Entwicklung von Verfahren zur Verbesserung der Genauigkeit bei

Entwicklung von Verfahren zur Verbesserung der
Genauigkeit bei der stereotaktischen Bestrahlung
von bewegten Targets in der Lunge
DIPLOMARBEIT
vorgelegt von
Torsten Müller
aus Landshut
durchgeführt an der
Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie
des Klinikums der Universität Regensburg
unter Anleitung von
PD Dr. rer. nat. Bogner
2006
Inhaltsverzeichnis
Einleitung und Motivation............................................................................................................................... 5
1.1 Behandlung von Lungentumoren.............................................................................................................5
1.1.1 Die 3DCRT-Methode zur Bestrahlung von Lungentumoren.......................................................... 5
1.1.2 Die ESRT-Methode zur Bestrahlung von Lungentumoren............................................................. 6
1.1.3 IMRT in der Lunge.......................................................................................................................... 8
1.2 Probleme bei der Lungenbestrahlung...................................................................................................... 9
1.2.1 Ungenauigkeiten der verwendeten Dosisalgorithmen..................................................................... 9
1.2.2 Verwendung von 6 MV- oder 15 MV-Photonenenergien zur Bestrahlung thorakaler
Zielvolumina...........................................................................................................................................11
1.2.3 Zielbeweglichkeit...........................................................................................................................11
1.2.3.1 Extended Margin.........................................................................................................................12
1.2.3.2 Multi-Margin-Konzept................................................................................................................13
1.2.3.3 Bewegungshemmung..................................................................................................................14
1.2.3.4 Bewegungsverfolgung bei der Bestrahlung................................................................................ 15
1.2.4 Spezielle Probleme der CT-Bildgebung........................................................................................ 17
1.2.4.1 Bewegungsartefakte im CT-Abbild............................................................................................ 17
1.2.4.2 Dynamische CT-Aufnahmen (4D-CT)....................................................................................... 17
1.2.5 Das ITV-Konzept aus der ICRU 62...............................................................................................19
1.2.6 Effekte der Zielbeweglichkeit auf die Dosisdeposition.................................................................20
Material und Methoden..................................................................................................................................22
2.1 Derzeitiger Ablauf einer Thoraxbestrahlung als Extrakranielle Stereotaktische Radiotherapie (ESRT)
......................................................................................................................................................................22
2.2 Dosisberechnungsalgorithmen............................................................................................................... 25
2.2.1 Der Pencil-Beam-Algorithmus...................................................................................................... 25
2.2.2 Der Collapsed-Cone-Algorithmus................................................................................................. 26
2.2.3 Monte-Carlo-Algorithmus XVMC................................................................................................ 27
2.3 Untersuchte Möglichkeiten zur Verbesserung der Genauigkeit bei der Bestrahlung von
i
ii - INHALTSVERZEICHNIS
Lungentumoren............................................................................................................................................ 29
2.3.1 Bei der Bestrahlungsplanung durch verbesserte Zielvolumendefinition.......................................29
2.3.2 Bei der Bestrahlungsplanung durch die Verwendung präziserer Dosisalgorithmen..................... 37
2.3.3 Bei der Bestrahlungsplanung durch den Vergleich verschiedener Photonenfeldenergien............ 41
2.3.4 VEFM für XVMC-X15-Kommissionierung................................................................................. 42
2.4 Methoden zur Untersuchung und dosimetrischen Auswertung............................................................. 50
2.4.1 TPS und 4D-CT: Verwalten des PTV und sonstiger Daten im TPS............................................. 50
2.4.2 Datenauswertung........................................................................................................................... 52
2.5 Messtechnische Dosisverifikation......................................................................................................... 53
2.5.1 Das Alderson Phantom von RSD...................................................................................................54
2.5.2 Messmethoden............................................................................................................................... 56
2.6 Weitere allgemeine Grundlagen............................................................................................................ 57
2.6.1 Aufbau und Möglichkeiten eines medizinischen Linearbeschleunigers........................................57
2.6.2 Aufbau und Möglichkeiten eines Computertomographiesystems................................................. 59
2.6.3 Aufbau und Möglichkeiten eines Therapieplanungssystems.........................................................62
2.6.3.1 Module Image Registration und Target Definition im TPS....................................................... 62
2.6.3.2 Modul Beam Modelling des TPS................................................................................................64
2.6.3.3 Dosisberechnungsalgorithmus (Dose Engine) im TPS...............................................................65
2.6.3.4 Modul Evaluation des TPS......................................................................................................... 65
2.6.3.5 Allgemeines................................................................................................................................ 66
Ergebnisse........................................................................................................................................................ 69
3.1 Kommissionierung des VEF-Modells für XVMC 15 MV Photonen.................................................... 69
3.2 Therapieplanvergleich für einen Lungentumor in 3DCRT- bzw. ESRT- Bestrahlungstechnik............ 75
3.2.1 Dosisvergleich Oncentra Masterplan Collapsed-Cone 6 MV- und 15 MV-Therapiepläne...........76
3.2.2 Dosisvergleich Oncentra Masterplan Pencil-Beam 6 MV- und 15 MV-Therapiepläne................78
3.2.3 Dosisvergleich XVMC 6 MV- und 15 MV-Therapiepläne........................................................... 80
3.3 3D-Dosisvergleich................................................................................................................................. 82
3.3.1 6 MV-Planvergleich.......................................................................................................................83
INHALTSVERZEICHNIS -
iii
3.3.2 15 MV-Planvergleich.....................................................................................................................85
3.4 Konsequenzen der 4D-PTV-Optimierung bei der ESRT im Thoraxbereich......................................... 87
Diskussion, Ausblick und Zusammenfassung.............................................................................................. 93
4.1 6 MV-Photonenfelder im Vergleich zu 15 MV-Photonenfelder........................................................... 93
4.2 Planvergleich..........................................................................................................................................95
4.3 Dosiverifikation..................................................................................................................................... 96
4.4 4D-CT und Planung auf das PTV(mod.Summe)................................................................................... 98
4.5 Potentieller Vorteil der Planung auf das PTV(gated) im Vergleich zum technischen uns zeitlichen
Aufwand.......................................................................................................................................................99
4.7 Schlussfolgerung und Ausblick........................................................................................................... 100
Anhang........................................................................................................................................................... 103
Literatur......................................................................................................................................................103
Beschreibung des erstellten IGART-Toolkits............................................................................................109
B.1 Das Pre-Sorter-Modul.................................................................................................................... 109
B.2 Das T-Index-Modul........................................................................................................................110
B.3 Das Fuse-It-Modul......................................................................................................................... 111
B.4 Systemvoraussetzungen................................................................................................................. 111
Verzeichnisse............................................................................................................................................. 113
C.1 Abbildungsverzeichnis...................................................................................................................113
C.2 Tabellenverzeichnis........................................................................................................................115
C.3 Abkürzungsverzeichnis.................................................................................................................. 116
Erklärung und Danksagung........................................................................................................................119
iv - INHALTSVERZEICHNIS
Kapitel 1
Einleitung und Motivation
1.1 Behandlung von Lungentumoren
Die allgemeinen Tumorbehandlungskonzepte sind mindestens ebenso vielfältig wie die Orte und
Arten der auftretenden Tumoren. Grundsätzlich gibt es aber in der Krebstherapie immer
chirurgische, chemotherapeutische und strahlentherapeutische Ansätze. Es sollten im Rahmen
dieser Arbeit spezielle Methoden und Verbesserungen untersucht werden, die auf der
Strahlentherapie basieren und dort existierende Therapiekonzepte unter Umständen verbessern
helfen. Dabei stehen Tumore im Thoraxbereich und insbesondere in der Lunge im Vordergrund.
1.1.1 Die 3DCRT-Methode zur Bestrahlung von Lungentumoren
Die ursprüngliche Standardmethode zur Bestrahlung von Lungentumoren ist die so genannte
3DCRT. Für diese Bestrahlungstechnik wird auf ein normales Planungs-CT ein normaler
Mehrfelderbestrahlungsplan inklusive einer rechnerischen Dosiskontrolle erstellt und in mehreren
Fraktionen, typischerweise drei, bestrahlt. Dabei beginnt das Ablaufschema mit der Erstellung eines
normalen Planungs-CTs. Zu diesem Zweck wird ein Spiral-CT-Protokoll oder ein ein anderes
einfacheres Steady-Scanning-Protokoll angewendet, welches nur einen momentanen Einzelzustand
abbildet, weil keine weiteren Parameter der zeitlichen Veränderlichkeit in die Aufnahme eingehen.
5
6 – EINLEITUNG UND MOTIVATION
Aufgrund dieses Planungs-CTs wird anschließend die Zielvolumen- und Risikoorgandefinition
vorgenommen. Auf diese Zielvorgabe wird unter Berücksichtigung der Risikostrukturen ein 3- bis
5-Feldertherapieplan erstellt, der die entsprechend geringste Belastung von gesundem Gewebe zur
bestmöglichen Abdeckung der Planungszielvolumina mit entsprechend hoher Dosis beinhaltet.
Dazu werden im Planungssystem die Blenden, Gantry- und Kollimatorwinkel sowie die genauen
Kollimatoreinstellungen manuell angepasst. Nachdem der Planungsvorgang entsprechend der
medizinischen Vorgaben abgeschlossen ist, werden die Felder am Bestrahlungssimulator mit
keV-Röntgenstrahlung simuliert und auf der Haut des Patienten die jeweiligen Feldzentren
markiert. Anschließend wird der Patient mit den im Therapieplanungssystem errechneten
Monitoreinheiten
bestrahlt.
Zur
genauen
Dosisgabe
ist
es
erforderlich,
dass
die
Lokalisationsunsicherheiten mit berücksichtigt werden. Zu diesem Zweck werden großräumige
Randvolumina dem eigentlichen Bestrahlungsziel zugeordnet. Die Größe der erwähnten
Sicherheitsrandzonen ist jedoch nur phänomenologisch aus dem Wissen des ärztlichen
Strahlentherapeuten motiviert. Insofern ist die 3DCRT zwar historisch gesehen die Grundlage für
alle heutigen Präzisionsbestrahlungen, jedoch sind die Unsicherheiten bei der Lagerung und auch
durch die Organbeweglichkeiten während der Bestrahlung nur eher ungenau abschätzbar. Weiterhin
machte diese Bestrahlungstechnik die weiterführenden Entwicklungen erst möglich.[33]
1.1.2 Die ESRT-Methode zur Bestrahlung von Lungentumoren
Die Extrakranielle Stereotaktische Radiotherapie (ESRT) ist eine der Methoden, die auf der 3DCRT
basiert, die bis heute eine sehr erfolgreiche Weiterentwicklung darstellt. Die entscheidenden
Neuerungen im Vergleich zur Vorgängermethode sind die Verbesserungen bei Lagerung und
Lokalisation. Weiterhin wird ein normales CT-Abbild vom Patienten erstellt, welches als
Planungsgrundlage für die zu erfolgende Therapie verwendet wird. Ein erster deutlicher
Unterschied findet sich jedoch bereits bei der CT-Aufnahme. Für eine ESRT wird der Patient in
einer Vakuummatratze fixiert auf den CT-Tisch gelegt. Diese Matratze ist eine einfache
wiederverwendbare Möglichkeit, den Patienten stets in der selben Position zu lagern. Dabei hat sie
gleichzeitig weder auf die CT-Bildgebung noch auf die eigentliche Bestrahlung einen Einfluss,
insofern die Matratze nur eine vernachlässigbare Menge der eingestrahlten Photonen absorbiert. Ein
weiterer Zusatzpunkt ist der stereotaktische Rahmen, der in einer zur Vakuummatratze festen
1.1.2 DIE ESRT-METHODE ZUR BESTRAHLUNG VON LUNGENTUMOREN
–7
Einstellung um den Patienten herum montiert wird. Dieser Rahmen besteht eigentlich nur aus den
jeweiligen Oberflächen eines an drei Seiten offenen Würfels mit einer Kantenlänge von 60 cm. Die
geschlossenen Seiten sind mit jeweils zwei Drähten versehen, von denen je einer parallel zur
Längsachse des Patienten verläuft, und der zweite den ersten als Flächendiagonale schneidet. Diese
Vorrichtung wird erwartungsgemäß in der CT-Aufnahme abgebildet und erlaubt eine genaue
Definition eines absoluten Nullpunktes, nämlich der Verbindung der Schnittpunkte der Drähte auf
den Einzelflächen*. Dieser so definierte Nullpunkt wird für die Bestrahlungsplanung ebenso wie
auch für die eigentliche Bestrahlung verwendet. Allerdings wird der Rahmen zur Bestrahlung nur
zum Einstellen des Tisches angebracht und während der Bestrahlungsvorgangs danach ohne
Rahmen stattfindet, um die – wenn auch geringe – Streustrahlung der Drähte zu vermeiden.
Aufgrund dieser deutlich verbesserten Lagerungs- und Nullpunkteinstellung kann man erstmals die
Randsäume in unterschiedliche Bereiche echt separieren und anschließende Untersuchungen zur
Verkleinerung eines jeden einzeln durchführen. So wird in der Therapieplanung für eine ESRT
zuerst der Tumor selbst als Ziel eingezeichnet. Dieses Volumen wird als Gross Tumor Volume
(GTV) bezeichnet. Darum wird ein Randsaum gelegt, der die Lagerungsungenauigkeit und die im
CT-Abbild nicht sichtbaren Tumorrandstrukturen beinhaltet. Zu diesen Tumorrandstrukturen
gehören je nach Tumorart mehr oder weniger fadenförmige Auswüchse, die zu einem Befall von
Blut- und/oder Lymphgefäßen führen kann, auch wenn der eigentliche Haupttumor zerstört wurde.
Aus einem solchen Befall könnten sich dann im späteren Verlauf noch Metastasen oder andernorts
neue Tumoren bilden. Das durch diesen Schritt gewonnene Zielvolumen wird Clinical Target
Volume (CTV) genannt, und es enthält somit die Möglichkeiten für eine interfraktionelle
Zielbeweglichkeit. Im nächsten Schritt wird die intrafraktionelle Zielbeweglichkeit abgedeckt. Dazu
wird ein weiterer Randsaum um das CTV gelegt, so entsteht das Planning Target Volume (PTV).
