was in dem linearquadratischen Modell kombiniert wird zu [2]:
N (D)
2
2
= e−α·D · e−β·D = e−(α·D+β·D )
N0
(3.4)
Jedoch bleibt bei den für diese Arbeit benutzten hohen Energien die Konstante α die Wichtigere, sodass diese in die Auswirkungen der beiden vorab erklärten Cost Functions auf verschiedene Weise eingeht, was in den folgenden Abbildungen verdeutlicht wird.
Abb. 4 und 5: Das Prinzip des Serial Complication Models (li.) und des Parallel Complication Models (re.)
Abbildung 4 visualisiert im DVH die Auswirkungen des Optimierers beim Serial Complication Model auf die Verlaufskurve, wobei die Länge der Pfeile, welche ein Maß für die
Auswirkung geben, proportional zu Dk−1 · eα·D ansteigt. Im Gegensatz dazu wächst die Läne−α·D
ge der Pfeile bei dem Parallel Complication Model proportional zu Dk−1 · (1+e
−α·D )2 , wobei
der Optimierer versucht die Steigung der Kurve möglichst abzuschwächen.
Darüber hinaus ist die Cost Function Quadratic Overdose Penalty sehr signifikant, da der
Optimierer, trotz der Angabe einer EUD im Poisson Cell Kill Objective, versucht die vorgeschriebene Dosis im Planungszielvolumen immer nach Möglichkeit zu überschreiten, sodass
er zur Überdosierung im PTV neigt. Mit dieser physikalischen Funktion kann man hohe Dosen sowohl im PTV als auch in OARs limitieren. Im Allgemeinen ist es möglich einen festen
Punkt für die Überdosierung anzugeben, welcher mit keinem Wert überschritten werden darf.
Dies ist auch eine Option von Monaco, sie wird hier Maximum Dose genannt. Allerdings erscheint es empfehlenswerter, Überdosierungen im vorgegebenen Maße zuzulassen. Wenn man
Überschreitungen strikt verbietet, kommt es schnell zu Unterdosierungen, sogenannten Cold
Spots, welche im PTV äußerst unerwünscht sind. Quadratic Overdose Penalty verlangt nach
einem maximalen Dosiswert, ab dem Überschreitungen unterschiedlich stark bestraft werden.
Der Planer kann mittels dem Root Mean Square Dose Excess einen Wert bzw. im DVH eine
Fläche über dem Schwellwert zulassen. Der Wert des Root Mean Square (RMS) wird wie folgt
berechnet:
rP
D(x)2
(3.5)
RM S =
n
3.2. DIE INTENSITÄTSMODULIERTE RADIOTHERAPIE
18
D repräsentiert die überschüssige Dosis eines Voxels und n die Gesamtzahl aller Voxel. Wenn
das Ergebnis des RMS nicht kleiner oder gleich dem angegebenen Wert für RMS Excess ist,
wird die Cost Function nicht erfüllt. Die gegenteilige Funktion Quadratic Underdose Penalty
beinhaltet dasselbe Prinzip zur Kontrolle von Unterdosierungen.
Des Weiteren existieren noch die Funktionen Overdose-Volume Constraint und UnderdoseVolume Constraint, wobei für diese Arbeit nur die Letztgenannte relevant ist. Mithilfe des
Underdose-Volume Constraint kann man eine Schwellendosis angeben und einen Volumenanteil in %, der nicht weniger als die Schwellendosis appliziert bekommen darf. Oftmals charakterisieren sich die Vorgaben für einen Plan in Dosiswerten und Volumenanteilen, dennoch ist
diese Funktion mit Vorsicht zu benutzen, da sie leicht zu einem nicht erfüllbaren Plan führen
kann, an dem der Optimierer zunächst lange rechnet und letztendlich zu keinem Ergebnis
kommt [17].
3.2.2
Optionale Parameter
Zuletzt sind noch optionale Parameter vorhanden, wie z.B. Surface Margin. Dieser Parameter
steht bei allen Cost Functions zur Verfügung, in denen Unterdosierungen bestraft werden.
Seine Funktion ist es, einen Sicherheitssaum an Oberflächen zuzulassen, in dem die angegebene Dosis noch nicht vollständig erreicht werden muss, d.h. der Saum wird von der Cost
Function, die Unterdosierungen bestraft, ignoriert. Im Rahmen dieser Arbeit wird diese Option besonders beim PTV eingesetzt, da der Bereich der Lymphknoten oft bis direkt unter
die Haut reicht. An der Hautoberfläche kann bei hohen Photonenenergien keine hohe Dosis
produziert werden, da die im Gewebe entstehenden Sekundärelektronen eine energieabhängige
Reichweite besitzen. Bei diesem Aufbaueffekt gilt, je höher die Energie ist, desto tiefer reichen
die Sekundärelektronen und das Dosismaximum wandert in die Tiefe, sodass subkutan kein
Dosismaximum erreicht wird. Wenn dieser Saum nicht eingeräumt wird, kann es dazu führen, dass der Optimierer durch unnötige kleine Segmentfelder probiert dort die niedrige Dosis
zu kompensieren, was dann zu einer unerwünschten Überdosierung führt. Daneben besteht
mit dem Shrink Margin noch eine weitere Möglichkeit, solche Sicherheitssäume innerhalb des
Körpers einzusetzen. Dies ist von besonderer Bedeutung bei Strukturen, die sehr nah aneinandergrenzen oder ineinandergreifen, sowohl bei PTV und OAR, als auch bei zwei PTV’s.
Wenn die erste Konkurrenzsituation eintritt, was im Falle des Analkarzinoms beim PTV und
sowohl dem Dünndarm, als auch der Blase, häufig vorkommt, führt es ohne Saum dazu, dass
der Dosisgradient ins PTV herein reicht und die Dosis nicht vollständig aufgebaut werden
kann, sodass es Unterdosierungen im PTV nach sich zieht, denn je steiler der Dosisgradient
sein soll, desto mehr Volumen wird benötigt, um ihn aufzubauen. Mithilfe des Shrink Margin
kann man einen Rand um das PTV berechnen, der nicht mehr von der gewählten Cost Function der angrenzenden Risikostruktur berücksichtigt wird. Damit steigt zwar die Belastung
im OAR, jedoch ist dies vertretbar ist, da das Zielvolumen besser erfasst wird. Das gleiche
Prinzip ist bei ineinander verschachtelten PTVs nützlich, wobei man das PTV mit der höheren
zu applizierenden Dosis bevorzugt.
Über die Vorgaben, Prescriptions, kann man jede gewünschte, eingezeichnete Struktur aufrufen und dieser ein oder mehrere Cost Functions mit den jeweiligen optionalen Parametern
zuweisen. Ebenso gibt man dem Optimierer über die Reihenfolge der Strukturen eine Hierarchie zur Anordnung der Strukturen an. Wenn Strukturen überlappen, so wird der Struktur
mit höherer Position ihr gesamtes Volumen zugeordnet und der anderen nur ihr Volumen ohne die überlappende Zone, worauf sich dann auch die jeweiligen Cost Functions beschränken.
Daher ist die optionale Funktion des Optimierens über alle Voxel des Volumens insbesondere
für Risikostrukturen essentiell, welche die angewählte Bedingung für das gesamte Volumen
trotz Hierarchie geltend macht. [17]
3.2. DIE INTENSITÄTSMODULIERTE RADIOTHERAPIE
3.2.3
19
Vorgehensweise
Zunächst wurden die Daten von vier Patienten, welche alle die Diagnose eines Analkarzinoms
mit einer Größe T2 und einem Lymphknotenbefall N0 hatten, anonymisiert in das Programm
Monaco für die IMRT importiert, um diese mit dem in Kap. 3.1 genannten Konzept und den
Dosen zu planen. Allerdings wurden zusätzliche Risikostrukturen, wie der Dünndarm und die
externen Geschlechtsteile, eingezeichnet, um diese mit der IMRT ebenso zu berücksichtigen.