Dieses ist nun das Volumen, auf das die jeweils einfallenden Photonenstrahlen ausgerichtet werden
sollen, um im Inneren zu einer Dosisdeposition zu führen. Diese Deposition erfolgt durch die
Wechselwirkung der bestrahlten Materie mit dem einfallenden Strahl; es handelt sich also vom
rechnerischen Standpunkt aus um ein nichttriviales Problem. Einerseits werden die Photonenfelder
durch ebendiese Wechselwirkung in ihrer Intensität für dahinterliegende Punkte in ihrem
Strahlengang geschwächt, andererseits findet die eigentliche Dosisdeposition eben auch durch die
losgeschlagenen
Sekundärelektronen
statt,
deren
kinetische
Energie
ebenfalls
zur
Gewebezerstörung beiträgt. [1],[2],[3],[5],[6]
* Dadurch, dass sich die Drähte im 45°-Winkel schneiden, lässt sich sonst (i.e. außerhalb des Nullpunkts) der Abstand
zum Schnittpunkt aus dem Abstand der Schnittpunkte beider Drähte mit der Fläche der CT-Schicht bestimmen.
8 – EINLEITUNG UND MOTIVATION
1.1.3 IMRT in der Lunge
Das IMRT-Konzept steht für eine hohe Dosiskonformität im Zielvolumen und dabei einer
gleichzeitig maximalen Schonung des tumorumgebenden Gewebes sowie der Risikoorgane durch
die Möglichkeit, hohe Dosisgradienten am Rand der Zielvolumina zu erreichen. Die Abkürzung
IMRT bedeutet Intesity Modulated Radiotherapy (Intensitätsmodulierte Strahlentherapie). Eine
Tumortherapie nach diesem Schema verläuft im Prinzip ähnlich einer ESRT, allerdings werden
IMRT-Bestrahlungen insbesondere im HNO- und Kopfbereich wegen den extrem präzisen
Patientenlagerungsmöglichkeiten angewendet; gleichzeitig finden bei der IMRT eine Vielzahl von
Einzelfeldern im Bestrahlungsplan ihre Anwendung. Diese IMRT-Einzelfelder, auch Segmente
genannt, werden errechnet, indem eine automatische Planoptimierung stattfindet. Dazu wird ein
geeignet scheinender Mehrfelderplan erstellt und dem Optimierungsalgorithmus übergeben. Dieser
errechnet entsprechend einer zugrundeliegenden Optimierungfunktion eine Feldfluenz für die
Dosisvorgabe unter Berücksichtigung der einzelnen Einstrahlrichtungen. Eine solche Feldfluenz
muss anschließend noch segmentiert werden, also einem Vorgang unterzogen werden, der die
Fluenz
in
eine
Vielzahl
von
Einstrahlsegmenten
unterteilt.
Aus
diesen
einzelnen
Einstrahlsegmenten wiederum setzt sich die Dosis entsprechend der Planvorgabe zusammen. Dabei
fällt auf, dass es eine Vielzahl von Segmenten gibt, die nicht zentral angeordnet sind. Gleichzeitig
kommt bei dieser Bestrahlungstechnik stärker als in einfacheren Techniken der Fakt zur Geltung,
dass die deponierte Dosis kumulativ ist. Jedoch muss eben bei der Kumulation der Gesamtdosis bei
einem IMRT-Bestrahlungsplan auch die gesamte Bestrahlungszeit in Betracht gezogen werden.
Dabei darf eine Einzelfraktion nicht erheblich länger dauern als ungefähr 40 Minuten, um einer
Erholung des Zielgewebes noch während der Bestrahlungszeit vorzubeugen. Deshalb ist es bei der
IMRT auch besonders wichtig, nicht zu kleine Segmentgrößen zuzulassen, um die Bestrahlungszeit
nicht länger als die Maximalzeit werden zu lassen. Gleichzeitig ist diese Einschränkung auch
erforderlich, weil ein MLC oder microMLC naturgemäß nur eine endliche Ortsauflösung in
Isozentrumsebene erzeugen kann. Insofern bietet sich bei Erstellung eines IMRT-Plans nach der
Segmentierung ein zusätzlicher Reoptimierungsschritt an, bei dem auf sehr kleine und gering
gewichtete Segmente testweise verzichtet wird, und gleichzeitig die aus der endgültigen Summe der
Einzelsegmente resultierende Dosisverteilung nochmals rechnerisch überprüft wird.
1.1.3 IMRT IN DER LUNGE –
9
Jetzt stellt sich im Fall einer Thoraxbestrahlung natürlich die Frage, inwiefern eine IMRT sinnvoll
sein könnte. Zuerst scheint es viel zu aufwändig und problematisch, die Tumorbeweglichkeit
aufgrund der Atemtätigkeit mit dieser Präzisionsmethode zu vereinen. Aber auf der anderen Seite
würde der Gewinn an Dosiskonformität und Schonung von gesundem Gewebe diesen Aufwand
sicher rechtfertigen. Es gibt auch durchaus Ansätze, thorakale Tumoren mit einer solchen Methode
zu bestrahlen. [16],[30]
Das nach wie vor größte Problem einer IMRT-Bestrahlung ist jedoch der extreme Aufwand und die
langen Bestrahlungszeiten. Der zusätzliche Aufwand liegt bei der deutlich umfangreicheren
Planung, einer speziellen Film- und Absolutdosisverifikation und dem Anpassen individuellen
Zubehörs. Deswegen muss schon allein aus Gründen der Resourceneinteilung genau abgewägt
werden, wann eine IMRT einen deutlichen Vorteil für den Patienten bringt, oder wo sie nur eine
zusätzliche Belastung für ihn darstellt, ohne dabei wirklich etwas am Bestrahlungsergebnis
verbessern zu können.
1.2 Probleme bei der Lungenbestrahlung
1.2.1 Ungenauigkeiten der verwendeten Dosisalgorithmen
Die verwendeten Dosisalgorithmen haben jeder für sich gewisse Unzulänglichkeiten, die bei der
klinischen Anwendung in ihrer Fehlerqualität und -quantität gegen die benötigten Rechenzeiten
abgewogen werden müssen. Grundsätzlich kann man zwar sagen, dass längere Rechenzeit mit einer
höheren Genauigkeit einhergeht; auf der anderen Seite bedeutet aber eine hohe Genauigkeit nicht,
dass man entsprechend länger auf ein Ergebnis warten muss. Ein Beispiel soll diesen
Zusammenhang verdeutlichen. Der wahrscheinlich meistverwendete Planungsalgorithmus ist nach
wie vor der Pencil-Beam-Algorithmus. Die Dosisberechnung dauert damit für einen einfachen
Bestrahlungsplan zwischen ca. 2 und 8 Minuten. Genauere Zeiten lassen sich nur schwer
angeben,weil oft die tatsächlich benötigten Zeitspannen aufgrund der Komplexität der eigentlichen
Rechnung bei gleichzeitig geringer Informationsdichte in der Anzeige beim Planungssystem dafür
nicht ausgelegt sind. Für die normale Anwendung ist das auch gar nicht wünschenswert, da das für
einen klinischen Benutzer relativ irrelevante Informationen sind, die nur vom Wesentlichen
10 – EINLEITUNG UND MOTIVATION
ablenken könnten. Für den gleichen Plan benötigt der Collapsed-Cone-Algorithmus bereits deutlich
länger, nämlich ca. 7 bis 16 Minuten. Eine Monte-Carlo-Rechnung mit XVMC würde bei
1-prozentiger Rechengenauigkeit wiederum länger brauchen, nämlich ca. 20 bis 30 Minuten. Wenn
nur die Rechenzeit der ausschlaggebende Faktor für die Wahl eines Dosisberechnungsalgorithmus
wäre, bräuchte man weder Collapsed-Cone noch XVMC. Da schließlich aber auch die Genauigkeit
der dargestellten berechneten Dosis eine noch sehr viel höhere Priorität in der Beurteilung als die
schiere Rechenzeit hat, muss eben insbesondere diese Genauigkeit bei einem Vergleich
berücksichtigt werden. Was nun die bekannten Ungenauigkeiten der einzelnen Dosisalgorithmen
betrifft, so kann man einerseits feststellen, dass – ganz allgemein gesprochen – der
Pencil-Beam-Algorithmus der ungenaueste, der XVMC-Algorithmus hingegen der genaueste der
verwendeten Algorithmen ist. Hauptsächlich der Pencil-Beam-Algorithmus hat deutliche Probleme
bei der Darstellung des Dosisgradienten am Rand des Strahlengangs, aber auch beim
Collapsed-Cone-Algorithmus sind eben dort kleine Ungenauigkeiten festzustellen. Diese Probleme
rühren daher, dass die laterale Streuung der Sekundärteilchen nur ungenügend (im Fall des
Collapsed-Cone-Algorithmus) bis gar nicht (im Fall des Pencil-Beam-Algorithmus) bei der
Elementarstrahlmodellierung berücksichtigt werden. Die jeweiligen Unzulänglichkeiten machen
sich beim Pencil-Beam-Algorithmus durch eine zu scharfe Kante, das heißt einen sehr viel zu hohen
Gradienten am Rand des Strahlengangs bemerkbar, beim Collapsed-Cone-Algorithmus durch eine
"Dosisverwischung", die zu einer etwas unterschätzten Maximaldosis im Zentralbereich des
Strahlengangs führt. Um die Abweichung bei einer Rechnung mit dem CC-Algorithmus
auszugleichen, kann aber beispielsweise auf eine Reskalierung der berechneten Monitoreinheiten
zurückgegriffen werden. Für den Monte-Carlo-Algorithmus sind bei genügend großer statistischer
Genauigkeit (in der Praxis hat sich ungefähr 1 % als gut bis sehr gut tauglich erwiesen) nur sehr
geringe Abweichung von gemessenen Dosisverteilungen festzustellen. Es wird in der Fachliteratur
eigentlich nur von einer speziellen Versuchsanordnung berichtet[9], bei der geringe Abweichungen
zwischen gemessener und berechneter Dosis bei der Verwendung von XVMC bemerkbar ist,
nämlich dem Übergang von radiologisch wasseräquivalentem Material auf radiologisch
luftäquivalentes bzw. lungenäquivalentes Material in Einstrahlrichtung. Dort zeigt sich hinter dem
Übergang etwas, dass einem extrem geringen Aufbaueffekt ähnelt, welcher in der Realität nicht
vorhanden ist. Ansonsten wird bei einer XVMC-Dosisberechnung der Transport und die Streuung
der Einzelteilchen simuliert, was zu einer extrem realitätsnahen Abbildung der realen
Dosisverteilung führt. Dazu trägt auch die hohe Anzahl der simulierten Anfangspartikel bei, die bei
1-prozentiger Rechengenauigkeit und einem Strahlenfeld von ungefähr 100 cm² bei einer Zahl von
1.2.1 UNGENAUIGKEITEN DER VERWENDETEN DOSISALGORITHMEN –
11
schätzungsweise 500 000 bis 1 000 000 liegt. Zusätzlich werden dabei die einzelnen
Teilchen-Histories noch 45mal bis 75mal wiederholt, um eine zusätzliche statistische Sicherheit zu
erlangen. [4],[7],[8],[9],[10]
1.2.2 Verwendung von 6 MV- oder 15 MV-Photonenenergien zur Bestrahlung
thorakaler Zielvolumina
Nach den derzeitigen Ansichten und Empfehlungen[5],[6],[40] werden im Allgemeinen für eine
Lungen- oder Thoraxbestrahlung 6 MV-Felder verwendet. Der Grund dafür liegt in der stärkeren
lateralen Streuung der Photonenstrahlung in Körperregionen mit hohem Weichteilanteil, wie es in
der Lunge der Fall ist. Trotz allem ist diese Ansicht deshalb schon nicht unumstritten, weil dafür die
Reichweite höherenergetischer Photonenfelder bis zur maximalen Dosisdeposition im Gewebe
deutlich größer ist, und schon deshalb die nötige Einstrahlzeit zum Erreichen einer gegebenen Dosis
bei größeren Zieltiefen geringer ausfällt. Außerdem erlaubt eine höhere Reichweite auch
gleichzeitig eine höhere Dosiskonformität in tieferliegenden Zielvolumina bei gegebenenfalls
weniger Haupeinstrahlrichtungen. Um den tatsächlichen Photonen- und Sekundärteilchentransport
in Lungengewebe möglichst genau modellieren zu können, sollte XVMC verwendet werden. Zu
diesem Zweck erwies es sich als notwendig, das XVMC-eigene Strahlerkopfmodell VEFM für
15 MV-Photonenfelder zuerst einmal zu kommissionieren, da sonst keine Dosisberechnung mit
dem gesamten 15 MV-Spektrum möglich gewesen wäre.
1.2.3 Zielbeweglichkeit
Die Beweglichkeit des Bestrahlungsziels stellt offensichtlich aufgrund der Atem- und Herztätigkeit
gerade bei thorakalen Tumorbestrahlungen eine nicht zu vernachlässigende Problematik dar. Dafür
existieren bereits einige Lösungsansätze in der Literatur zusätzlich zu den gültigen
Bestrahlungsempfehlungen; diese Empfehlungen und Ansätze sollen hier näher erläutert werden.