Dabei müssen nun die geeignetsten Einstrahlwinkel und die Feldanzahl festgesetzt werden. Der
sequentielle Zwei-Stufen-Plan nutzt nicht die Möglichkeit der IMRT eines integrierten Boosts,
was bedeutet, dass dem PTV2 im ersten Schritt durch eine höhere Einzelfraktionierung konkomitierend eine höhere Dosis verabreicht werden kann, als dem PTV1. Daher wurde zunächst
folgende Fraktionierung in Betracht gezogen: Während das PTV1 eine Einzelfraktionierung
von 1,8 Gy in 20 Sitzungen, also 36 Gy, bekommt, wird dem PTV2 eine Einzelfraktionierung
von 2,0 Gy, also 40 Gy insgesamt, appliziert. Zudem ist ein zweiter Plan notwendig, welcher
sich auf das PTV2 beschränkt und eine Dosis von 20 Gy beinhaltet (in 10 Einzelbestrahlungen
mit je 2,0 Gy). Insgesamt erhält das PTV1 wiederum 36 Gy und das PTV2 60 Gy. Jedoch
bleibt die Schwierigkeit der Berechnung zweier Pläne bestehen. Ebenso ist die Dosisdifferenz
im ersten Teilplan nicht stark verschieden, sodass die Wirkung nicht relevant voneinander
abweicht, weshalb dieses Konzept der Fraktionierung nicht weiter verfolgt wird.
Daher hat man im Rahmen der Arbeit die Dosisfraktionierung und die Restriktionen für
die Risikostrukturen der amerikanischen Studie RTOG 0529 der Radiation Therapy Oncology
Group, welche die Wirkung einer simultanen Chemo- und Strahlentherapie mit den Wirkstoffen 5-Fluorouracil und Mytomycin-C und einer IMRT bei Analkarzinomen untersuchte,
aufgegriffen. Für eine Diagnose mit T2 und N0 wird eine Dosis von insgesamt 42 Gy in 28
Einzelfraktionen von 1,5 Gy für das PTV1 und eine Gesamtdosis von 50,4 Gy in 28 Einzelfraktionen von 1,8 Gy verschrieben. Damit reicht für die Applikation der Dosis ein einzelner
Plan ohne den Einsatz von Elektronen und somit ihrer seriösen Nebenwirkungen. Die Tabelle
1 führt die einzuhaltenden Restriktionen für die Risikostrukturen auf [18]:
Tabelle 1: Die Restriktionen für die OAR nach der RTOG 0529 für die IMRT [18].
Organ
Dünndarm
Femurköpfe (Hüftköpfe)
Externe Genitalien
Blase
Restriktionen
Nicht mehr als 200 cm3 über 30 Gy
Nicht mehr als 150 cm3 über 35 Gy
Nicht mehr als 20 cm3 über 45 Gy
Nicht mehr als 50% über 30 Gy
Nicht mehr als 35% über 40 Gy
Nicht mehr als 5% über 44 Gy
Nicht mehr als 50% über 20 Gy
Nicht mehr als 35% über 30 Gy
Nicht mehr als 5% über 40 Gy
Nicht mehr als 50% über 35 Gy
Nicht mehr als 35% über 40 Gy
Nicht mehr als 5% über 50 Gy
Zunächst wird bei allen IMRT-Plänen die Fluenz mittels Beamlets in Monaco 2.03 moduliert und anschließend segmentiert, wie in Kap. 2.3 erklärt. Danach werden die Patienten
zurück zu Oncentra Master Plan importiert, um dort die Dosis des bereits segmentierten und
unveränderten Plans mit Collapsed Cone zu berechnen, damit schlussendlich der IMRT-Plan
mit dem mit Pencil-Beam gerechneten konventionellen Plan verglichen werden kann.
KAPITEL 4. ERGEBNISSE
20
Kapitel 4
Ergebnisse
Im Folgenden werden exemplarisch die Ergebnisse der CRT-Planung nach dem in Kap. 3.1
vorgestellten Prinzip eines weiblichen und eines männlichen Patienten zusammengefasst. Dabei werden sowohl die Restriktionen aus Kap. 3.1, als auch die aus Kap. 3.2.3, aufgegriffen,
um die Daten mit denen der IMRT-Planung vergleichen zu können.
Für die weibliche Patientin führt die CRT zu einer Dosisverteilung, welche mit Hilfe der
folgenden Dosis-Volumen-Histogramme verdeutlicht werden soll:
Abb. 6: DVHs zur Zielvolumenerfassung (oben) und zur Risikostrukturschonung (unten) der CRT an einer
weiblichen Patientin, mit den Strukturen: PTV1 - blau, PTV2 - lila, Dünndarm - mattblau, rechter Femurkopf
- dunkelgrau, linker Femurkopf - hellgrau, Blase - hellblau, Vulva - grün.
Im Anhang finden sich weitere Abbildungen, zum einen ein DVH mit allen Strukturen
(Anh. 1) und zum anderen DVHs, welche die Differenzen der Pläne der ersten und zweiten Stufe im direkten Vergleich von CRT und IMRT visualisieren (Anh. 5, 6, 7 und 8). Die
Ergebnisse des Bestrahlungsplans für die Erfassung des Planungszielvolumens und der Risikostrukturen sind in Tabelle 2 zusammengefasst:
KAPITEL 4. ERGEBNISSE
21
Tabelle 2: Ergebnisse der Zielvolumenerfassung und der Dosis in den Risikostrukturen des konventionell
geplanten Bestrahlungsplans eines Analkarzinoms am Beispiel einer Frau.
Struktur
PTV 36 (PTV1)
PTV 59,4 (PTV2)
Dünndarm
Rechter Femurkopf
Linker Femurkopf
Vulva
Blase
Dosis
34,2 Gy
36,0 Gy
58,4 Gy
59,4 Gy
61,0 Gy
63,6 Gy
30,0 Gy
35,0 Gy
30,0 Gy
35,0 Gy
30,0 Gy
35,0 Gy
20,0 Gy
50,0 Gy
55,0 Gy
60,0 Gy
35,00 Gy
40,00 Gy
Volumen
92,2%
76,4%
95,0%
70,9%
5,8%
0,0%
67,4% bzw. 392,7 cm3
58,5% bzw. 340,8 cm3
12,9%
0,3%
12,9%
0,0%
100%
87,9%
37,9%
11,2%
100 %
18,6 %
Mittlere Dosis
39,4 Gy
Maximale Dosis
61,6 Gy
60,1 Gy
62,5 Gy
28,9 Gy
38,7 Gy
23,8 Gy
35,8 Gy
24,4 Gy
35,1 Gy
54,2 Gy
61,7 Gy
39,4 Gy
52,4 Gy
Abb. 7: DVHs zur Zielvolumenerfassung (oben) und zur Risikostrukturschonung (unten) der CRT an einem
männlichen Patienten, mit den Strukturen: PTV1 - rot, PTV2 - lila, Dünndarm - türkis, rechter Femurkopf hellgrau, linker Femurkopf - dunkelgrau, Blase - blau, Hoden - grün.
Die vorangegangenen Dosis-Volumen-Histogramme verdeutlichen die Dosisverteilung für
die konventionelle Bestrahlung eines Analkarzinoms am Beispiel eines Mannes. Im Anhang finden sich auch hierzu ein zusätzliches DVH mit allen Strukturen (Anh. 2) und DVHs, welche die
Differenzen der Pläne der ersten und zweiten Stufe im direkten Vergleich von CRT und IMRT
darstellen, (Anh. 9, 10, 11 und 12). Nachfolgend werden die Daten zur Zielvolumenerfassung
und die Ergebnisse der Dosisverteilung für die Risikoorgane in Tabelle 3 zusammengetragen:
KAPITEL 4. ERGEBNISSE
22
Tabelle 3: Ergebnisse der Zielvolumenerfassung und der Dosis in den Risikostrukturen des konventionell
geplanten Bestrahlungsplans eines Analkarzinoms am Beispiel eines Mannes.
Struktur
PTV 36 (PTV1)
PTV 59,4 (PTV2)
Dünndarm
Rechter Femurkopf
Linker Femurkopf
Hoden
Blase
Dosis
34,2 Gy
36,0 Gy
58,0 Gy
59,4 Gy
63,0 Gy
63,6 Gy
30,0 Gy
35,0 Gy
20,0 Gy
25,0 Gy
20,0 Gy
25,0 Gy
20,0 Gy
25,0 Gy
30,0 Gy
35,0 Gy
40,0 Gy
Volumen
88,2%
76,3%
95,0%
74,2%
5,4%
0,0%
19,0% bzw. 75,7 cm3
5,0% bzw. 20,0 cm3
19,4%
0,8%
13,6%
0,7%
59,5%
21,9%
5,7%
100%
1,4%
Mittlere Dosis
37,9 Gy
Maximale Dosis
63,2 Gy
60,6 Gy
63,7 Gy
21,6 Gy
37,1 Gy
16,9 Gy
25,6 Gy
15,2 Gy
25,5 Gy
22,1 Gy
45,9 Gy
37,2 Gy
41,9 Gy
Für die mit der IMRT nach dem in Kap. 3.1 vorgestellten Fraktionierungsschemas erstellten Bestrahlungspläne müssen zuerst die Einstrahlrichtungen der Felder festgelegt werden.
Bei der IMRT ist es von signifikanter Bedeutung, dass eine opponierende Feldanordnung im
Allgemeinen ungeeignet ist, da die Strahlenfelder eine starke Abhängigkeit voneinander aufweisen. Daher sollten gegenüberliegende Felder mindestens um 5◦ gegeneinander verkippt
sein, denn bei der IMRT müssen variable Bestrahlungspfade geschaffen werden, um Dosis im
PTV zu applizieren. Anhand von vier Patienten wurden die folgenden Strahlanordnungen
überprüft. Dabei erwiesen sich fünf Einstrahlwinkel unabhängig von ihrer Verteilung als nicht
ausreichend, um eine zufriedenstellende Dosis im PTV generieren zu können. Bei einer gleichverteilten Anordnung von sieben Strahlenfeldern ergab sich, dass bei zwei Einstrahlwinkeln die
Femurköpfe im Strahlenverlauf noch vor dem PTV liegen. Eine Methode mit neun gleichverteilten Einstrahlwinkeln ist für die Dosisapplikation prinzipiell geeignet [19], allerdings muss
man bei der Planung beachten, dass zwei Strahlenfelder den Patiententisch seitlich passieren,
bevor sie auf den Patienten treffen. An den Seiten des Tisches sind Trägerelemente befestigt,
welche bei der Behandlung im Strahlengang liegen, demnach werden die Strahlenfelder bei
dem Durchgang durch Materie abgeschwächt. Darüber hinaus besteht die Möglichkeit, die
sieben Einstrahlwinkel umzuverteilen, sodass sich folgende Anordnung ergibt: 0◦ , 40◦ , 100◦ ,
170◦ , 190◦ , 260◦ und 320◦ [20]. Hierbei erhält das Feld, das exakt von oben bzw. von AP eingestrahlt wird, den Winkel 0◦ und es wird im Uhrzeigersinn weiter verfahren. Diese sieben
umverteilten Einstrahlwinkel wurden an vier verschiedenen Patienten unterschiedlichen Körperumfangs, was in verschiedenen Volumina der Risikoorgane und des Planungszielvolumens
resultiert, geplant, da mit dieser Methode in allen Fällen das Zielvolumen zufriedenstellend
erfasst werden konnte, was in Kap. 5 eingehend diskutiert wird.
Abbildungen zur Anordnung der Strahlenfelder zu den verschiedenen Methoden finden sich
im Anhang (Anh. 13, 14, 15 und 16). Darüber hinaus demonstrieren die folgenden Abbildungen
die seitliche Durchstrahlung des Tisches, wo die Holme befestigt sind (Abb. 8 li.), und die
Durchstrahlung der Femurköpfe (Abb. 8 re.):
KAPITEL 4. ERGEBNISSE
23
Abb. 8: Die seitliche Durchstrahlung des Patiententisches (li.) und die Lage der Femurköpfe im Strahlengang
vor dem PTV (re.).
Mit der Strahlanordnung ergeben sich folgende Dosis-Volumen-Histogramme (Abb. 9) und
Ergebnisse in tabellarischer Form (Tab. 4) für die Bestrahlung mit Hilfe der IMRT nach dem
konventionellen Dosiskonzept an der weiblichen Patientin:
Abb. 9: DVHs zur Zielvolumenerfassung (oben) und zur Risikostrukturschonung (unten) der IMRT am Beispiel
einer Frau, mit den Strukturen: PTV1 - dunkellila, PTV2 - helllila, Dünndarm - türkis, rechter Femurkopf hellgrau, linker Femurkopf - dunkelgrau, Blase - blau, Vulva - grün.
KAPITEL 4. ERGEBNISSE
24
Tabelle 4: Ergebnisse der Zielvolumenerfassung und der Dosis in den Risikostrukturen des mit IMRT
geplanten Bestrahlungsplans eines Analkarzinoms am Beispiel einer Frau.
Struktur
PTV 36 (PTV1)
PTV 59,4 (PTV2)
Dünndarm
Rechter Femurkopf
Linker Femurkopf
Vulva
Blase
Dosis
34,2 Gy
36,0 Gy
56,4 Gy
59,4 Gy
61,0 Gy
63,6 Gy
30,0 Gy
35,0 Gy
20,0 Gy
25,0 Gy
30,0 Gy
20,0 Gy
25,0 Gy
30,0 Gy
20,0 Gy
30,0 Gy
40,0 Gy
50,0 Gy
60,0 Gy
35,0 Gy
40,0 Gy
Volumen
97,9%
89,7%
100%
74,2%
5,2%
0,0%
31,9% bzw. 185,7 cm3
3,8% bzw. 21,8 cm3
60,0%
35,2%
16,4%
64,8%
40,6%
16,1%
81,2%
63,3%
48,8%
33,3%
10,2%
20,6%
0,9%
Mittlere Dosis
41,3 Gy
Maximale Dosis
61,6 Gy
60,3 Gy
62,4 Gy
23,5 Gy
36,7 Gy
23,0 Gy
35,7 Gy
22,0 Gy
34,9 Gy
38,7 Gy
61,4 Gy
31,2 Gy
42,9 Gy
Nachfolgend veranschaulichen die DVHs (Abb. 10) und die Tabelle (Tab. 5) die zusammengetragenen Ergebnisse der Zielvolumenerfassung und Risikostrukturschonung mit Hilfe
der IMRT am männlichen Patienten:
Abb. 10: DVHs zur Zielvolumenerfassung (oben) und zur Risikostrukturschonung (unten) der IMRT an einem
männlichen Patienten, mit den Strukturen: PTV1 - rot, PTV2 - lila, Dünndarm - türkis, rechter Femurkopf hellgrau, linker Femurkopf - dunkelgrau, Blase - blau, Hoden - grün.