12 – EINLEITUNG UND MOTIVATION
1.2.3.1 Extended Margin
Um die Zielbeweglichkeit besser zu berücksichtigen, wurde die Extended-Margin-Methode
entwickelt. Dabei wird der Randsaum eines bewegten Zielobjekts erweitert, entsprechend der
Objektbeweglichkeit. Die Breite dieser Erweiterung wird vom Arzt phänomenologisch anhand
seiner
persönlichen
Einschätzung
des
individuellen
Tumorherdes,
der
individuellen
Tumorhistologie und entsprechenden ärztlichen Empfehlungen aus medizinischen Studien
festgelegt. Es gibt prinzipiell die Möglichkeit, entweder das eigentliche PTV beim Einzeichnen
bereits mit dem entsprechenden Randsaum zu versehen, oder eine zusätzliche Hilfsstruktur als
Zusatzmargin des Ziels zu definieren. Da Letzteres auch im Multi-Margin-Konzept, dem Thema des
nächsten Abschnitts, behandelt wird, wird hier nicht weiter speziell darauf eingegangen. Die
Variante, das ursprüngliche PTV beim Einzeichnen bereits um eine gewisse Ausdehnung zu
vergrößern, erfordert vom behandelnden Arzt ein großes Spezialistenwissen, was die genauen
Tumorgrößen einerseits und die wahrscheinliche Beweglichkeit am gegebenen Ort andererseits
betrifft. Selbst wenn diese Voraussetzungen perfekt erfüllt sind, bleibt stets das Restrisiko, dass sich
im realen Patienten individuell im Nachinein alles ganz anders als in der Theorie verhält, und dass
durch die Beweglichkeit ein Teil des Tumors unterdosiert oder ein großer Teil gesunden Gewebes
unnötig überdosiert wird. Weiterhin wird auf eine so gewonnene Randstruktur insbesondere in
Gewebeumgebungen mit geringer Dichte auch einen weiteren Zweck zu erfüllen haben, nämlich
den, dass sich eine eingestrahlte Dosis aufgrund der höheren lateralen Reichweite von
Sekundärteilchen in Materialien mit geringer Dichte zum Rand des Strahlengangs abschwächt. Das
heißt im konkreten Fall bei einem Lungentumor, dass ein eingestrahltes Photonenfeld stets einen
geringeren Dosisgradienten am Rand seines Strahlengangs erzeugt, als ein beispielsweise
vergleichbares Feld bei einem Beckentumor, weil die Dichte des umgebenden Materials beim
Zweiten höher ist, was zu einer geringeren Reichweite der lateralen Sekundärteilchen führt. Also
wird einem erweiterten PTV auch die Aufgabe zukommen, dass damit die abfallende Randdosis
ausgeglichen wird. Eine Bestrahlungsplanungsvorgabe für ein solches Extended-Margin-PTV sieht
dann im Lungenfall so aus, dass bei der Normierung auf eine volle Dosisgabe, z.B. 60 Gy, auf den
Rand der Planungsstruktur PTV mindestens 60 % der Gesamtdosis, also 36 Gy, gegeben werden
sollen. Eine solche Vorgabe berücksichtigt dann die geringere Aufenthaltswahrscheinlichkeit des
eigentlichen Tumors im Randbereich des markierten Zielvolumens genauso wie die planerische
Unmöglichkeit, die Dosis außerhalb eines Zielvolumens in der Lunge extrem steil abfallen zu
1.2.3.1 EXTENDED MARGIN –
13
lassen.[5]
1.2.3.2 Multi-Margin-Konzept
Das Multi-Margin-Konzept folgt logisch und historisch dem Extended-Margin-Konzept. Jedoch
wird die Strukturdefinition quasi klassisch durchgeführt, und im PTV (wenn überhaupt vorhanden,
ansonsten im CTV) wird keine spezielle Randerweiterung berücksichtigt. Dafür bleibt die
Dosisvorgabe bei den vollen 100 %, dem entsprächen also 60 Gy im angesprochenen Beispiel. Um
die realen Möglichkeiten der Dosisdeposition und die Aufenthaltswahrscheinlichkeiten des
Bestrahlungsziels zu berücksichtigen, werden jetzt Hilfsstrukturen um das eigentliche Planungsziel
gelegt, in denen dann entsprechend einer Extended-Margin-Dosisverordnung ein gewisser
Dosisabfall zugelassen wird. Weil es sich dabei um meist mehrere Strukturen handelt, wird dieses
Konzept so bezeichnet. Einen weiteren Vorteil bringen solche zusätzlichen Hilfsstrukturen mit sich,
wenn man zusätzlich eine Schonung von Risikoorganen erreichen will. Dann kann man in einer
solchen Hilfsstruktur den Dosisgradienten entsprechend der maximalen Belastung eines
benachbarten Risikoorgans anpassen. Vorteilhaft ist dabei weiterhin ein solcher Dosisabfall mit
leicht erhöhter Dosis im Tumorzentrum aus dem Grund, dass im Inneren eines Tumors die
Sauerstoffsättigung des Gewebes geringer ist als am Rand, und deshalb der Tumor im Zentrum
weniger strahlenempfindlich ist. Dieser Effekt, Hypoxie genannt, rührt daher, dass das Wachstum
der Tumorzellen trotz der Stimulation des Blutgefäßwachstums durch die Krebsherde deutlich
schneller ist als normales Körperwachstum, was zwar für eine halbwegs ausreichenden
Sauerstoffversorgung der Außenzellen eines Tumorzellhaufens ausreicht, jedoch nicht für eine
genügende Versorgung der Zellen im Innern. Auf diese Tatsache zielt unter anderem auch die
Fraktionierung der Gesamtbestrahlung hin. Man erreicht damit, abgesehen von einer besseren
systematischen Schonung des Patienten, auch gewissermaßen eine Abschälung der äußeren
Tumorschichten und das Bloßlegen der inneren. Diese werden dann bis zur folgenden Fraktion
besser mit Sauerstoff versorgt, was zum Bestrahlungszeitpunkt dann wiederum zu einer höheren
Strahlenempfindlichkeit der entsprechenden Tumorbereiche führt. Nichtsdestotrotz sind auch im
Fall des Multi-Margin-Konzepts die eigentlichen Randsäume immer noch von der subjektiven
Einschätzung des Arztes abhängig, obwohl die Dosisdeposition deutlich besser als im
herkömmlichen Fall gesteuert werden kann.
14 – EINLEITUNG UND MOTIVATION
1.2.3.3 Bewegungshemmung
Ein völlig anderer Ansatz, die Tumorposition möglichst exakt zu definieren, ist, die eigentliche
Beweglichkeit im Patienten, die zu der unerwünschten Tumorbeweglichkeit führt, einzudämmen.
Dafür gibt es wieder mehrere Ansätze, die hier aber nur kurz angesprochen werden sollen, weil sie
alle zu einer zumindest unangenehmen Erfahrung während der eigentlichen Bestrahlung für den
Patienten führt und auch für diese Arbeit nicht von Relevanz sind, da sie eher medizinische
Probleme aufwerfen. Die einfachste Methode ist zweifellos der Abdomenstempel, eine Vorrichtung,
die großflächig und unter konstantem Druck auf die Bauchdecke des Patienten gesetzt und dort für
die Planungs-CT-Aufnahme und auch später für die eigentliche Bestrahlung fixiert wird. Dieser
Stempel führt zu einer verminderten Atembewegung im Patienten durch eine Einschränkung der
freien Beweglichkeit des Zwechfells, ist aber deutlich besser für Lebertumorbestrahlungen als für
thorakale Bestrahlungen geeignet, da sich der Thorax bei gesetztem Stempel deutlich stärker hebt
als ohne ihn. Abgesehen davon kann diese Methode bei einigen Patienten Beklemmungszustände
oder ähnliches hervorrufen, ist also nur bedingt geeignet. Eine weitere Methode ist der so genannte
Sauerstoff-Jet[53]. Dafür wird der Patient unter Vollnarkose mit einem speziellen Tubus intubiert, in
dem ein Niedervolt-Hochfrequenz-Pol mitgeführt wird. Der Gegenpol ist weiter oberhalb am Tubus
in der Nähe des Kehlkopfs angebracht, so dass ein geringer Hochfrequenzstrom entlang der
Luftröhre fließt. Zusätzlich wird der Patient über den Intubationstubus nicht mit normaler Luft,
sondern mit einem hochprozentigen Sauerstoff-Gas-Gemisch beatmet, welches nur eine sehr
niedrige Strömungsgeschwindigkeit im Tubus aufweist. Man hat festgestellt, dass die komplette
Atemtätigkeit für eine solche Anordnung unterbunden werden kann, allerdings zulasten der
Herztätigkeit, die eine extrem hohe Frequenz annimmt. Das Herz schlägt dann mit bis zu
200 Schlägen pro Minute, normal sind etwa 60 bis 80. Insofern ist diese Methode a priori absolut
ungeeignet für Patienten, die zum Lungentumor zusätzlich in irgendeiner Form eine
kardiovaskuläre Auffälligkeit zeigen oder entsprechend vorbelastet sind. Weiterhin ist der
Herzschlag an sich eine weitere Quelle für eine folgende Tumorbeweglichkeit, so dass man damit
beispielsweise bei Patienten mit relativ zentralen Tumorlokalisationen kaum einen bis gar keinen
Gewinn bezüglich einer Einschränkung der Tumorbeweglichkeit erzielen kann. Zu alledem stellt
selbstverständlich auch die Vollnarkose ein zusätzliches Risiko für den Patienten dar, so dass man
1.2.3.3 BEWEGUNGSHEMMUNG –
15
insgesamt gesehen in dieser Richtung momentan kaum einen Ansatz vermuten kann, die
Tumorbeweglichkeiten effektiv und gleichzeitig sicher einzuschränken. Weiterhin wurden auch
Versuche angestellt, bei denen die zu bestrahlenden Patienten trainiert wurden, entsprechend einer
in ihrem Sichtfeld vorhandenen zeitlich ablaufenden periodischen Kurve ihre Atmung bewusst zu
steuern. Das setzt aber mindestens eine gewisse Kooperation voraus und die zeitliche Möglichkeit,
den Patienten zu trainieren, was nicht bei jeder Bestrahlungsindikation gegeben ist. Außerdem
wurde bei einigen Patienten festgestellt, dass beispielsweise die Konzentration nachließ und damit
auch die Übereinstimmung der tatsächlich getätigten Atmung mit der vorgegebenen erwünschten
Atemkurve. Die ganze Methode zielt schließlich darauf ab, möglichst lange einen definierten
Atemzustand zu halten und nur in diesem Zeitintervall die Strahlenquelle einzuschalten. Diese
Methode stellt damit eine Art der Vorstufe zu den Triggered bzw. Gated Bestrahlungstechniken
dar. [36],[37],[49]
1.2.3.4 Bewegungsverfolgung bei der Bestrahlung
Ein weiterer Ansatz, die Zielbeweglichkeit zu kompensieren, ist eine Bestrahlungstechnik, bei der
die jeweiligen Einzelstrahlen der inneren Patientenbewegung, also der Zielbewegung nachgeführt
werden. Zu diesem Zweck gibt es einerseits die Möglichkeit, durch Echtzeitblenden- und -MLCKorrekturen stets das Ziel zu treffen, oder andererseits die Beweglichkeit durch Gegenbewegungen
der Patientenlagerung relativ zum Beschleunigerkopf[37],[52] auszugleichen. Zur Steuerung dieser
Ausgleichsbewegungen gibt es zwei Hauptansätze, zum Einen durch die eigentliche Messung des
Atembeweglichkeit während der Planung (zur Bewegungsdefinition) und der Bestrahlung (zur
Bewegungssteuerung) oder zum Anderen durch die Einstellung einer wahrscheinlich erscheinenden
sinusförmigen Bewegung auf das Ausgleichssystem. Für jede dieser Kombinationen ist eine
komplette 4-dimensionale Bestrahlungsplanung nötig. Ebenso ist es offensichtlich, dass eine
pauschale Überlagerung kaum den gewünschten Effekt erzielen wird, auch wenn das im
Experiment mit einem Phantom das ein sinusförmig angetriebenes Ziel enthält durchaus gut
funktioniert. Jedoch müsste selbst bei bester Anpassung der periodischen Ausgleichsfunktion an die
tatsächliche Atemtätigkeit des Patienten das Ergebnis mit Argwohn betrachtet werden, weil das
biologische System sich nie ganz periodisch verhält. Weiterhin stellt sich die Frage nach der
Aufzeichnungsmethode zur Definition der inneren Beweglichkeit. Es gibt Ansätze, die das
Atemströmungsgeschwindigkeit und -richtung mit Hilfe eines Spirometers messen, wohingegen
16 – EINLEITUNG UND MOTIVATION
andere Methoden aus Messungen am Patientenäußeren auf eine innere Beweglichkeit zu schließen
versuchen. Dazu werden inzwischen zum Beispiel Brustgurte angeboten, die mit einem Gas gefüllt
sind, welches bei einer großen Thoraxausdehnung durch die Gurtdehnung eine messbare
Drucksteigerung erfährt. Aufgrund der Messung dieser Druckerhöhung wird eine Funktionskurve
erstellt, die zur Beweglichkeitssteuerung der Ausgleichsbewegung verwendet wird. Eine andere
Methode verwendet Markierungen auf der Körperoberfläche des Patienten, die von einem
Stereokamerasystem erfasst werden und aus deren Bewegung im Raum die innere
Atembeweglichkeit abgeleitet wird. Dabei ist es allerdings stets zu beachten, dass die Messung von
äußeren Beweglichkeiten nie eine absolut sichere Aussage über die Verhältnisse im Inneren des
Patienten zulassen.
Die Triggered und Gated Ansätze sind jedoch grundsätzlich viel versprechend. Um einer
Verwirrung bei der Verwendung dieser Begriffe vorzubeugen, wird hier versucht eine möglichst
klare Abgrenzung vorzunehmen, die für diese Arbeit Gültigkeit haben soll. Es wird versucht,
aufgrund des kombinierten Ansatzes von Korreman et al.[35] diese Trennung zu definieren. Bei der
Triggered- RT soll es sich um ein Bestrahlungsmodell handeln, bei dem die Strahlung jeweils für
einen vorher anhand der 4D-CT-Auswertung und -Planung definierten individuellen Zeitraum
eingeschaltet bleibt, nachdem die Atemkurve eine gewisse Schwelle oder Form einmal erreicht hat,
die einer relativen und definierten Beweglichkeitsamplitude im Zielbereich mit großer
Wahrscheinlichkeit vorangeht. Im Gegensatz dazu wird bei der Gated- RT ein ebenso definiertes
entsprechendes Fenster in der Atemkurve bestimmt, für das im 4D-Planungs-CT eine geringe
Beweglichkeit erkennbar ist. Außerhalb dieses Fenster wird nicht bestrahlt, innerhalb entsprechend
der Bestrahlungsplanungsdefinition schon. Wie schon der Literaturverweis vermuten lässt, wird
häufig eine kombinierte Methode verwendet; jedoch ist es in den meisten Fällen zumindest so, dass
die Benennung etwas willkürlich erscheint. Deswegen ist in der vorliegenden Arbeit meist von
beiden Methoden gleichzeitig die Rede. Die Verwendung dieser Begriffe soll des weiteren wertfrei
bezüglich der Art und Weise der Aufnahmemethode der zu Grunde liegenden Atemkurven
geschehen.