KAPITEL 4. ERGEBNISSE
25
Tabelle 5: Ergebnisse der Zielvolumenerfassung und der Dosis in den Risikostrukturen des mit IMRT
geplanten Bestrahlungsplans eines Analkarzinoms am Beispiel eines männlichen Patienten.
Struktur
PTV 36 (PTV1)
PTV59,4 (PTV2)
Dünndarm
Rechter Femurkopf
Linker Femurkopf
Hoden
Blase
Dosis
34,2 Gy
36,0 Gy
56,4 Gy
59,4 Gy
61,0 Gy
63,6 Gy
30,0 Gy
35,0 Gy
20,0 Gy
25,0 Gy
30,0 Gy
35,0 Gy
20,0 Gy
25,0 Gy
30,0 Gy
35,0 Gy
20,0 Gy
25,0 Gy
35,0 Gy
40,0 Gy
Volumen
100%
95,0%
99,6%
93,2%
14,8%
0,0%
23,0% bzw. 91,4 cm3
8,6% bzw. 34,3 cm3
63,1%
41,3%
25,5%
6,1%
51,7%
31,5%
18,4%
0,7%
5,4%
1,1%
21,2%
0,0%
Mittlere Dosis
40,0 Gy
Maximale Dosis
60,9 Gy
60,4 Gy
62,8 Gy
22,9 Gy
37,9 Gy
23,4 Gy
37,2 Gy
21,6 Gy
35,4 Gy
11,5 Gy
26,5 Gy
31,7 Gy
37,5 Gy
KAPITEL 5. DISKUSSION UND AUSBLICK
26
Kapitel 5
Diskussion und Ausblick
Zunächst soll auf die Bestimmung der Strahlanordnung aus Kap. 4 eingegangen werden. Im
Gegensatz zu den fünf Einstrahlwinkeln bieten sieben Einstrahlwinkel genügend mögliche
Bestrahlungspfade, um eine zufriedenstellende homogene Dosisverteilung im Zielvolumen zu
erreichen. Außerdem werden im Vergleich zur Anordnung mit sieben gleichverteilten Einstrahlwinkeln die Femurköpfe aufgrund der Verkippung der Strahlenfelder nicht unnötig belastet,
da die Strahlendivergenz der Lage der Femurköpfe angepasst wird und sie somit nicht mehr
im Strahlenverlauf vor dem PTV liegen. Ebenso kann durch die Umverteilung der Einstrahlwinkel die Strahlabschwächung beim seitlichen Durchgang durch das Material des Tisches
mit den Holmen vermieden werden. Die Technik mit neun gleichverteilten Einstrahlwinkeln
erzielt im Vergleich mit der Methode der sieben umverteilten Winkeln keine besser Zielvolumenerfassung. Zudem nimmt die Berechnung der Dosis bei neun Strahlenfeldern mehr Zeit in
Anspruch, was im Hinblick auf den klinischen Verlauf berücksichtigt werden muss. Aufgrund
dessen erweisen sich die sieben umverteilten Einstrahlwinkel als die geeignetste Methode, um
eine zufriedenstellende Dosis homogen im Zielvolumen zu applizieren und die Femurköpfe
nicht zusätzlich zu belasten.
Anschließend sollen die in Kap. 4 zusammengestellten Ergebnisse des Fraktionierungsschemas aus Kap. 3.1 der CRT- und IMRT-Planung quantitativ und qualitativ verglichen
werden. Anschließend wird das alte Fraktionierungsschema dem Neuen aus Kap. 3.2.3 gegenübergestellt und qualitativ bewertet, da ein direkter Vergleich aufgrund der abweichenden
Dosisfraktionierung nicht mehr möglich ist.
Im Hinblick auf die Zielvolumenerfassung ergibt sich im Vergleich der CRT mit der IMRT,
dass insbesondere beim größeren PTV1, welches mit 36 Gy bestrahlt wird, das Zielvolumen
mit der IMRT am Beispiel der Frau wesentlich besser erfasst wird, als bei der CRT. Bei der
CRT erhalten lediglich 76,4% die gewünschten 36 Gy, während es bei der IMRT 89,7% sind.
Für eine zufriedenstellende Tumorkontrollwahrscheinlichkeit gilt bei der IMRT, dass 95% des
Volumens auch mind. 95% der Dosis bekommen sollten. Dies trifft in diesen Beispielen auch zu,
denn 97,9% des Volumens erhalten 95% der Dosis (Tab. 4), was 34,2 Gy entspricht, während
bei der CRT nur 92,2% 34,2 Gy erhalten (Tab. 2). Beim männlichen Patienten erhalten 76,3%
des Volumens die erforderlichen 36 Gy bei der CRT, indes sind es bei der IMRT 95% des
Volumens. Derweil werden mittels der IMRT 100% des Volumens 34,2 Gy appliziert (Tab. 5)
und bei der CRT sind es nur 88,2% (Tab. 3).
Im Zusammenhang mit dem PTV2 wird mittels der CRT eine Dosisapplikation von 59,4
Gy in 70,9% des Volumens der weiblichen Patientin (Tab. 2) und in 74,2% des männlichen
Patienten (Tab. 3) erreicht. Hingegen liefert die IMRT dieses Ergebnis für 74,2% bei der
Frau (Tab. 4) und 93,2% bei dem Mann (Tab. 5). Hinsichtlich der Isodosenverteilung von
95% (bzw. 56,4 Gy) erreichen beide Planungsmethoden ähnliche Werte, am Beispiel der Frau
werden 100% des Volumens mit der IMRT und 99,5% mit der CRT erfasst. Beim männlichen
KAPITEL 5. DISKUSSION UND AUSBLICK
27
Patienten hingegen sind es 99,6% mit der IMRT und 98,9% mit der CRT.
Die deutlichsten Diskrepanzen zwischen den beiden Planungsmethoden treten vor allem
bei der Zielvolumenerfassung des PTV1 auf. Hierbei spielt die Größe und die Komplexität
des PTV1 eine bedeutende Rolle, denn es beinhaltet das Gebiet der in den Leisten gelegenen
Lymphabflusswege. Im Rahmen der konventionellen Radiotherapie wird die Dosisapplikation in diesem Gebiet mithilfe von Elektronen erreicht, wobei nach Kap. 3.1 auch eine andere
Bedingung vorliegt. Sie besagt, dass die 80%-Isodosenlinie das Zielgebiet umschließen soll.
Nach dem in Kap. 2.1. vorgestellten Prinzip der verschiedenen Reichweiten für Elektronen
wird die Energie der Elektronen gewählt, welche bei der weiblichen Patientin 15 MeV und
bei dem männlichen Patienten 18 MeV beträgt. Hinsichtlich der praktischen Reichweite muss
ein Kompromiss geschlossen werden, um das umliegende Gewebe zu schonen und gleichzeitig keine gefährdende Belastung der Oberfläche durch den Aufbaueffekt zu erwirken. Bei der
IMRT hingegen ermöglichen die inverse Bestrahlungsplanung und der Einsatz der Cost Functions, insbesondere Poisson Cell Kill Model und Underdose-Volume Constraint (Kap. 3.2.1
und Anh. 17), eine wesentlich bessere Zielvolumenerfassung und damit verbunden auch eine
höhere Tumorkontrollwahrscheinlichkeit. Mit Hilfe der limitierenden Faktoren der CRT und
aufgrund der Elektronendosierung lassen sich die deutlichen Unterschiede in der Dosisverteilung bezüglich des PTV1 erklären. Die IMRT bietet hier den vereinfachenden Vorteil, dass
der Einsatz von Elektronen nicht notwendig ist und somit auch keine zusätzliche Einstellung
am Linearbeschleuniger oder eine Anfertigung von feldbegrenzenden Bleieinschüben.
Die Risikostrukturen lassen sich im Allgemeinen mithilfe der IMRT besser erfassen, da man
hier explizite Bedingungen, wie z.B. über das Serial Complication Model (Kap. 3.2.1 und Anh.
17), für diese geltend machen kann. Das empfindlichste Risikoorgan dieser Problemstellung ist
der Dünndarm, da er nahe am Zielvolumen liegt und sowohl akut auftretende, wie Diarrhoe
oder Meteorismus, als auch längerfristige radiogene Nebenwirkungen, wie Ulcus (Geschwür)
oder Perforation, auftreten können. Für die folgende Diskussion der Risikoorgane soll ein zusätzlicher Dosis-Volumen-Parameter am Beispiel der V30 eingeführt werden. Dieser Parameter
ist ein Maß für das absolute oder prozentuale Volumen, welchem in diesem Fall 30 Gy appliziert werden. Gleichermaßen kann man diesen Parameter auch für andere Dosiswerte festlegen.
Den Dünndarm betreffend liefert die CRT beim männlichen Patienten sogar ein besseres Ergebnis als die IMRT, denn der Wert für die V30 liegt bei der CRT bei 75,7 cm3 (Tab.3) und
bei 91,4 cm3 bei der IMRT (Tab. 5). Nach den Restriktionen der Tab. 1 werden mit beiden
Planungsmethoden die Bedingungen erfüllt, da beim männlichen Patienten das Risikoorgan
nicht konkav in das PTV1 eingebettet ist (Abb. 11, unten). In den meisten Fällen ist die
vorteilhafte Lage des Dünndarms allerdings nicht gegeben. Dies wird am Beispiel der Frau
schnell deutlich, denn dort wird der Dünndarm vom PTV1 umgeben (Abb. 11, oben). Im
Rahmen der CRT ergibt sich, dass 392,7 cm3 30 Gy und 340,8 cm3 35 Gy appliziert bekommen, was deutlich über den Restriktionen für die IMRT der Tab. 1 liegt. Mithilfe der IMRT
lassen sich diese Restriktionen mit einer simultan zufriedenstellenden Zielvolumenerfassung
gut erfüllen; hierbei liegt die V30 des Dünndarms bei 185,7 cm3 und die V35 bei 21,8 cm3 .
Anhand des DVHs in Abb. 9 erkennt man, dass zwischen den beiden genannten Dosiswerten
die Beanspruchung des Dünndarms stark abnimmt, was durch die Cost Function Serial Complication Model (Kap. 3.2.1 und Anh. 17) und den Einsatz von steigenden Exponenten k bei
zunehmender tolerierter Dosis ermöglicht wird. Eine effizientere Schonung des Dünndarms ist
in diesem Fall nicht mehr möglich, da sie aufgrund der benachbarten Lage von Dünndarm und
PTV die Zielvolumenerfassung beeinträchtigen wird (Abb. 11, oben). Aufgrund der Position
des Risikoorgans lassen sich maximale Dosiswerte von 36,7 Gy mit der IMRT (Tab. 4) auch
nicht vermeiden, allerdings wird die bessere Schonung des Dünndarms durch die mittlere Dosis
belegt, welche 23,5 Gy bei der IMRT (Tab. 4) und 28,9 Gy bei der CRT (Tab. 2) beträgt.
KAPITEL 5. DISKUSSION UND AUSBLICK
28
Abb. 11: Die Lage des Dünndarms, jeweils in türkis, im Zusammenhang mit dem PTV 1, lila und rot, dargestellt
an zwei axialen CT-Schichten der Frau (oben li. und re.) und an einer axialen CT-Schicht des Mannes (unten).
Die Femurköpfe sollen an dieser Stelle zusammengefasst betrachtet werden, da sich ihre
einzelnen Dosiswerte aufgrund ihrer symmetrischen anatomischen Anordnung und der oftmals symmetrischen Anordnung der Strahlenfelder ähnlich verhalten. Im Allgemeinen bilden
sie ein knöchernes Grundgerüst für die Oberschenkelknochen und sind daher essentiell für
die menschliche Fortbewegung. Prinzipiell sollten Knochen nicht mehr als 50 Gy appliziert
bekommen, da sich sonst ihr Substrat zersetzt und der Knochen porös wird und brechen kann.
In der Regel wird dieser Wert bei der Bestrahlung eines Analkarzinoms nicht überschritten.
Dennoch werden sie als Risikoorgane angeführt, da sie nahe am Zielvolumen liegen und sich
damit im Strahlengang befinden können. Im Rahmen dieser Arbeit bieten sie einen interessanten Aspekt, da sich bei beiden Geschlechtern herausstellt, dass die Femurköpfe durch die
konventionelle Radiotherapie besser geschont werden, als durch die IMRT. Bei der CRT des
männlichen Patienten werden 19,4% des rechten und 13,6% des linken Femurkopfes mit 20 Gy
belastet und die V25 beider Femurköpfe liegt bei 0,7% (Tab.3). Bei der IMRT hingegen liegt
die V20 bei 63,1% für den rechten und bei 41,3% für den linken Femurkopf (Tab.5). Im Vergleich zur CRT werden die Femurköpfe wesentlich stärker durch die Strahlung beansprucht,
allerdings werden die IMRT-Restriktionen mit Werten von 25,5% für den rechten und 18,4%
für den linken Femurkopf bei einer Dosis von 30 Gy deutlich unterschritten (Tab.5). Bei der
Frau ergibt sich bei insgesamt höherer Beanspruchung der Femurköpfe dieselbe Tendenz. Beide Femurköpfe erhalten mit einem Volumenanteil von 12,9% etwa 30 Gy (Tab.2) durch die
konventionelle Radiotherapie. Bei der IMRT hingegen beträgt die V30 16% (Tab.4). Die höhere Strahlenbelastung durch die IMRT kommt aufgrund der sieben Einstrahlwinkel zustande.
Der Optimierer benötigt einen Bestrahlungspfad, um Dosis im Zielvolumen zu applizieren und
solange die gesetzten Bedingungen durch die Cost Functions erfüllt bleiben, nutzt er auch die
Möglichkeit der Bestrahlungspfade durch Risikoorgane. Nichtsdestotrotz werden mit beiden
Planungsmethoden die Restriktionen, sowohl aus Kap. 3.1, als auch aus Kap. 3.2.3, sehr gut
erfüllt, sodass mit keinen Nebenwirkungen zu rechnen ist.
Als nächstes sollen die externen Genitalien, also Hoden bzw. Vulva und Labien (Schamlippen), betrachtet werden, da auch hier Nebenwirkungen vermieden werden können. Hierbei
KAPITEL 5. DISKUSSION UND AUSBLICK
29
tritt aufgrund der anatomischen Lage eine deutliche Diskrepanz bezüglich des Geschlechts
auf. Beim Mann werden die Hoden bei der CRT zu 59,5% mit etwa 20 Gy und zu 21,9% mit
etwa 25 Gy bestrahlt (Tab.3). Die Beeinträchtigung durch die IMRT dagegen ist stark reduziert. Nur für 5,4% des Volumens gilt die V20 und für 1,08% des Volumens die V25 (Tab.5).