1.2.4 SPEZIELLE PROBLEME DER CT-BILDGEBUNG –
17
1.2.4 Spezielle Probleme der CT-Bildgebung
1.2.4.1 Bewegungsartefakte im CT-Abbild
Auch bei der Bildgebung durch das CT können bereits Fehler und Ungenauigkeiten auftreten, die
beispielsweise auf die Atemtätigkeit des Patienten zurückzuführen sind, oder auf andere unbewusste
innere Beweglichkeiten. Bei der Betrachtung eines Einzelbilds muss immer bedacht werden, dass es
sich einerseits um eine Rekonstruktion aus rotationswinkelabhängigen Einzelschwächungen handelt
und andererseits, dass die gesamte Aufnahmezeit für eine Einzelschicht deutlich höher ist als
beispielsweise für eine Fotografie. Allein aus der Aufnahmezeit ist direkt ersichtlich, dass die
Bildschärfe begrenzt sein muss, wenn bewegte Objekte mit einem CT aufgenommen werden. Zwar
hat sich aufgrund der technischen Entwicklung die maximal mögliche Aufnahmegeschwindigkeit
seit den Anfängen der CT-Bildgebung deutlich erhöht, jedoch dauert die Aufnahme einer
Einzelschicht immer noch Zeiten in der Größenordung von 1 Sekunde. Beim normalen
CT-Abtasten eines Objekts oder Patienten muss stets eine größere Anzahl an Einzelschichten
aufgenommen werden, so dass sich die Beweglichkeit aufgrund der Atemtätigkeit auch auf den
Anschluss benachbarter Schichten auswirkt. Man erhält somit eine Gesamtaufnahme, deren
Einzelbilder an verschiedenen Orten und zu verschiedenen Zeiten konsekutiv aufgenommen
wurden. Diese Grundbedingung trägt ebenfalls zu der Unschärfe im endgültigen CT-Bild bei, weil
bei der Rekonstruktion die Schichten einfach aneinander gefügt werden ohne Atem- oder
Herztätigkeit zu berücksichtigen.[46]
1.2.4.2 Dynamische CT-Aufnahmen (4D-CT)
Ein weiterer Fortschritt bei der CT-Aufnahmetechnik ist die Entwicklung des MultizeilenComputertomographen. Dieser erlaubt die gleichzeitige Aufnahme von mehreren Schichten und
macht so überhaupt erst eine sinnvolle 4-dimensionale CT-Darstellung möglich. Ein 4D-fähiges
Mehrzeiler-CT hat eine maximale Dicke des gleichzeitig abtastbaren Volumens. Diese
Einschränkung rührt daher, dass der Gesamtmasse des rotierenden Aufnahmesystems mechanische
Grenzen gesetzt sind. Dieses Aufnahmesystem enthält die Röntgenröhre und auf der
gegenüberliegenden Seite eine Zeile (beim Mehrzeiler: mehrere) von Halbleiterdetektoren. Die
18 – EINLEITUNG UND MOTIVATION
Detektorzeilen sind dabei auf einem kreisförmigen Bogensegment angeordnet, dessen Mittelpunkt
am Ort der Röntgenquelle liegt. Die verwendete Röntgenröhre sendet ihre Strahlung fächerförmig
in Richtung der Detektoren aus, die sonstigen Raumrichtungen sind abgeschirmt. Außerdem muss
die Kühlung der Röhre sichergestellt sein; dafür werden mehrere Ansätze gleichzeitig angewendet,
eine schnelle Kathodenrotation und ein Flüssigkeitskühlsystem, welches die heiße Kathode nach
dem Elektronenbeschuss und dem Wegrotieren des Brennpunkts wieder herunterkühlt. Die
Stromversorgung aller Bauteile sowie die Signalübertragung von den Detektorzeilen muss über
rundum laufende Schleifkontakte bewerkstelligt werden. Bereits diese Anordnung schränkt die
maximale Rotationsgeschwindigkeit der Aufnahmeeinheit ein, weil deren Gesamtmasse nicht
unerheblich ist, und die Kontaktstellen ihrerseits auch nur eine maximale Schleifgeschwindigkeit
erlauben. Um mit einem solchen Mehrzeilergerät eine 4D-CT-Aufnahme zu erstellen, wird an der
gewünschten Position der Tischvorschub auf Null gesetzt und ein zeitlich begrenzter Dauerscan auf
allen Zeilen durchgeführt. Dabei werden die entstehenden Einzelbilder zuerst zeilenweise
nacheinander, in zweiter Sortierordnung zeitlich nacheinander angeordnet. Da jedes gespeicherte
Einzelbild die Patientenposition – respektive Tischposition – in allen drei Raumrichtungen und
zusätzlich auch den Erstellungszeitpunkt enthält, ist im Nachhinein eine 4-dimensionale
Betrachtung, also eine Beurteilung der Aufnahme an jedem Einzelschichtort zu jeder Aufnahmezeit
möglich.
Zusätzlich sollen noch kurz die Eigenschaften des verwendete Siemens-CTs1 erwähnt werden. Das
Sensation
Open
besitzt
einen
Gantyöffnungsdurchmesser
von
80 cm
und
eine
Gantryrotationsgeschwindigkeit von 1 s-1. Die große Öffnung ist inzwischen ein wichtiges
Merkmal, da ein immer größer werdender Anteil der Patienten eine überdurchschnittliche
Leibesfülle besitzen. Die Beschleunigungsspannung der Röntgenröhre ist stufenweise im Intervall
von 80 bis 140 kV einstellbar. Die zeitliche Auflösung liegt bei den erwähnten 1 s-1, könnte aber
prinzipiell durch den (kostenspieligen) Erwerb von Zusatzoptionen auf bis zu 4 s-1 erhöht werden,
Jedoch sind diese Erhöhungen auch mit einem Qualitätsverlust bei den rekonstruierten Bildern
verbunden, weil dann im schnelleren Fall ein Bild bereits aus einer halben Gantryrotation
rekonstruiert würde. Genaueres zur Funktionsweise von Computertomographen findet sich im
2. Kapitel im entsprechenden Unterabschnitt (2.6.2) zu diesem Thema.[12]
1 SIEMENS Somatom Sensation Open 80, Steuerungssoftware: SIEMENS SynGo, erweiterte Steuerung über:
SIEMENS Coherence Console
1.2.4.2 DYNAMISCHE CT-AUFNAHMEN (4D-CT) –
19
1.2.5 Das ITV-Konzept aus der ICRU 62
Die International Commission on Radiation Units and Measurement (ICRU) bringt in regelmäßigen
Abständen Empfehlungs- und Bewertungsschriften zu verschiedenen Themen heraus, einige sind
insbesondere
für
die
Strahlentherapie
relevant.
Ein
allgemeingültiges
Werk
ist
die
ICRU 62 (Supplement to ICRU Report 50)-Richtlinie [5], [6]. Darin werden unter anderem
Therapiekonzepte für Tumoren vorgestellt und empfohlen, die in bewegtem Umgebungsgewebe
liegen. Dabei zielt diese Richtlinie auf den Versuch ab, möglichst die Bestrahlungsqualität
international einheitlich zu gestalten. Ein besonders für diese Arbeit interessantes Konzept verbirgt
sich hinter dem Kürzel ITV, das sich auf das Internal Target Volume bezieht. Dieses Volumen
beschreibt das normale klinische Zielvolumen (CTV) plus einen zusätzlichen Randsaum, der die
möglichen Bewegungen zwischen den Bestrahlungsterminen und während der Bestrahlungszeit mit
einschließen soll. Somit wird eine tatsächliche Separation der Bewegung des Ziels von den
Lagerungsungenauigkeiten erreicht. Klassisch gab es dafür keine spezielle Vorgabe, so dass jede
Abteilung eine eigene Methode mit jeweils unterschiedlichem Erfolg entwickeln musste.
Gleichzeitig werden in diesem Report auch Empfehlungen für die Dicke von Randsäumen für
Organbefall-Tumorart-Kombinationen geliefert, die auf den gesammelten Einzelerkenntnissen von
vielen Gruppen basieren. Der Ablauf einer solchen Planung wird im Hauptteil genauer behandelt.
Was die Umsetzung dieser Richtlinie betrifft, so werden die Zielvolumendefinitionen im nächsten
Kapitel ausführlicher erläutert. Jedoch wird momentan in der Klinik und Poliklinik für
Strahlentherapie
des
Klinikums
der
Universität
Regensburg
eine
Abwandlung
der
Vorgängerrichtlinie (ICRU 50) verwendet, bei der die Beweglichkeitskomponente nicht als
gesondertes Zielvolumen eingezeichnet wird, aber bei der Randsaumdefinition des CTVs zur
Erstellung des PTVs berücksichtigt wird. Die originale ICRU 62-Definition der Zielgebiete für die
Bestrahlungsplanung sieht aber wie folgt aus:
20 – EINLEITUNG UND MOTIVATION
Abbildung 1.1: Zielvolumendefinition laut ICRU 62
[5],[6],[47]
1.2.6 Effekte der Zielbeweglichkeit auf die Dosisdeposition
Wie bereits bei Bortfeld et al.[16] beschrieben wurde, ist die Dosisdeposition von bestrahlten,
bewegten Zielvolumina nicht dermaßen gleichmäßig, wie sie im statischen Planungsfall im
Therapieplanungssystem aussieht. Vielmehr wird eine "verwischte" Dosisdeposition am und um
den eigentlichen Zielort erreicht, abhängig von der eigentlichen Zielbeweglichkeit. Gleichzeitig
ergibt die, relativ zur Periodendauer der Beweglichkeit lange Bestrahlungszeit, eben nur dieses
Verwischen und keine einseitige Über- oder Unterdosierung. Das heißt, dass man auf bewegte Ziele
– mit entsprechendem Randsaum geplant – durchaus auch eine IMRT anwenden könnte. Jedoch
stellt sich wieder die Frage, ob der Gewinn an Dosiskonformität derart groß ist, dass sich der
Aufwand für die Anwendung dieser Präzisionsmethode im Vergleich zu einer normalen
Bestrahlung mit abschätzbar gutem Ergebnis tatsächlich lohnt. Auch können Bewegungsartefakte
im Einzelfall die ganze Planung unbemerkt durcheinanderbringen. Insofern erfordert jegliche
Bestrahlung von bewegten Zielen jedenfalls eine besonders genaue Randsaumdefinition, die
möglichst den ganzen Tumor zu jeder Zeit mit Bestrahlungsdosis abzudecken versucht.
Kapitel 2
Material und Methoden
2.1
Derzeitiger
Ablauf
einer
Thoraxbestrahlung
als
Extrakranielle
Stereotaktische Radiotherapie (ESRT)
Der derzeitige Ablauf einer thorakalen Bestrahlung mit hochenergetischen Photonenfeldern erfolgt
nach folgendem Schema:
•
Planungscomputertomographie des Patienten im Lungenbereich
•
Bestrahlungsplanung
•
stereotaktische Bestrahlung
Bei der Aufnahme der Planungscomputertomographie (Planungs-CT) wird der Patient in eine
individuell angeformte Vakuummatratze gebettet, die dann für weitere Computertomographien und
für die eigentliche Bestrahlung verwendet wird, um eine möglichst genaue Patientenlagerung
sicherzustellen. Üblicherweise werden Vakuummatrazen in der Notfallmedizin eingesetzt. Sie
bestehen aus einer extrem strapazierfähigen PVC-Hülle, die luftdicht verschlossen ist und ein nicht
aufgeschäumtes Polystyrolgranulat enthält. Über ein Ventil kann die enthaltene Luft abgesaugt
werden, so dass sich die Granulatkörner aufgrund der großen Gesamtoberfläche gegenseitig
stabilisieren und eine feste Form entsteht. Wird die Form nicht mehr benötigt, wird das Ventil
einfach wieder geöffnet, und durch den Druckausgleich ist den Körnern wieder eine relativ freie
Bewegung möglich. Durch die verwendeten Materialien ist eine sehr gute Durchlässigkeit für
21
22 – MATERIAL UND METHODEN
Röntgen- und Gammastrahlung gewährleistet, d.h. die Matratze kann problemlos für CT und
Bestrahlung als Lagerungshilfe verwendet werden. Das Planungs-CT wird mit einer Schichtdicke
von
5mm
als
Spiralcomputertomographie
unter
Verwendung
des
Protokols
"Thorax_Erwachsener_(5mm)" bzw. bei Kindern "Thorax_Individuell_(5mm)" aufgenommen.
Die Bestrahlungsplanung erfolgt mit dem Therapieplanungssystem (TPS) Oncentra MasterPlan
(OTP). Das TPS wird verwendet, um einerseits eine optimale Photonenfelderanordnung bezüglich
der Winkel der Gantry des Linearbeschleunigers, des Multilamellenkollimator (MLC) am Kopf des
Linearbeschleunigers und des Patientenlagerungstisches einzugeben, andererseits um die
Feldanzahl, Feldform mit dem MLC, Photonenenergie und die Fraktionierung der Bestrahlung
bezüglich der vom Arzt verschriebenen Dosis zu bestimmen. Außerdem wird mit dem TPS die
Dosisverteilung
aufgrund
der
Bestrahlungsanordnung
und
unter
Zugrundelegung
der
Patientenaufnahmen mittels eines auswählbaren Dosisberechnungsalgorithmus ermittelt. Diese
Dosisberechnug wird dann vom TPS direkt in Monitoreinheiten des Beschleunigers (MU) pro
Einzeleinstrahlrichtung umgerechnet. Die MU sind bei den Beschleunigern der Strahlentherapie des
Klinikms der Universität Regensburg auf eine Standarddosis, nämlich
100 MU=1 Gy ϱ=1
kg
 ∣D
m3
Max ,Zentralstrahl
(2.1)
geeicht. Dabei ist der Dichtezusatz so zu verstehen, dass die Kalibrierungsmessung mit einer
Feldgröße in Isozentrumsabstand von 10 cm·10 cm im wasseräquivalenten Plattenphantom
durchgeführt und dabei in der energietypischen Maximumstiefe im Zentrum des Strahls dieses
Dosisäquivalent (2.1) eingestellt wird. Diese Beschleunigerkalibrierung wird im Rahmen der
Qualitätssicherung überprüft, da die radiotherapeutische Dosisgabe mit einem Linearbeschleuniger
dem Medizinproduktegesetz (MPG) unterliegt. Diese Qualitätssicherungsmaßnamen finden in
jeweils unterschiedlichem Umfang arbeitstäglich, wöchentlich, viertel-, halb- und ganzjährlich statt,
so dass eine kontinuierlich gleiche Dosisgabe von dieser Seite sichergestellt werden kann.
Bei der Bestrahlungsplanung im TPS wird normalerweise im Planungs-CT der thorakale Tumor
vom Arzt als GTV (Gross Tumor Volume) eingezeichnet. Darauf wird ein Randsaum, der eine,
phänomenologisch aus der allgemeinen anatomischen Tumorlage, und aus der Patientenanatomie zu
erwartende Dicke in entsprechende Raumrichtungen aufweist, dazu gegeben und dann als CTV
(Clinical Target Volume) abgespeichert. Dieser Rand soll die Tumorbeweglichkeit aufgrund der
Lagerungsungenauigkeit und der intrafraktionellen Beweglichkeit kompensieren. In manchen
Fällen soll damit dann auch gleich die interfraktionelle Beweglichkeit, also beispielsweise die durch
2.1 DERZEITIGER ABLAUF EINER THORAXBESTRAHLUNG ALS EXTRAKRANIELLE STEREOTAKTISCHE RADIOTHERAPIE (ESRT) –
23
die Atemtätigkeit des Patienten hervorgerufenen Tumorbewegungen, ausgeglichen werden. Dieses
Vorgehen wird dann angewandt, wenn der behandelnde Arzt die Beweglichkeit des Tumors
aufgrund seiner Lage und Größe für eher gering hält. Ansonsten wird ein weiterer Randsaum zum
CTV hinzugefügt, welcher die maximale Amplitude der Tumorbeweglichkeit während der
einzelnen Bestrahlungsfraktionen umschließen soll. Weil sich innerhalb dieses Randsaums der
Tumor nur mit einer kleinen Wahrscheinlichkeit am äußeren Rand befindet, wird der bei diesem
Schritt – als PTV hinzugefügte – Randsaum mit einer Dosisvorgabe von 60 % bis 70 % der
Gesamtdosis bedacht, um gleichzeitig gesundes Gewebe zu schonen. Es gilt dabei innerhalb des so
gewonnenen PTVs, dass die Dosis dort mindestens diesen Anteil der Gesamtdosisgabe erreichen
muss. Dabei wird üblicherweise eine Gesamtdosis von 60 Gy vorgegeben, die in 3 Fraktionen
bestrahlt werden soll.[1],[2],[3]
2.2 Dosisberechnungsalgorithmen
2.2.1 Der Pencil-Beam-Algorithmus
Der Pencil-Beam-Algorithmus (wörtlich: "Nadelstrahlalgorithmus") verwendet eine Menge
ebensolcher einzelner Nadelstrahlen, um die Dosisdeposition im Patienten zu simulieren. Dabei
wird eine Primärquellenfluenz des Strahlerkopfes als Amplitude der finiten Einzelstrahlen
angewendet. Im Verlauf des Strahlengangs wird die Dosisdeposition als äquivalent zur
Strahlschwächung aufgrund einer im Wegintervall ds durchlaufenen durchschnittlichen Dichte
angenommen. Die jeweiligen Voxeldichten des Patienten-CT-Bildes werden aus einer stückweise
linearen Hounsfield-Dichte-Kalibration gewonnen:
{
−0,0081,033⋅H'
ϱ H' = 0,1080,904⋅H'
0,3300,685⋅H'
0,5800,580⋅H'
wobei H' definiert ist als:
H' =1
H
1000
} {
H ' 0,895
0,895
H' 1,100
∀ H' :
1,10H' 2,381
2,381H '
}
(2.2)
24 – MATERIAL UND METHODEN
Bereits aus der Nadelstrahlform der Elementarstrahlen ist direkt ersichtlich, dass der Algorithmus
ziemlich fehlerbelastet sein muss. Zum Einen fehlt gänzlich die Berücksichtigung einer eventuellen
lateralen Streuung, zum Anderen ist der Zusammenhang zwischen Schwächung von
Röntgenstrahlung und verursachender Dichte nicht linear, auch wenn im Dichtebereich des
menschlichen Körpers aufgrund des geringen Dichteintervalls aller vorkommenden Einzeldichten
fast eine Linearität zu beobachten ist. Der Effekt beim Vergleich von berechneter zu gemessener
Dosisverteilung ist besonders an den Feldkanten zu bemerken. Die deutlich unterschätzte
Lateralstreuung führt in der Realität zu einer erheblich weicheren Feldkante, als der
Pencil-Beam-Algorithmus berechnet hat.
2.2.2 Der Collapsed-Cone-Algorithmus
Der Collapsed-Cone-Algorithmus wird auch Konvolutionskernelalgorithmus genannt und stellt eine
deutliche Verbesserung zum Pencil-Beam-Algorithmus dar, insofern er auf einer anderen finiten
Elementstrahlform basiert, die bei der Dosisberechnung zu einer deutlich eher der Realität
entsprechenden
Relativdosisverteilung
führt.
Es
werden
zwar
weiterhin
die
finiten
Elementarstrahlen als gegeben hingenommen und auch die Dichte-Hounsfield-Konversion (2.2)
bleibt erhalten, jedoch entspricht die Form keineswegs mehr der von Nadelstrahlen. Es wird
vielmehr eine "Keulenform" der Elementarstrahlen angenommen. Dem "Griff" dieser "Keule"
kommt dabei die Funktion der einzelnen Elemtentarstrahlenquelle zu. Das bedeutet, dass im
Gegensatz zum Pencil-Beam-Algorithmus auch ein geringer lateraler Dosisdepositionsanteil bereits
bei der verwendeten Elementarstrahlform berücksichtigt wird. Die Keule wird dann als Ganzes in
ihrer Länge und in ihrem Durchmesser stückweise linear skaliert, entsprechend der
Durchschnittsdichte
des
passierten
Volumenelements.
Durch
die
rotationssymmetrische
Ausdehnung eines solchen Elementarstrahls wird auch die laterale Streuung berücksichtigt. Die
auftretenden Probleme des Collapsed-Cone-Algorithmus rühren von dieser linearen Skalierung und
der Problematik der tatsächlich angenommenen Größe des lateralen Anteils der Elementarstrahlen
her. Was diesen Anteil betrifft, so ist der Zusammenhang der lateralen Sekundärteilchenstreuung
keineswegs linear zur Dichte des entsprechenden Volumenelements. Der offensichtliche Nachteil
des Collapsed-Cone-Algorithmus ist, dass eine deutlich längere Rechenzeit zur Dosisberechnung
benötigt wird als bei der Verwendung des Pencil-Beam-Algorithmus. Aufgrund der Einschränkung
2.2.2 DER COLLAPSED-CONE-ALGORITHMUS –
25
bei der Rechenzeit findet der Collapsed-Cone-Algorithmus nur dann seine Anwendung im
Therapieplanungssystem, wenn ein Bestrahlungsplan entweder genau nachgerechnet werden soll
oder es sich um ein Bestrahlungsziel in niedriger Dichteumgebung handelt, weil dort die Effekte der
lateralen Streuung besonders hoch sind. Insofern werden Bestrahlungspläne für Ziele im
Thoraxbereich ausschließlich unter Zuhilfenahme dieses Algorithmus erstellt. Ansonsten ist man
bereit, die auftretenden Fehler des Pencil-Beam-Algorithmus für eine etwas unrealistischere
Relativdosisdarstellung in Kauf zu nehmen, wobei ja dessen Fehler bekannt sind, und man sich
durch seine Verwendung einen erheblichen Vorteil bei der Rechenzeit verschafft. Trotz allem ist
der Collapsed-Cone-Algorithmus aber der genauere Algorithmus.
2.2.3 Monte-Carlo-Algorithmus XVMC
Um eine möglichst realistische Darstellung der relativen Dosisverteilung in der Patientengeometrie
zu erreichen, wurde von Iwan Kawrakow und Matthias Fippel zuerst ein Monte-Carlo-Code
entwickelt, der den Elektronentransport simulieren sollte (VMC). Dabei wurden zur
Geschwindigkeitsverbesserung bei der benötigten Rechenzeit im Vergleich zu einem universellen
Monte-Carlo-Code für den Teilchentransport die Annahmen gemacht, dass die Dichten der
durchlaufenen Volumenelemente im Dichtebereich von menschlichem Gewebe sei und dass die
kinetische Anfangsenergie der Elektronen zwischen 3 MeV und 30 MeV liegen darf. Weiterhin
bleibt
auch
hier
die
Dichte-Hounsfield-Kalibration
aus
Gleichung (2.2)
erhalten.
Die
vereinfachenden Annahmen entsprechen den realen Vorgaben einer klinisch relevanten
Patientenbestrahlungskonfiguration. So liegen beispielsweise die Elektronenenergien, die an den
PRIMUS-Linearbeschleunigern2
Universitätsklinikums
der
Regensburg
Klinik
möglich
und
sind,
Poliklinik
zwischen
für
Strahlentherapie
6 MeV
und
21 MeV.
des
Die
Einschränkungen des Dichtebereichs basieren auf der Annahme, dass nur ein vernachlässigbar
geringer Anteil des menschlichen Gewebes aus Elementen mit einer hohen Nukleonenzahl Z
besteht, und somit eben dieses, für Wechselwirkungen zwischen Atomkernen und einem
passierenden Elektron relevante Z, eine gewisse Wahrscheinlichkeitsabschätzung der möglichen
eintretenden Wechselwirkungen zulässt. Dieser voxelbasierte Monte-Carlo-Algorithmus wurde
verifiziert,
und
es
2 Siemens PRIMUS®
konnten
nur
sehr
geringe
Abweichungen
zu
einem
universellen
26 – MATERIAL UND METHODEN
Monte-Carlo-Code zur Simulation des Teilchentransports bei einer extremen Steigerung der
Rechengeschwindigkeit festgestellt werden.[7],[8],[10],
Dieser voxelbasierte Monte-Carlo-Dosisberechnungsalgorithmus für den Elektronentransport wurde
später von Matthias Fippel noch erweitert, um auch den Photonentransport und daraus resultierende
Sekundärteilchentransporte und deren Dosisdeposition simulieren zu können. Dieser Schritt war
deswegen erforderlich, weil die Wechselwirkung von Elektronen mit menschlichem Gewebe
ungefähr um den Faktor 100 höher ist als die von Photonen, und somit für eine hinreichende
statistische Genauigkeit auch entsprechend mehr Primärteilchenhistories berücksichtigt werden
müssen. Der entstandene Algorithmus, XVMC genannt, kann also daraufhin mit einem deutlichen
Geschwindigkeitsvorteil die deponierte Dosis aufgrund von Photoneneneinstrahlung simulieren.
Selbstverständlich gelten die gleichen Dichteeinschränkungen wie auch für den VMC-Code. Um
die Einschränkungen für die maximale und minimale Sekundärelektronenenergie einhalten zu
können,
wurde
die
Photonenenergie
auf
ein
Spektrum
von
0,25 MV
bis
30 MV
Beschleunigungsspannung beschränkt. Die 0,25 MV stellen die standardmäßige Unterkante des
Simulationsspektrums dar, das heißt die simulierten Photonen deponieren ihre gesamte kinetische
Energie, sobald sie nur noch höchsten diese 0,25 MeV besitzen, am aktuellen Ort. Ebenso werden
jetzt auch Elektronen, deren kinetische Energie diesen Wert unterschreitet, am aktuellen Ort ihren
Energierest als Dosis deponieren. Zusätzlich wurde eine weitere Optimierung des Codes zur
Geschwindigkeitsverbesserung implementiert. Der eigentliche Geschwindigkeitsvorteil gegenüber
herkömmlicher Monte-Carlo-Simulationen resultiert aber aus der Art und Weise der
Dosisberechnung. Wegen der Ähnlichkeit von menschlichen Geweben zu Wasser wird zuerst die
Primärpatikelhistory in einem homogenen Wasservolumen simuliert, ohne dass wie sonst üblich
beim Passieren der Voxelgrenzen neu gewürfelt werden muss. Diese erste Simulation wird
anschließend auf die physikalischen Einzeldichten der im Primärstrahlengang liegenden
Einzelvoxel skaliert, wobei eben nicht mehr nach jeder Voxelgrenze neu gewürfelt werden muss.
Außerdem werden die im Wasservolumen berechneten Primärhistories zwischengespeichert und
wiederverwendet, wenn vom selben Ort erneut ein Primärteilchen starten soll. Die Verteilung dieser
dosiserzeugenden Primärteilchenhistories sind dabei aber keinesfalls mit den Primärphotonen des
Beschleungerstrahlerkopfes zu verwechseln. Die Beschleunigerkopfmodellierung VEFM definiert
eine räumliche und energetische Verteilung aufgrund der VEFM-eigenen Parameter und den
Blenden- und MLC-Einstellungen, die von der Dose Engine als Primärteilchenstartpunkte und
-energien interpretiert werden.[4],[7],[8],[9],[10]
2.2.3 MONTE-CARLO-ALGORITHMUS XVMC –
27
2.3 Untersuchte Möglichkeiten zur Verbesserung der Genauigkeit bei der
Bestrahlung von Lungentumoren
2.3.1 Bei der Bestrahlungsplanung durch verbesserte Zielvolumendefinition
Zur Begutachtung der 4-dimensionalen Computertomographieaufzeichnungen (4D-CT) wurden
verschiedene Softwarewerkzeuge in C++ erstellt. Dabei wurden zuerst die DICOM-Informationen
aus den Einzelbildern ausgelesen, um eine Sortierung nach gewissen Aspekten zu ermöglichen. Es
wurde die GNU C++ Compilerumgebung verwendet (v3.3.5, GPL), in die zusätzlich Pakete und
Bibliotheken von Qt (v3.3.5-Non_Commercial (GPL), Trolltech, Abk.: Qt) und vom DICOMToolkit (v3.5.1 (GPL), Offis GmbH, Abk.: DcmTk) eingebunden wurden. Qt wurde zur
Programmiervereinfachung verwendet und um einige Erleichterungen beim Dateizugriff zu
erreichen, DcmTk für die Interaktionen mit DICOM-Dateien.3
Zuerst wird nach Patientenname (PatientsName), Erfassungsnummer des Patienten (PatientID) und
dem Datum der Aufnahme (AcquisitionDate) vorsortiert, um sicherzustellen, dass es sich um
Aufnahmen in der selben Lagerung handelt. Im Rahmen dieser Vorsortierung wird auch über eine
Plausibilitätsprüfung des DICOM-Tags SOPClassUID abgeklärt, ob es sich bei der aktuellen Datei
um ein DICOM-Bild handelt; das bedeutet, es wird ein Vergleich mit einem DcmTk-UID
durchgeführt.
Der nächste Schritt ist eine Sortierung nach Studie (StudyID) und Serie (SeriesNumber) der
einzelnen
Bilder,
die
entsprechend
der
jeweiligen
Inhalte
dieser
Feldbezeichner
in
Unterverzeichnisse verschoben werden. Dort werden danach jeweils in nachfolgender Instanz
entsprechend der anschließenden Sortierschritte weitere Unterverzeichnisse erstellt, in die die
Bilddateien
nach
Zeit
der
Aufnahme (AcquisistionTime)
plus
Datum
der
Aufnahme
(AcquisitionDate) kopiert werden. Gleichzeitig wird auch entsprechend der z-Position der Schicht
(ImagePositionPatient[3]) eine Kopie der Datei in einem Unterverzeichnis dieses Namens abgelegt.
Es ist zu beachten, dass die Koordinatensystem für CT und Planungssystem sich von dem
unterscheiden, welches für das VEFM-Strahlerkopfmodell verwendet wird. Im Fall des CTs ist die
3 Eine anwendungsrelevante Beschreibung des erstellten IGART-Toolkits findet sich in Anhang B.
28 – MATERIAL UND METHODEN
z-Position gleichbedeutend mit dem Tischvorschub.
Nachdem diese vorbereitenden Teilschritte erfolgt sind, beginnt der als Indizierung bezeichnete
Vorgang, bei dem das Folgende durchgeführt wird. An jeder Einzel-z-Position wird zuerst die
Pixelsumme der Einzelbilder erzeugt und in einem entsprechenden Array der Bildgröße abgelegt.