Damit werden auch die IMRT-Restriktionen für die externen männlichen Genitalien erfüllt,
was mit der CRT nicht möglich war. Wohingegen sich bei der Frau eine andere Situation
ergibt. Im Rahmen der konventionellen Radiotherapie wird das gesamte Organ der Vulva mit
mindestens 30 Gy belastet. Auch bei einer Dosisbelastung von etwa 50 Gy sind immernoch
87, 9% der Vulva betroffen. Erst bei dem Wert der V55 sinkt der Volumenanteil mit 37, 9%
unter die Hälfte des Organs. Somit ergibt sich eine mittlere Dosis von 54,2 Gy und ein Maximalwert von 61,7 Gy, womit die Restriktionen aus Tab. 1 nicht erfüllt werden. Hierbei spielt
die Organgröße eine bedeutende Rolle, denn die Vulva reicht partiell in das Planungszielvolumen hinein. Dieser Teil kann nicht geschont werden und demnach ergeben sich diese Werte bis
in den Hochdosisbereich. Mit der IMRT werden schonendere Werte erreicht, was die mittlere
Dosis von 38,7 Gy zum Ausdruck bringt. Allerdings liegt hier ebenso das Risikoorgan teilweise
im Zielvolumen und kann daher dort nicht geschont werden, was zu einer Maximaldosis von
61,4 Gy führt. Bereits bei 20 Gy liegt die Belastung bei 81,2% und umfasst nicht das gesamte Organ. Außerdem bezieht sich die V40 auf weniger als die Hälfte des Volumens, 48,8%,
und ebenso liegt die V55 mit 27,1% niedriger, als bei der CRT. Aufgrund der Anordnung der
Strukturen weisen die Cost Functions des Planungszielvolumens, wie Poisson Cell Kill Model
und Underdose-Volume Constraint, eine weitaus höhere Priorität im PTV auf, als die Cost
Function Serial Complication Model der Vulva. Die Cost Function des Risikoorgans bezieht
sich in solchen Fällen nicht auf das überlappende Gebiet von PTV und Risikostruktur. An
diesem Punkt ist es nicht möglich, die Restriktionen aus Tab. 1 zu erfüllen, da das Zielvolumen und das Risikoorgan mit großen Teilen einander überlagern. Es wirft sich demnach die
Frage auf, ob die IMRT-Restriktionen aufgrund der Überlagerung der Vulva mit dem PTV
erfüllt werden können, ohne einen Dosiseinbruch im Zielvolumen zu erleiden. Hierbei muss
beachtet werden, dass die IMRT-Restriktionen für externe Genitalien gelten und sich auch
am männlichen Beispiel realisieren lassen, da die Hoden keine Überlappung mit dem PTV
aufweisen. Man muss also davon ausgehen, dass die gesetzten Restriktionen sich lediglich
auf externe, also oberflächennahe, Genitalien beziehen und unter Umständen nicht auf das
gesamte Volumen der Vulva.
Das letzte zu besprechende Risikoorgan, die Blase, wird bei der CRT am Beispiel der Frau
bis zu 35 Gy als gesamtes Organ bestrahlt, allerdings sind bei einer Belastung von 40 Gy nur
noch 18,6% des Organs betroffen. Daraus resultiert eine mittlere Dosis von 39,4 Gy (Tab.2).
Indes wird die Blase durch die IMRT deutlich geschont, denn die V35 liegt bei 20,6% und die
V40 ist kleiner als 1%. Somit reduziert sich auch die mittlere Dosis auf 31,4 Gy (Tab.4). Die
gleiche Tendenz ist beim männlichen Patienten erkennbar. Während die V35 der Blase bei der
CRT 100% (Tab.3) beträgt, liegt sie bei der IMRT nur bei 21,2% (Tab.5). Gleichermaßen
findet beim männlichen Patienten eine deutliche Reduktion des bestrahlten Volumenanteils
zwischen 35 und 40 Gy statt, denn die V40 liegt bei der CRT bei 1,4% und bei der IMRT
sogar bei 0,0%. Demnach kann mithilfe der IMRT die mittlere Dosis von 37,2 Gy (Tab.3) auf
31,7 Gy (Tab.5) minimiert werden. Die Unterschiede in den Dosisverteilungen für die Blase
ergeben sich aus ihrer anatomischen Lage, denn sie liegt in der Regel in allen Fällen zentral,
nahezu vollständig umgeben vom PTV1. Von einer Überlagerung der Blase und des Zielvolumens sind im Allgemeinen nur kleine Volumenanteile betroffen. Anhand der Ergebnisse wird
ersichtlich, dass sich die IMRT für eine homogene Dosisverteilung und simultane Schonung
der Risikoorgane, welche vom Zielvolumen umgeben werden, eignet.
Zusammenfassend kann festgehalten werden, dass die IMRT eine grundlegend bessere Zielvolumenerfassung ermöglicht, insbesondere bei dem großen und kompliziert geformten PTV1,
als mit der CRT und dem kombinierten Einsatz von Elektronen und Photonen. Darüber hinaus vereinfacht die IMRT durch den Entfall der Elektronen die Einstellungen am Gerät, was
KAPITEL 5. DISKUSSION UND AUSBLICK
30
die Zeit für die Einstellung verkürzt und auch die Wahrscheinlichkeit für etwaige Fehleinstellungen minimieren kann. Ferner erlaubt die IMRT die Schonung von Risikoorganen, welche
bei der konventionellen 3D-konformalen Strahlentherapie bislang nicht in Betracht gezogen
wurden, wie der Dünndarm und die externen Genitalien. Dabei ist exemplarisch an diesen
Beispielen aufgefallen, dass die Femurköpfe mit der IMRT im direkten Vergleich mit der CRT
stärker beansprucht werden. Dennoch liegt diese Belastung in einem angemessenen Rahmen
und die Restriktionen aus Kap. 3.2.3 werden gut erfüllt. Diese Gegenüberstellung der beiden
Planungsmethoden hebt hervor, dass im Fall eines Analkarzinoms die Planung mit der IMRT
durchaus der Planung mit der CRT vorzuziehen ist. Zum einen nimmt die IMRT-Planung
etwas mehr Zeit in Anspruch, kann im Gegenzug aber bei der Einstellung am Linearbeschleuniger Zeit sparen und ermöglicht eine bessere Zielvolumenerfassung und Risikoorganschonung.
Im Folgenden sollen die Dosisfraktionierung und die Restriktionen, die von der amerikanischen Studie RTOG 0529 übernommen wurden (Kap. 3.2.3), dem anderen Fraktionierungsschema (Kap. 3.1) qualitativ gegenübergestellt werden. Eine quantitative Gegenüberstellung
ist an diesem Punkt aufgrund der verschiedenen Konzepte der Dosisfraktionierung nicht möglich. Grundsätzlich wird dabei eine Therapie bestehend aus zwei Bestrahlungsstufen mit einer
Dosis von 36 Gy für beide Zielvolumina und einer zusätzlichen Dosis von 23,4 Gy für das
PTV2 gegen einen Plan mit nur einer Bestrahlungsstufe mit einer Gesamtdosis von 42 Gy für
das PTV1 und einem simultan integrierten Boost bis auf 50,4 Gy für das PTV2 abgewägt.