Dabei wird auch die Anzahl der Bilder pro z-Position erfasst. Anschließend wird eine
Renormierung dieses Summenbildes vorgenommen, damit die Grauwerte wieder innerhalb der
sinnvollen Hounsfield-Einheiten-Skala entsprechend ihrer tatsächlichen Dichte sind. Dabei ist
dieses Bild bereits keine tatsächliche Dichteinterpretation der urspünglichen Patientenaufnahme
mehr, da aufgrund der Beweglichkeiten innerhalb des Patienten während der Gesamtaufnahmezeit
einzelne Bereiche örtliche Verschiebungen aufweisen. Somit kann man dieses Bild als eine
Dichtewahrscheinlichkeit für jeden Einzelbildpunkt ansehen. Diese Aufsummierung ist auch gerade
deswegen möglich, weil bei der DICOM-Erstellung im CT-System nicht die tatsächlichen
Hounsfieldeinheiten abgespeichert werden, sondern die Werte des Intervalls [-1024;3071] um 1024
erhöht abgespeichert sind, und man so eine lineare Skalierung zu den Ursprungswerten bei
gleichzeitig ausschließlich positiven Endwerten hat. Für das Summenbild mit den Pixelindices ij
aller Einzelaufnahmezeiten t gilt also:
S ij  z ,t =∑ t P ij  t ∣z
(2.3)
Das renormierte Summenbild entsteht aus dem Summenbild und der Zahl der Bilder n an dieser
z-Position mittels:
1
S ij  z = ⋅S  z 
n
(2.4)
Im nun folgenden Schritt wird pixelweise die Differenz von jedem Einzelbild zu diesem
renormierten Summenbild gebildet und wieder in einem entsprechend den Bilddimensionen
angelegten Array zwischengespeichert. Es gilt also für die Differenzbilder:
D ij  z , t = P ij  t ∣z −S ij  z 
(2.5)
Der Sinn dieser Differenzbilder bestand urspünglich darin, die Einzelbeweglichenkeiten qualitativ
sichtbar zu machen. Dabei ist im Differenzbild ein positiver Pixelwert als Vorhandensein einer
größeren Dichte (i.e. Hounsfieldeinheit) an diesem Punkt im Einzelbild zu verstehen. Die
ursprüngliche Idee zur Verwendung des Differenzbildes bestand darin, das Pixelquadrat der
Einzelpixel pro Differenzbild aufzusummieren und daraus einen skalaren Wert zu extrahieren, der
2.3.1 BEI DER BESTRAHLUNGSPLANUNG DURCH VERBESSERTE ZIELVOLUMENDEFINITION –
29
eine quantitative Aussage über die Einzelbeweglichkeit innerhalb des zugehörigen Einzelbildes an
dieser z-Position gegen eine angenommene Mittellage an ebendieser z-Position zulässt. Das ist
deshalb eine zulässige Annahme, weil sämtliche Beweglichkeit im Einzelbild ausschließlich von
der inneren Patientenbeweglichkeit stammt; schließlich ist ja die Lagerung in allen Einzelbildern
identisch. Die Motivation bei dieser Annahme war, dass vielleicht weiterführend die Atemtätigkeit
als Kurve über die Aufnahmezeit ohne weitere Hilfsmittel extrahiert werden könnte. Leider stellte
sich bei genauerer Betrachtung heraus, dass zwar eine tendenziell periodische Abbildung gefunden
wird, jedoch die Periode im Vergleich zu den verursachenden Funktionswerten viel zu klein war.
Das ist auch nicht weiter verwunderlich, weil die Atemfrequenz in Ruhe beim Erwachsenen bei ca.
12 bis 15 min-1 liegt, was 0,20 bis 0,25 Hz entspricht. Diese Frequenz kann bei einer
Beeinträchtigung der Atmungsorgane – also beispielsweise beim Vorhandensein eines
Lungentumors – leicht noch weiter ansteigen Bei einer zeitlichen Auflösung von 1 Hz liefert das im
günstigsten Fall 5 Stützstellen pro Periode. Insbesondere kann bei dieser Methode keinerlei
Aussage über den Atemzyklus gemacht werden, weil kein Zusammenhang des Index' zwischen
einer hohen Abweichung gegen die Mittellage und dem Ein- oder Ausatemzustand erkennbar ist.
Schließlich wird das Summenbild ja als Mittellage angenommen, was seinerseits aber wiederum nur
der Durchschnitt der aufgenommenen Bilder und der während der Aufnahmezeit durchlaufenen
Atemlagen ist. Zusätzlich zum beschriebenen Effekt kommen noch weitere störende Bewegungen
im Einzelbild dazu, deren Gewebeverschiebungseffekt von ähnlicher Größenordnung ist. Das
Offensichtlichste ist dabei die Pumpbewegung des Herzens, die gerade in Lungenschichten
ebenfalls aufgezeichnet wird. Trotz allem war im untersuchten Einzelfall zumindest erkennbar, dass
die zeitliche Entwicklung dieses Bildindexes auch mit den jeweiligen Entwicklungen der zeitlich
vergleichbaren Indices der Nachbarschichten qualitativ einen grob ähnlichen Verlauf aufweist.
Für einen sinnvollen Einsatz bei der Bestrahlungsplanung reicht das renormierte Summenbild
aufgrund der enthaltenen Informationen theoretisch aus; da alle Atemlagen im 20sekündigen
Aufnahmezeitraum
sogar
mehrfach
enthalten
sind.
Damit
sind
prinzipiell
auch
alle
4D-Informationen über die Beweglichkeit aus den enthaltenen Einzelbildern enthalten. Es stellt sich
jedoch im praktischen Einsatz ein Problem dar, welches die Verwendung ebendieser Information
aus dem modifizierten Summenbild in der Therapieplanung unmöglich macht. Ein Lungentumor
hat naturgemäß zwar eine höhere Dichte als das umgebende Lungengewebe und damit auch
durchschnittlich eine deutlich höhere Hounsfieldeinheit in seinen abbildenden Einzelpixeln. Jedoch
wird
im
Summenbild
aufgrund
Wahrscheinlichkeitsverteilungseffekt
der
erzielt,
Überlagerung
der
das
und
Tumorgebiet
Renormierung
in
der
ein
einzelnen
30 – MATERIAL UND METHODEN
Schichtaufnahme nur noch verschwommen erkennen lässt. Zur Verdeutlichung nehme man aus den
Bildern die gleiche Zeile, die durch den Tumor geht, einerseits aus dem renormierten Summenbild
und andererseits aus der zugehörigen Schicht des originalen Planungs-CTs. Die Pixelwerte dieser
Zeile stelle man nun graphisch als Diagramm gegen die zugehörigen Pixelpositionen dar. Dabei
kann man im Summenbild am Tumorrand erkennen, wie die Grauwerte der Einzelpixel gegen den
Grauwert des umgebenden Lungengewebes ähnlich einer Gausskurve abfallen. Dieser Effekt beruht
auf der enthaltenen Wahrscheinlichkeitssaussage des renormierten Summenbildes, ist aber vom
anatomisch-morphologischen Standpunkt bei der Bildbetrachtung zur Konturierung nicht
auswertbar. Deshalb wird nun eine Verbesserung der Kantenschärfe von Objekten, die sich während
der Gesamtaufnahmezeit in der Lunge bewegt haben, im renormierten Summenbild benötigt. Um
das zu erreichen, wird das modifizierte Summenbild eingeführt. Es wird aus dem renormierten
Summenbild und aus der Summe der einzelnen Differenzbilder nach folgender Vorgabe erstellt:
{
}
S ij  t = S ij  t 2⋅∑t D ij  z , t ∣z ∀ D ij  z ,t ∣z ≥0
S ij  t 
sonst
(2.6)
Dabei wird berücksichtigt, dass die verwendeten Differenzbilder an einer beliebigen Pixelposition ij
einen positiven Wert haben, falls ein Objekt größerer Dichte als seine Umgebung an dieser Position
zu dieser Zeit vorhanden ist. Deswegen wird auch nur der positive Anteil der Differenzbilder zum
renormierten Summenbild addiert. Der Faktor 2 vor der Summe soll den Wegfall des negativen
Anteils der Differenzbilder kompensieren. Der wäre eigentlich erforderlich, um das gesamte
Volumen der erhöhten Dichte abzubilden, liefert aber zu seinem Einzelzeitpunkt den falschen
Beitrag zum Gesamtbild. Denn der negative Anteil der Differenzbilder beschreibt das
Nichtvorhandensein einer höheren Dichte als der Umgebungsdichte an der Pixelposition ij. Da aber
für die Kantenschärfung im modifizierten Summenbild nur das Vorhandensein des Tumors an einer
Position zählt, und der Tumor eben eine höhere Dichte hat als das umgebende Lungengewebe, darf
ausschließlich der positive Anteil des Differenzbildes Verwendung finden.
Am Beispiel eines realen Patienten mit Lungentumor soll anhand von Abbildungen verdeutlicht
werden, inwiefern sich die Möglichkeiten zur Zieldefinition aufgrund der Verwendung des
modifizierten Summenbildes verbessern lassen. Dabei muss allerdings beachtet werden, dass dieser
Ansatz darauf abzielt, lieber die unnötige Bestrahlung gesunden Gewebes in Kauf zu nehmen, als
auch nur den kleinsten Teil des Tumors zu irgendeinem Zeitpunkt der normalen Atemtätigkeit zu
verschonen. Bei dem Beispielpatienten wurde ein Lungenkarzinom im rechten Lungenflügel (im
2.3.1 BEI DER BESTRAHLUNGSPLANUNG DURCH VERBESSERTE ZIELVOLUMENDEFINITION –
31
Bild links oben) diagnostiziert; die Position des Tumors befindet sich frontal direkt am Übergang zu
den Rippen. Von einem Befall von Lungen- und Rippenfell ist wahrscheinlich auszugehen. Zuerst
wird hier ein Bild aus dem originalen Planungs-CT gezeigt, welches als Vergleichsgrundlage für
die nachfolgenden Bilder fungieren soll. Es gibt dabei leider keine exakte Übereinstimmung der
z-Positionen, weil Planungs-CT und 4D-CT mit unterschiedlichen Schichtabständen aufgenommen
wurden, wobei die Einzelschichten nirgendwo im interessanten Zielbereich zusammenfallen. Es
wurde also das am nächsten liegende Bild aus dem Planungs-CT zum Vergleich mit den weiteren
Bildern herangezogen:
Abbildung 2.1: Schicht aus dem normalen Planungs-CT (z: -0,5 mm)
Hier ist jetzt ein vergrößerter Ausschnitt des Tumors zu sehen, wie er im Planungs-CT erscheint:
Abbildung 2.1a: Ausschnitt und Vergrößerung von Abb.2.1
Als nächstes folgt das normale Summenbild, in dem man kaum eine auffällige Veränderung
feststellen kann, außer vielleicht einer gewissen Unschärfe:
32 – MATERIAL UND METHODEN
Abbildung 2.2: Summenbild aus dem 4D-CT, örtlich nächstes (z: -0,0 mm)
Und auch hier folgt wieder die Vergrößerung des relevanten Ausschnitts:
Abbildung 2.2a: Ausschnitt und Vergrößerung von Abb.2.2
Anschließend kann man hier in der Abbildung der positiven Differenzbildanteile erkennen, an
welchen Orten sich der Tumor auch noch aufgehalten hat und wo sich sonst dichtere Objekte in
weniger dichte Umgebungen verschoben haben:
Abbildung 2.3: positiver Anteil der Summe der Differenzbilder (z: -0,0 mm)
2.3.1 BEI DER BESTRAHLUNGSPLANUNG DURCH VERBESSERTE ZIELVOLUMENDEFINITION –
33
Dazu folgt auch ein vergrößerter Ausschnitt vom Tumor:
Abbildung 2.3a: Ausschnitt und Vergrößerung von Abb.2.3 (z: -0,0 mm)
Und schließlich nun das modifizierte Summenbild, in dem der Tumor mitsamt seiner Bewegung
während der normalen Atemtätigkeit zu sehen ist:
Abbildung 2.4: modifiziertes Summenbild
Und bei entsprechender Vergrößerung des bekannten Ausschnitts sieht man die verbesserte
Randschärfung:
Abbildung 2.4a: Ausschnitt und Vergrößerung von Abb.2.4
34 – MATERIAL UND METHODEN
Für die gezeigten Bilder wurde übrigens immer die gleiche Grauwertfensterung verwendet, soweit
das möglich war.
Zur endgültigen Nutzung der gesamten modifizierten Summenbilder wird ein Export der
gewonnenen Daten ins DICOM-Format vorgenommen. Damit lässt sich im TPS eine CT-Serie
importieren, die diese Bilder mit Pixelwerten im entsprechend sinnvollen Hounsfieldintervall
enthält und somit für die Zieldefinition in der Bestrahlungsplanung verwendet werden kann.
Obwohl nun allerdings diese 3D-Serie im TPS wie eine normale CT-Serie erscheint, darf der
Benutzer
mit
diesem
Stapel
ausschließlich
die
Konturendefinition
vornehmen,
eine
Dosisberechnung unter Zugrundelegung dieser Serie würde aber jedenfalls eine falsche
Dosisverteilung liefern, da bei der Erstellung der Serie willkürlich die Dichten der Bildpunkte
verändert wurden. Deshalb wurden die DICOM-Dateien dieser Serie mit der Studienbeschreibung
(StudyDescription) und der Serienprozedurbeschreibung (RequestedProcedureDescription) "Virtual
Contouring Series" versehen. Daran kann der Benutzer beim Importieren erkennen, dass es sich um
keine gewöhnliche CT-Serie handelt; weiterhin wird diese Serie dadurch immer als zu einer
zusätzlichen Studie gehörend, bezüglich der sonstigen echten CT-Serien, angezeigt. Eine weitere
Veränderung bei der DICOM-Modifikation ist, dass Aufnahmedatum und -uhrzeit auf den
Exportzeitpunkt gesetzt werden. Zusätzlich werden alle sortierten und exportierten Serien mit der
aus
dem
originalen
Planungs-CT
stammenden
Rahmenbezugsidentifizierung
(FrameOfReferenceUID) versehen, was im TPS dazu führt, dass die einzelnen Serien bereits als
Identität registriert sind, und die eingezeichneten ROIs direkt von einer auf die andere Serie kopiert
werden können.