Ein Vorteil des integrierten Boostes ist es, dass der Optimierer die zusätzliche Dosis, die sonst
im zweiten Plan punktuell eingebracht wird und somit das Gewebe zusätzlich belastet, bereits
von Anfang an berücksichtigen kann. Diese Reduktion von zwei Bestrahlungsstufen auf einen
Plan beinhaltet eine Vereinfachung, sowie Zeitverkürzung, für den Planer und den klinischen
Ablauf. Mehrere Studien haben das Ergebnis festgehalten, dass im Falle des Analkarzinoms eine Dosis von 36 Gy für das PTV1 ausreichend ist und eine deutliche Erhöhung der Dosis keine
verbesserte Tumorkontrollwahrscheinlichkeit erzielt, was den Gebrauch zweier Planungszielvolumina rechtfertigt [21]. Der grundlegende Unterschied der beiden Fraktionierungsschemata
liegt darin, dass bei dem konventionell angewandten Prinzip zwischen der Applikation beider
Pläne im Allgemeinen eine Bestrahlungspause von zwei Wochen eingeräumt werden muss, da
die Haut entlang der inguinalen Lymphabflusswege im Bereich der Leisten, welche mit dem
PTV1 zusammenhängt, durch Epitheliolysen stark beansprucht ist und Wunden aufweist, welche vor einer weiteren Dosiseskalation abheilen müssen. Aufgrund der langen Bestrahlungspause regenerieren und proliferieren sich auch verstärkt die Tumorzellen, sodass der Boost
auf ingesamt 59,4 Gy gesetzt wird, um eine zufriedenstellende Tumorkontrollwahrscheinlichkeit zu erzielen. Das Fraktionierungsschema, welches von der RTOG entworfen wurde, hat
den essentiellen Vorteil, dass solch eine Bestrahlungspause grundlegend nicht notwendig ist,
da durch die niedrigere Einzelfraktionierung von 1,5 Gy pro Bestrahlung ausgeprägte Epitheliolysen vermieden werden können [18]. Für die Evaluation dieser Nebenwirkungen ist die
wöchentliche Beanspruchung der Haut an dieser Stelle signifikant. Nach dem konventionell
angewandten Prinzip erhält die Haut in der Leistengegend wöchentlich eine Dosis von 9 Gy
(5 x 1,8 Gy), während diese wöchentliche Dosis nach dem Prinzip der RTOG 7,5 Gy (5 x 1,5
Gy) beträgt. Dabei erweist sich bei der Dosisfraktionierung nach der RTOG der radiogene
Schaden der Haut als reparabel, sodass die Nebenwirkungen reduziert werden. Bei einer Dosis
pro Bestrahlung von 1,5 Gy handelt es sich um die minimale Einzeldosis, welche noch eine
effektive Wirkung auf den Tumorzelltod hat. In diesem Zusammenhang ist eine niedrigere
Gesamtdosis im PTV2 aufgrund der entfallenden Bestrahlungspause ebenso erfolgreich, was
die Tumorkontrollwahrscheinlichkeit betrifft. Im Hinblick auf die reduzierte Gesamtbelastung
des Organismus und den Entfall der Bestrahlungsunterbrechung, während der die Tumorzellen verstärkt wachsen können, ist die Dosisfraktionierung mit der niedrigeren Gesamtdosis
empfehlenswerter, als das konventionell angewandte Prinzip. Darüber hinaus verkürzt sich
die gesamte Therapiezeit merklich, was dem Patienten entgegenkommt. Ferner befinden sich
KAPITEL 5. DISKUSSION UND AUSBLICK
31
im Anhang Abbildungen und Dosis-Volumen-Histogramme, welche die Ergebnisse nach dem
Konzept der RTOG visualisieren (Anh. 17 bis Anh. 25).
Bei allen vier geplanten Patienten war es möglich, die Restriktionen der RTOG einzuhalten, solange man sich bei den weiblichen Patienten auf die externen Genitalien beschränkt
und nicht das gesamte Volumen der Vulva einbezieht. Die Zielvolumenerfassung entsprach
hierbei immer der Bedingung der IMRT, dass 95% des Volumens mindestens 95% und maximal 107% der Dosis erhalten [16]. Dabei ist zu beachten, dass die Dosiswerte der iterativen
Monte-Carlo-Simulation aufgrund der Unterschiede der Simulationsmethoden eine höhere Genauigkeit aufweisen. Hierbei ergaben sich bei den Planungen Abweichungen in den zum einen
mit Collapsed Cone und zum anderen mit der Monte-Carlo-Simulation berechneten Dosiswerten von bis zu 6, 5%, im Mittel betrug die Abweichung allerdings nur 2, 1%.
Letztendlich gilt, dass die Planungszielvolumina im Falle eines Analkarzinoms durch ihre
Größe und ihre unregelmäßige Form für die intensitätsmodulierte Radiotherapie prädestiniert
sind. Hinzu kommt, dass sowohl die Zielvolumenerfassung, als auch die Schonung der Risikoorgane, mit der IMRT besser gegeben ist, als mit der konventionellen 3D-konformalen
Radiotherapie. Hierbei stellen die Femurköpfe eine Ausnahme dar, wobei die Restriktionen
der RTOG dennoch deutlich erfüllt werden, sodass die zusätzliche leichte Beanspruchung
durchaus vertretbar ist. Dabei stellt sich heraus, dass der Vorteil der Intensitätsmodulation
genutzt werden kann, um einen integrierten Boost im Planungszielvolumen zu schaffen. Hierzu ist ein neues Konzept zur Dosisfraktionierung notwendig, welches dem der amerikanischen
Studie RTOG 0529 gleicht, da sich dieses bereits im Rahmen der Studie bewährt hat. Mit
Hilfe dieser Methode, welche zukünftig in der Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie und
Radioonkologie des Universitätsklinikums in Düsseldorf angewandt wird, kann neben der besseren Zielvolumenerfassung und Risikostrukturschonung im Falle eines Analkarzinoms auch
eine verkürzte Therapiezeit mit reduzierten Nebenwirkungen und zufriedenstellender Tumorkontrollwahrscheinlichkeit gewährleistet werden.
LITERATURVERZEICHNIS
32
Literaturverzeichnis
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Teubner Verlag Wiesbaden.
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American Society for Radiation Oncology Annual Meeting. Wiley Online Library
KAPITEL 6. ANHANG
34
Kapitel 6
Anhang
Anhang 1: DVH zur CRT-Behandlung am Beispiel der Frau mit den Strukturen: Außenkontur
(hellorange), GTV (dunkelorange), Rektum (braun), Vagina (grün), Blase (blau), rechter Femurkopf
(hellgrau), linker Femurkopf (dunkelgrau), PTV2 (lila), PTV1 (dunkelblau), Dünndarm (türkis),
Vulva (grün).
Anhang 2: DVH zur CRT-Behandlung am Beispiel des Mannes mit den Strukturen: Außenkontur
(hellorange), Blase (blau), linker Femurkopf (dunkelgrau), rechter Femurkopf (hellgrau), Prostata
(pink), Samenblasenbasis (hellbraun), Rektum (dunkelbraun), GTV (dunkelorange), PTV1 (rot),
PTV2 (lila), Hoden (grün), Dünndarm (türkis).
KAPITEL 6. ANHANG
35
Anhang 3: DVH zur IMRT-Behandlung am Beispiel der Frau mit den Strukturen: Außenkontur
(hellorange), GTV (dunkelorange), Rektum (braun), Vagina (grün), Blase (blau), rechter Femurkopf
(hellgrau), linker Femurkopf (dunkelgrau), PTV2 (lila), PTV1 (dunkelblau), Dünndarm (türkis),
Vulva (grün).
Anhang 4: DVH zur IMRT-Behandlung am Beispiel des Mannes mit den Strukturen: Außenkontur
(hellorange), Blase (blau), linker Femurkopf (dunkelgrau), rechter Femurkopf (hellgrau), Prostata
(pink), Samenblasenbasis (hellbraun), Rektum (dunkelbraun), GTV (dunkelorange), PTV1 (rot),
PTV2 (lila), Hoden (grün), Dünndarm (türkis).
Anhang 5: Direkter Vergleich des IMRT-Plans (gestrichelt) mit dem CRT-Plan (durchgezogen) der
ersten Stufe des Plans bis 36 Gy am Beispiel der Frau mit den Zielvolumina: PTV1 (blau) und PTV
2 (lila).
KAPITEL 6. ANHANG
36
Anhang 6: Direkter Vergleich des IMRT-Plans (gestrichelt) mit dem CRT-Plan (durchgezogen) der
zweiten Stufe des Plans bis 23,4 Gy am Beispiel der Frau mit den Zielvolumina: PTV2 (lila) und
GTV (orange).