Der nächste unternommene Schritt im TPS war, die gewonnenen Bildserien in einen neuen Fall zu
importieren. Im Modul Registration des Planungssystems kann man dabei sehr anschaulich mit
verschiedenen Werkzeugen den Serienvergleich von registrierten Serien darstellen. Dabei waren
bereits qualitativ die ersten Unterschiede zwischen dem originalen Planungs-CT und der
modifizierten Summenserie zu sehen. Jetzt wurde analog zum ursprünglichen Bestrahlungsplan des
Patienten eine Planung vorgenommen. Jedoch mussten dabei verschiedene Unterschiede beachtet
werden. Als erstes wird die Zielvolumen- und die Risikoorgandefinition mit der modifizierten
Summenserie vorgenommen. Anschließend wurden die gewonnenen ROIs kopiert und an das
Original-Planungs-CT angehängt. Anders lassen sich die definierten Strukturen nicht so ohne
weiteres auf die jeweils andere Serie übertragen, weil ansonsten vom TPS zu viele Diskrepanzen
zur Zielserie festgestellt werden. Als Nächstes wird das Strukturenset als Vorlage für die zu
2.3.1 BEI DER BESTRAHLUNGSPLANUNG DURCH VERBESSERTE ZIELVOLUMENDEFINITION –
35
vergleichenden Fälle verwendet. Dabei wurden Vergleiche zwischen dem Originalbestrahlungsplan
und einem Bestrahlungsplan, der auf den Strukturdefinitionen der modifizierten Summenserie
basiert, angestrebt.
2.3.2 Bei der Bestrahlungsplanung durch die Verwendung präziserer
Dosisalgorithmen
Zum Vergleich der Effizienz der eingesetzten Dosisberechnungsalgorithmen wurde ein Standardfall
am Alderson-Radiation-Therapy-Phantom (Alderson-Phantom) definiert und mit verschiedenen
Dosisberechnungsalgorithmen bestrahlt. Zur Planung wurde dabei auf eine CT-Aufnahme des
Alderson-Phantoms
zurückgegriffen,
die
eine
Schichtdicke
von
5mm
aufweist.
Das
Alderson-Phantom wurde in einer Thoraxkonfiguration4 verwendet, bei der nur die Schichten von
Hals bis einschließlich Abdomen Verwendung fanden. Abgesehen von der Praktikabilität wegen
des deutlich verminderten Gewichtes war der ursprüngliche Grund für diese Konfiguration, dass
inzwischen nicht mehr alle Verspannungsstangen für das Phantom unversehrt erhalten sind. In
Laufe des Benutzungszeitraums sind insbesondere die Längsten aufgrund der Materialermüdung
gebrochen und lassen sich wegen der nichtmetrischen Dicke nicht durch den Originalteile
gleichwertige Stangen ersetzen. Deswegen wurde später auf eine Eigenbaulösung ausgewichen; es
wurde 8 mm Stäbe benutzt, die zwar etwas Spiel in den Bohrungen aufweisen, aber den gesamten
Stapel unter Zug halten können. Ein weiterer Aspekt, der im Verlauf der Verwendung des
Alderson-Phantoms aufgefallen ist, ist die abweichende verwendete Lungendichte. Im Lehrbuch
wird dafür – je nach individueller Gewebebeschaffenheit – ein Wert von
ϱPat.  Lunge≃{0,3...0 ,5}
g
cm3
[21]
angegeben. Im Phantom wurde durch mehrere Stichproben ein Wert von
ϱPhant.  Lunge ≃0,5
g
cm 3
bestimmt. Damit ist die Dichte in der Lunge zwar gerade noch im Rahmen dessen, was als
Normalfall angesehen wird, jedoch wird daraufhin aufgrund der erhöhten Wechselwirkung mit dem
4 siehe Abbildung 2.6
36 – MATERIAL UND METHODEN
Lungenmaterial des Phantoms eine höhere Schwächung der eingestrahlten Photonen erfolgen, was
wiederum zu einer erhöhten Dosisdeposition in der Lunge führen wird. Wie genau die erhöhte
Lungendichte zustande kommt, kann nicht mit Bestimmtheit festgestellt werden. Es kann zwar
vermutet werden, dass sich seit der Anschaffung Anfang der 1990er Jahre die Matrialdichte erhöht
hat, genauso gut ist es aber möglich, dass das verwendete Material die höhere Dichte von
vornherein aus aufweist. Warum bei der ersten Vermutung die Dichte erhöht ist, ist ebenso
ungeklärt. Man kann Materialermüdung genauso wie eine fehlerhafte Lagerung annehmen. Weitere
mechanische Abweichungen vom Ursprungszustand des Phantoms waren schließlich ebenso
erkennbar. So erkennt man bei bloßer Betrachtung der sagittalen rekonstruierte Schnitte der
CT-Serien, dass sich die einzelnen Platten des Alderson-Phantom, die transversal geschnitten sind,
gegenüber ihren direkten Nachbar bereits etwas verzogen haben. Das führt zu gewissermaßen
variablen Spaltmaßen im Phantom als systematische Fehlerquelle bei einer Dosisbestimmung. Zu
diesem systematischen Fehler kommt noch ein zusätzlicher Effekt bei einer Dosismessung. Es
müssen nämlich bei der Verwendung von Filmen diese ebenfalls zwischen die Platten geschoben
werden.
Die
angesprochenen
Filme
erlauben
dann
eine
Relativdosimetrie
direkt
im
Alderson-Phantom. Für eine Absolutdosismessung benötigte man jedoch im Alderson-Phantom
Thermoluminiszenzdosimeter, die in der Strahlentherapie des Klinikums der Universität
Regensburg inzwischen nicht mehr eingesetzt und somit auch nicht mehr vorhanden sind.
Um die Pläne aus den verschiedenen Dosisberechnungsverfahren mit den realen Gegebenheiten
vergleichen zu können und trotzdem auf die theoretisch notwendige Absolutdosimetrie verzichten
zu können, welche im Alderson-Phantom praktisch unmöglich ist, wurde als sinnvoll angenommen,
dass alle Dosisalgorithmen im Bereich der höchsten Dosis im Zentralstrahl an einer Stelle mit
niedrigem Dosisgradienten die gleiche Puntktdosis bei gleichen Monitoreinheiten deponieren. Es
sind
für
die
einzelnen
Dosisberechnungsalgrithmen
zwar
jeweilige
Eigenheiten
und
Unzulänglichkeiten bekannt, an einer solchen Stelle sollten diese jedoch nicht zum Tragen
kommen. Bekannte Fehler bei der Dosisberechnung sind für den Nadelstrahlalgorithmus (PB) eine
deutliche Kantenschärfung entlang der Strahlengangrichtung, welche sich nicht mit der gemessenen
Realität deckt. Dabei wird der Dosisgradient am Rand einer Dosisverteilung höher als er in der
Realität tatsächlich ist, was auf eine verminderte Berücksichtigung der lateralen Streuung
zurückzuführen ist. Im Falle des Konvolutionskerneldosisalgorithmus (CC) ist bekannt, dass dieser
Fehler zwar nicht auftritt, weil die laterale Streuung besser berücksichtigt wird, jedoch sind dafür
Probleme bei der Übereinstimmung von Rechnung und Messung bei tatsächlich hohen
Dosisgradienten zu finden. Der verwendete Monte-Carlo-Dosisalgorithmus (XVMC) sollte ohne
2.3.2 BEI DER BESTRAHLUNGSPLANUNG DURCH DIE VERWENDUNG PRÄZISERER DOSISALGORITHMEN –
37
Probleme, bei genügender Rechengenauigkeit die Realität nachbilden können. Es wurde ein leichter
Fehler bei der Dosisdeposition beim Dichteübergang von hoher auf niedrige Dichte in
Strahlrichtung festgestellt[9], was sich auf die Vereinfachungen aufgrund der Annahme
zurückführen lässt, dass es sich bei einem Bestrahlungsziel um biologisches Gewebe mit einer
Dichte aus dem entsprechenden Intervall handelt. Jedoch machen erst diese Vereinfachungen des
allgemeinen Monte-Carlo-Codes eine Dosisberechnung in einer annehmbaren Zeitspanne mit einem
aktuellen Arbeitsplatzcomputer möglich.
Die vergleichende Untersuchung wird durchgeführt, indem zuerst ein hochaufgelöstes Planungs-CT
vom Alderson-Phantom aufgenommen wurde. Der Schichtabstand beträgt dabei 5 mm. Dabei
wurde der Bestrahlungsreferenz- und Einstellpunkt auf einen Punkt am Mammabefestigunsgewinde
des Alderson-Phantoms in der erwähnten Thoraxkonfiguration gelegt, einer Stelle, die auch ohne
anatomische
Kenntnisse
eindeutig
wiedergefunden
werden
kann,
selbst
in
einer
CT-Schichtabbildung. Dieser Punkt wird im weiteren Verlauf als Koordinatenursprung
herangezogen, auch das Bestrahlungsisozentrum wird relativ zu diesen Koordinaten eingestellt.
Anschließend wird im TPS ein Patientenfall geöffnet, in den die aufgenommene CT-Serie
importiert wird. Jetzt findet als nächster Schritt eine Zieldefinition für einen angenommenen Tumor
statt, dessen Position sich vom Mediastinalbereich auf den rechten Lungenflügel großflächig
erstreckt und grob rund ist. Dieser Tumor wird für diese Untersuchung durch das willkürliche
Einzeichnen eines Planungsziels, des GTV, in die CT-Serie dargestellt. Entsprechend realistischer
Vorgaben in einem üblichen Lungenfall wurde ein Randsaum von 5 mm in alle Raumrichtungen als
CTV definiert. Als abschließender Schritt der Zieldefinition wird mit einem weiteren Randsaum
von 3 mm um das CTV das PTV definiert. Dies stellt die ganze Zieldefinition dar, die im Fall eines
realen Patienten von einem als Strahlentherapeut qualifizierten Mediziner durchgeführt wird. Bei
der Definition der Risikoorgane, wurden die Strukturen für die beiden Lungenflügel, das
Rückenmark und die Außenkontur eingezeichnet. Für die letztere wurde die automatische
Konturierungshilfe angewendet, die mit Hilfe eines Schwellwertverfahrens die begrenzenden
Konturen vom Patieninneren zum -äußeren findet. Anschließend wird die übliche Dosisgabe für
einen solchen Tumor verwendet, d.h. es sollen 60 Gy in 3 Fraktionen bestrahlt werden, wobei die
60%-Isodose das Planungsziel (PTV) einschließen soll. Dieser Plan wird nun entworfen und, um
einen gewissen Vergleich zu anderen Photonenfeldenergien zu ermöglichen, wird er mit
gleichgewichteten Monitoreinheiten erstellt. Das dient dazu, zusätzlich die Therapieplanung mit
15 MV Photonenenergie zum Vergleich heranziehen zu können. Erst diese Vorgabe ermöglicht es,
eventuelle Bestrahlungsvorteile mit einer anderen als der üblichen 6 MV- Photonenenergie deutlich
38 – MATERIAL UND METHODEN
aufzuzeigen, weil sonst die Planoptimierung einen erheblichen Spielraum bei der Strahlgewichtung
zulässt, die einer Energie bei ansonsten gleichen Planvoraussetzungen einen ungewollten Vorteil
verschaffen könnte. Für den Vergleich der verschiedenen Dosisalgorithmen wird vorerst das
Augenmerk auf die 6 MV Photonenbestrahlung gelegt, weil das der üblichen Methode entspricht.
Die Gantrywinkel im so erstellten Plan werden später ebenso wie die Kollimatorwinkel als Vorgabe
für
den
15 MV
Photonenplan
verwendet.
Zur
manuellen
Planoptimierung
wird
der
Collapsed-Cone-Algorithmus herangezogen, was dem üblichen Vorgehen bei der Planerstellung im
Thoraxbereich entspricht. Das bedeutet, dass zuerst je nach den vorgegebenen Einstrahlrichtungen
eine Dosisberechnung mit einer Kollimator- und Blendeneinstellung neu durchgeführt wird, die auf
ein annehmbares Ergebnis schließen lässt. Anschließend wird in Rahmen vieler Einzelschritte
dieser Plan, also explizit die einzelnen Kollimatorlamellen und Y-Blenden, so verändert, bis die
gewünschte Dosisvorgabe erreicht wird. Dazu ist nach jedem Teilschritt wieder eine
Dosisberechnung für die veränderten Strahlen erforderlich, da die Gesamtdosis für jeden
Einzelstrahl abgespeichert wird. Das endgültige Ziel ist erreicht, wenn die Kollimatoröffnungen
nicht mehr verkleinert werden können, ohne dass die 60%-Isodose ins PTV wandert und somit also
das PTV möglichst eng umschließt. Dieser Plan wird dann kopiert und mit dem
Pencil-Beam-Dosisalgorithmus neu berechnet, so dass man einen direkten Vergleich zwischen
diesen beiden Dosisalgorithmen in der relativen Dosisverteilung und im Dosisvolumenhistogramm
(DVH) vornehmen kann. Um die aus dem Plan resultierende Dosis mit dem Monte-Carlo-Code
XVMC berechnen zu können, muss zuerst ein Export der DICOM-Objekte aus dem TPS erfolgen.
Anschließend kann dann der gesamte Datensatz mit einem Datenträger zu einem Arbeitsplatz mit
Linux transportiert werden, welcher mit dem Universitätsforschungsnetzwerk verbunden ist, da
einerseits die XVMC-Dosisberechnungsumgebung nur unter Linux/UNIX läuft, andererseits die
ausführbaren Programmdateien und Bibliotheken auf einem Server liegen, der im Forschungsnetz
der Universität zu finden ist, welches physikalisch vom Kliniknetzwerk getrennt ist. Auf diesem
Arbeitsplatzrechner wird mit dem abteilungseigenen Programm eines früheren Diplomanden5 der
DICOM-Datensatz
über
das
Auslesen
der
DICOM-Strukturdatei
für
die
angestrebte
XVMC-Rechnung aufbereitet. Anschließend müssen noch die erstellten Steuerdateien angepasst
werden, damit die Rechnung sicher den TPS-Vorgaben genügt. Auch muss eine sinnvolle
Rechengenauigkeit für die Monte-Carlo-Simulation angegeben werden. Ein übliches Beispiel ist für
einen Patientenfall 1 %; das kann allerdings bis zu theoretischen 0,1 % gesteigert werden, obwohl
eine derartige Rechnung kaum bessere Erkenntnisse bringt, dafür aber exponentiell länger dauert.