Anhang 7: Direkter Vergleich des IMRT-Plans (gestrichelt) mit dem CRT-Plan (durchgezogen) der
ersten Stufe des Plans bis 36 Gy am Beispiel der Frau mit den Risikostrukturen: Blase (blau), linker
Femurkopf (grau), Dünndarm (türkis), Vulva (grün).
Anhang 8: Direkter Vergleich des IMRT-Plans (gestrichelt) mit dem CRT-Plan (durchgezogen) der
zweiten Stufe des Plans bis 23,4 Gy am Beispiel der Frau mit den Risikostrukturen: Blase (blau),
linker Femurkopf (grau), Dünndarm (türkis), Vulva (grün).
KAPITEL 6. ANHANG
37
Anhang 9: Direkter Vergleich des IMRT-Plans (gestrichelt) mit dem CRT-Plan (durchgezogen) der
ersten Stufe des Plans bis 36 Gy am männlichen Patienten mit den Zielvolumina: PTV1 (rot) und
PTV2 (lila).
Anhang 10: Direkter Vergleich des IMRT-Plans (durchgezogen) mit dem CRT-Plan (gestrichelt) der
zweiten Stufe des Plans bis 23,4 Gy am männlichen Patienten mit den Zielvolumina: PTV2 (lila)
und GTV (orange).
Anhang 11: Direkter Vergleich des IMRT-Plans (gestrichelt) mit dem CRT-Plan (durchgezogen) der
ersten Stufe des Plans bis 36 Gy am männlichen Patienten mit den Risikostrukturen: Blase (blau),
linker Femurkopf (grau), Hoden (grün), Dünndarm (türkis).
KAPITEL 6. ANHANG
38
Anhang 12: Direkter Vergleich des IMRT-Plans (durchgezogen) mit dem CRT-Plan (gestrichelt) der
zweiten Stufe des Plans bis 23,4 Gy am männlichen Patienten mit den Risikostrukturen: Blase
(blau), linker Femurkopf (grau), Hoden (grün), Dünndarm (türkis).
Anhang 13: Die Verteilung der Einstrahlwinkel von fünf gleichverteilten Strahlenfeldern dargestellt
an einer axialen CT-Schicht. Die jeweils geschlossene Seite des Strahlenfeldes zeigt den Eintritt des
Strahls in den Patienten, so dass die Divergenz des Strahls verdeutlicht wird.
Anhang 14: Die Verteilung der Einstrahlwinkel von sieben gleichverteilten Strahlenfeldern.
KAPITEL 6. ANHANG
Anhang 15: Die Verteilung der Einstrahlwinkel von neun gleichverteilten Strahlenfeldern.
Anhang 16: Die Verteilung der Einstrahlwinkel der sieben umverteilten Strahlenfeldern.
39
KAPITEL 6. ANHANG
40
Anhang 17: Die grundlegenden Vorgaben, wie die Anordnung der Zielstrukturen und Cost Functions,
die bei der IMRT eingesetzt werden und im Allgemeinen zu einem zufriedenstellenden Ergebnis
führen.
Zielstruktur
Cost Function
Dosisparameter
zusätzlicher Parameter
PTV2 (50,4 Gy)
Poisson Cell Kill Model
EUD: 50,4 Gy
Zellsensitivität: 0.5
Quadratic Overdose Penalty
Maximaldosis: 50,4 Gy
RMS Dose Excess: 0.9
Underdose Volume Constraint
Schwellendosis: 47,88 Gy
dazugehöriges Volumen: 95%
Quadratic Overdose Penalty
Maximaldosis: 53,93 Gy
RMS Dose Excess: 0.2
Poisson Cell Kill Model
EUD: 42 Gy
Zellsensitivität: 0.5
Quadratic Overdose Penalty
Maximaldosis: 42 Gy
RMS Dose Excess: 0.9
Underdose Volume Constraint
Schwellendosis: 39,9 Gy
dazugehöriges Volumen: 95%
Quadratic Overdose Penalty
Maximaldosis: 44,94 Gy
RMS Dose Excess: 0.2
Serial Complication Model
EUD: 30 Gy
Power Law Exponent k: 4
Serial Complication Model
EUD: 35 Gy
Power Law Exponent k: 8
Serial Complication Model
EUD: 40 Gy
Power Law Exponent k: 12
Serial Complication Model
EUD: 40 Gy
Power Law Exponent k: 1
Serial Complication Model
EUD: 45 Gy
Power Law Exponent k: 8
Serial Complication Model
EUD: 20 Gy
Power Law Exponent k: 1
Serial Complication Model
EUD: 30 Gy
Power Law Exponent k: 8
Rechter Femurkopf
Serial Complication Model
EUD: 30 Gy
Power Law Exponent k: 1
Linker Femurkopf
Serial Complication Model
EUD: 30 Gy
Power Law Exponent k: 1
Außenkontur
Quadratic Overdose Penalty
Maximaldosis: 30 Gy
RMS Dose Excess: 1.3
Quadratic Overdose Penalty
Maximaldosis: 42 Gy
RMS Dose Excess: 0.1
PTV1 (42 Gy)
Dünndarm
Blase
Externe Genitalien
KAPITEL 6. ANHANG
41
Anhang 18: DVH der IMRT-Behandlung nach dem Prinzip der Dosisfraktionierung der RTOG am
ersten weiblichen Patienten, welche auch im Rahmen der Arbeit verwendet wurde, mit den
Strukturen: PTV1 (42 Gy) - blau, PTV2 (50,4 Gy) - lila.
Anhang 19: DVH der IMRT-Behandlung nach dem Prinzip der Dosisfraktionierung der RTOG am
ersten weiblichen Patienten, welche auch im Rahmen der Arbeit verwendet wurde, mit den
Strukturen: Dünndarm - türkis, Blase - türkis (stärker belastet), rechter Femurkopf - hellblau, linker
Femurkopf - blau.
KAPITEL 6. ANHANG
42
Anhang 20: DVH der IMRT-Behandlung nach dem Prinzip der Dosisfraktionierung der RTOG am
zweiten weiblichen Patienten mit den Strukturen: PTV1 (42 Gy) - rot, PTV2 (50,4 Gy) - lila.
Anhang 21: DVH der IMRT-Behandlung nach dem Prinzip der Dosisfraktionierung der RTOG am
zweiten weiblichen Patienten mit den Strukturen: Dünndarm - türkis, Blase - türkis (stärker
belastet), rechter Femurkopf - hellblau, linker Femurkopf - blau.
KAPITEL 6. ANHANG
43
Anhang 22: DVH der IMRT-Behandlung nach dem Prinzip der Dosisfraktionierung der RTOG am
dritten weiblichen Patienten mit den Strukturen: PTV1 (42 Gy) - rot, PTV2 (50,4 Gy) - lila.
Anhang 23: DVH der IMRT-Behandlung nach dem Prinzip der Dosisfraktionierung der RTOG am
dritten weiblichen Patienten mit den Strukturen: Dünndarm - türkis, Blase - türkis (stärker
belastet), rechter Femurkopf - hellblau, linker Femurkopf - blau.
KAPITEL 6. ANHANG
44
Anhang 24: DVH der IMRT-Behandlung nach dem Prinzip der Dosisfraktionierung der RTOG am
männlichen Patienten, welcher auch im Rahmen der Arbeit verwendet wurde, mit den Strukturen:
PTV1 (42 Gy) - rot, PTV2 (50,4 Gy) - lila.
Anhang 25: DVH der IMRT-Behandlung nach dem Prinzip der Dosisfraktionierung der RTOG am
männlichen Patienten, welcher auch im Rahmen der Arbeit verwendet wurde, mit den Strukturen:
Dünndarm - türkis, Blase - türkis (stärker belastet), rechter Femurkopf - hellblau, linker Femurkopf blau, Hoden - grün.