5 dicomtransfer, Jürgen Diermeier
2.3.2 BEI DER BESTRAHLUNGSPLANUNG DURCH DIE VERWENDUNG PRÄZISERER DOSISALGORITHMEN –
39
Es ist bei diesem Prozess momentan noch nicht möglich, zusätzliche Elemente im Strahlengang –
wie beispielsweise Metallkeile – zu integrieren, weil es für die XVMC-Dose-Engine bislang kein
Beam-Modeling-Modul gibt. Deshalb können nach derzeitigem Stand der XVMC-Umgebung
ausschließlich Pläne ohne Keilfilter nachgerechnet werden. Auch Elektronenfelder können
momentan aufgrund der fehlenden Kommissionierung noch nicht berechnet werden, obwohl der
Code prinzipiell dazu fähig wäre. Die anschließende Monte-Carlo-Simulation bedeutet einen
ungefähren Zeitaufwand von 20 bis 30 Minuten und ist somit (also ungefähr um den Faktor 5)
langsamer als einer der in OTP integrierten Algorithmen. Dafür kann man sich im Rahmen der
Rechengenauigkeit aber sicher sein, dass die berechnete Dosis mit der real applizierten, aufgrund
der Natur einer Monte-Carlo-Simulation, am besten übereinstimmen wird. Die berechnete
XVMC-Dosis
kann
nun
in
einem
ebenfalls
abteilungseigenen
Betrachtungs-
und
Auswertungsprogramm6 untersucht werden. In diesem Programm können Schichtbilder sowie
DVHs und Dosiskonformitätsinformationen berechnet und abgespeichert werden.
2.3.3 Bei der Bestrahlungsplanung durch den Vergleich verschiedener
Photonenfeldenergien
Wie im vorangegangenen Abschnitt bereits erwähnt, ist auch ein Vergleich mit verschiedenen
Photonenfeldenergien durchgeführt worden, um eine Aussage zu ermöglichen, inwiefern die
Verwendung von 15 MV Photonenfeldern bei der stereotaktischen Bestrahlungen von thorakalen
Tumoren einen Vorteil bringen könnte. Dazu werden die Planungsschritte für einen neuen
Bestrahlungsplan im Alderson-Phantom-Fall im TPS genauso für die zweite Photonenenergie –
15 MV – wiederholt; allerdings wird die bereits erfolgte 6 MV Photonenplanung vom
Dosisberechnungsalgorithmusvergleich als Photonenfeldenergievergleich herangezogen und also
nicht erneut durchgeführt. Die eingezeichneten Konturen werden für diesen Fall wiederverwendet,
das heißt, dass das Planungsziel in beiden Fällen identisch ist. Es wird auch im Fall der
15 MV-Planung eine Dosis von 60 Gy in 3 Fraktionen vorgeschrieben, und dabei soll die
60%-Isodose das PTV direkt umschließen. Um eine bessere Vergleichsbasis zu schaffen, werden
ebenfalls die Gantry- und MLC-Winkel übernommen. Auch die Gewichtung wird für die
6 RTView, Jürgen Diermeier
40 – MATERIAL UND METHODEN
Einzelstrahlen wieder gleich eingestellt. Es bleibt also nur noch die Feldform als variabler
Parameter und die zu berechnenden Monitoreinheiten bei der Bestrahlungsplanung übrig. Dabei ist
es durchaus möglich, die Planungsvorgaben auch mit der höheren Photonenenergie zu erfüllen. Um
zusätzlich noch einen Vergleich zur Realität darzustellen wird außerdem der erstellte Therapieplan
zur Bestrahlung für das Alderson-Phantom freigegeben. Dabei werden allerdings die
Monitoreinheiten für die Filmbestrahlung niedriger skaliert, da das Ansprechverhalten der
verwendeten Kodak EDR-2 Filme am besten im Dosisbereich von ungefähr 2 Gy im Maximum
liegt; das heißt, es wird jeweils nur ein Zehntel des berechneten MU-Werts des Originalplans
tatsächlich eingestrahlt. Die Filme müssen zur Bestrahlung halbiert werden, weil sie ansonsten nicht
zwischen die Führungsstangen des Phantoms passen. Das geschieht in der Dunkelkammer;
abschließend der Präparation werden die Filme noch verklebt. Bei der Phantombestrahlung werden
sie im Phantom durch die Verschraubung desselben fixiert und, sobald das Phantom zur
Bestrahlung entsprechend der Bestrahlungsplanung ausgerichtet ist, mit einer Nadel entlang des
zentralen Positionierungslasers (cranio-caudal) angestochen, um die relative Lage im späteren
Filmabbild rekonstruieren zu können. Zusätzlich wird mittels Anstechnadel auch die
Raumrichtungsecke markiert. Diese Ecke ist durch eine eineindeutige Konvention festgelegt, so
dass auch die räumliche Lage des Films rekonstruiert werden kann.
2.3.4 VEFM für XVMC-X15-Kommissionierung
Das VEF-Strahlerkopfmodell wurde von M. Fippel[4] entwickelt, um eine analytische Modellierung
des Strahlerkopfes in Planungssystemen zu ermöglichen. Im herkömmlichen Planungssystem findet
eine numerische Näherung Anwendung, das heißt, dass bei der Kommissionierung eines
Beschleuniger-Planungssystem-Paares Messungen durchgeführt werden, wie sich der Strahlerkopf
verhält, und wie die räumliche Intensitätsmodulation der vom Strahlerkopf abgestrahlten Felder
aussieht. Diese Informationen werden in eine statische Strahlerkopfbibliothek (Head-ScatterMatrix) verpackt. Darin sind alle vom Strahlerkopf abhängigen Parameter als fertige
Matrixelemente abrufbereit für die jeweiligen Dosisalgorithmen gespeichert. Diese Matrix umfasst
die Effekte wie Elektronenkontamination und Streustrahlung des individuellen Strahlerkopfes, so
dass relativ schnell bei einer beliebigen Blenden- und MLC-Einstellung eine Dosis berechnet
werden kann. Allerdings werden für die Dosisberechnung in diesem klassischen Fall numerische
2.3.4 VEFM FÜR XVMC-X15-KOMMISSIONIERUNG –
41
Näherungen bei jeder Einzeldosis gemacht, die in der Natur einer solchen statischen Matrix liegen.
Die Idee, die zur Entwicklung von VEFM geführt hat, lag in der Frage, ob sich ein Strahlerkopf
auch komplett analytisch modellieren ließe. Die Versuche mit verschiedenen Beschleunigern haben
gezeigt, dass diese Möglichkeit besser als, oder zumindest ähnlich gut wie das bestehende System
funktioniert. Der direkte Vorteil liegt in der Form der Modellierung. Es werden bei VEFM
ausschließlich wenige Parameter übergeben, mit denen der gesamten Strahlerkopf inklusive aller
Effekte beschrieben werden kann, wohingegen in derzeitigen Planungssystemen grundsätzlich die
komplette Head-Scatter-Matrix angewendet werden muss. Mithilfe dieses komplett analytischen
Systems, können auch Effekte wie die Leckstrahlung zwischen den Lamellen des MLC besser
berücksichtigt werden. Momentan ist VEFM allerdings nur in XVMC als Strahlerkopfmodellierung
integriert, dafür ist es dort aber auch die einzige Möglichkeit, den Strahlerkopf zu modellieren. Da
bislang nur für die 6 MV-Photonenfelder eine Kommissionierung vorlag, und auch ein Vergleich
mit 15 MV-Photonenfeldern bei der Dosisberechnung im Rahmen dieser Arbeit untersucht werden
sollte, wegen der Genauigkeit der Monte-Carlo-Dosisberechnung, wurden die von M. Hartmann
während seiner Doktorarbeit bereits gemessenen Kommissionierungsdaten auch zum VEF-Modell
für 15 MV-Photonenstrahlung für XVMC verarbeitet. Dabei ist anzumerken, dass die
vorgenommenen Messungen denen gleichen, die für die Kommissionierung eines kommerziellen
TPS nötig sind. Allerdings unterscheiden sie sich in einem Punkt deutlich, nämlich werden für die
Geometrie des zukünftigen Strahlerkopfes Messungen in Luft mit Aufbaukappe durchgeführt,
anstelle der sonst üblichen Messungen im Wasserphantom. Für das Tiefen- und Energieverhalten
des Strahlerkopfes wird dann allerdings tatsächlich eine Tiefendosiskurve in Wasser benötigt. In
diesem Detail besteht ein weiterer Vorteil des VEF-Modells gegenüber einer herkömmlichen
Head-Scatter-Matrix. Es ist bei VEFM möglich, eine Separation von geometrischem und
energetischem Anteil bei der Strahlerkopfmodellierung durchzuführen. In der klinischen Praxis hat
das zwar keine echte Relevanz, jedoch kann man vom physikalischen Standpunkt aus interessante
Aussagen aufgrund dieser Daten treffen. So ist allein die Tatsache der Separierbarkeit neu. Es ist
zusätzlich noch erwähnenswert, dass die Messungen keineswegs umfangreicher sind, als die für
eine herkömmliche Kommissionierung notwendigen, sondern in einer ähnlichen Größenordnung
anzusiedeln sind. Der allergrößte Vorteil jedoch besteht zweifellos in der Kombination aus
Datensicherheit und Genauigkeit eines solchen Modells. Es ist sehr einfach, die einmal bestimmten
VEFM-Parameter wieder herzustellen, wohingegen man beim Verlust der Head-Scatter-Matrix –
beispielsweise
durch
Virenbefall des
Servers
–
im
ungünstigsten
Fall
die gesamte
Kommissionierung wiederholen muss. Selbst ein Teilverlust der Daten einer solchen Matrix macht
42 – MATERIAL UND METHODEN
sie schließlich unbrauchbar für eine weitere Dosisberechnung.
Die grundsätzliche Idee hinter dem VEF-Modell ist eine Primärphotonenfluenz, die dem
Strahlerkopf zugeordnet wird, und die einer relativen Strahlintensität mit einer Ortsabhängigkeit
bzw. einer Winkelabhängigkeit des realen Strahlengangs entspricht. Dabei besteht diese
Primärfluenz aus der Überlagerung zweier 2-dimensionaler Gausskurven, einer primären und einer
sekundären Photonenquelle. Zusätzlich kommt noch eine kreisförmige Fläche am Ort der
sekundären
Photonenquelle,
die
senkrecht
zum
Strahlengang
liegt,
und
die
die
Kontaminationselektronen des Beschleunigerkopfes emittiert. Dabei wird die Primärphotonenquelle
an den Ort des Targets gesetzt, von dem ja in der Realität die Bremsstrahlungsphotonen ursächlich
emittiert werden. Die Sekundärquelle hat ebenso ein reales Gegenstück, nämlich die Unterkante des
Ausgleichsfilters. Dieser Filter besteht aus einem in erster Näherung kegelförmigen Metallstück im
Strahlengang, dessen Aufgabe es ist, die tatsächliche Strahlerkopfphotonenfluenz so zu glätten, dass
eine zumindest halbwegs gleichmäßige Winkelunabhängigkeit der Strahlungsintensität im späteren
Strahlengang
entsteht.
Es
kann
jedoch
mit
einer
solchen
Anordnung
keine
echte
Winkelunabhängigkeit der Strahlungsintensität erzeugt werden, da der Effekt des Strahlaufhärtung
(Beam Hardening) eintritt, der darauf beruht, dass die Photonenabsorption in einem beliebigen
Medium nicht gleichmäßig ist, sondern – besonders in schweren Metallen – für höherenergetische
Energieanteile durchlässiger ist als für niederenergetischere. Gleichzeitig ist die Reichweite
höhernergetischer Photonenstrahlung entsprechend dieses Zusammenhangs im Medium höher als
die niederenergetischer. Daraus folgt, dass im zentralen Bereich des Strahls die mittlere
Photonenenergie höher sein wird als im Randbereich.
Im eigentlichen Strahlerkopfmodell werden die Richtungen folgendermaßen definiert: Z ist die
Richtung entlang des Strahlenganges, X und Y die beiden übrigen Raumrichtungen. Dabei werden
die X-Richtung auch als Crossplane-Richtung und die Y-Richtung auch als Inplane-Richtung
bezeichnet. Für die genauen Angaben zu VEFM werden die Originalarbeiten von M. Fippel [4][9]
sowie die ausführliche Beschreibung für die 6 MV-Modellierung von M. Hartmann [7] empfohlen.
Das Modell geht zuerst von folgender Annahme aus, nämlich der Normierungsbedingung:
P Pe=1
(2.7)
wobei Pγ die Primärphotonenintensität und Pe die Elektronenkontaminationsintensität darstellen,
wobei letztere aber aufgrund ihrer geringen Größe vernachlässigbar ist. Wichtiger ist die
Betrachtung
der
einzelnen
Photonenbeiträge,
der
Primärphotonenbeitrag
(P0)
und
der
2.3.4 VEFM FÜR XVMC-X15-KOMMISSIONIERUNG –
43
Photonenbeitrag aus dem Head- Scatter (PS), welche ihrerseits die Bedingung erfüllen:
(2.8)
P0P S=1
Für die Modellierung werden weiterhin geometrische Parameter benötigt, die aus der tatsächlichen
Geometrie des Beschleunigerkopfes gewonnen werden. Die Primärphotonenquelle wird auf das
Bremsstrahlungstarget, welches zur Photonenerzeugung dient, gesetzt, und als Ursprung des
entstehenden Koordinatensystems verwendet (z = z0 = 0). Die Sekundärphotonenquelle wird in die
Ebene der Unterkante des Ausgleichsfilter gesetzt (z = zS = 4 cm). Außerdem werden die Abstände
der Y-Blendenunterkante und der MLC-Lamellen-Unterkante (stellt die X-Blenden dar) relativ zum
definierten
Koordinatenursprung
verwendet.
Der
geometrische
Fokus
der
gesamten
Blendenanordnung befindet sich in der Bremsstrahlungstargetebene im Koordinatenursprung.
Daraus werden die tatsächlichen Feld- und Blendengrößen bestimmt, die im Isozentrumsabstand zI
definiert werden. Daraus ergibt sich die Strahlöffnung wXX in der MLC-Ebene zX und wYY in der
Y-Blendenebene zY wie folgt:
z
w X X =w I X ⋅ X
zI
bzw.
z
w Y Y =w I Y ⋅ Y
zI
(2.9)
Die Primärphotonenfluenz wird aus der erwähnten Gaussverteilung mit einer Gleichgewichtung in
X- und Y-Richtung (zX und zY) gestartet und kann somit über die Integration dieser Gaussfunktion
bestimmt werden. Dabei erhält man die Verteilung:

−

−
 z −z  z −z  1
x
x
y
y
F0  x , y , z = X 0 Y2 0 {erf  0 erf  0 erf  0 erf  0 } (2.10)
4
0
0
0
0
 z − z0 
bestehend aus vier Fehlerfunktionen. Die Beiträge x+0, x-0, y+0 und y-0 lassen sich bestimmen als:

0
x =
−
0
x =

0
y =
wIX z X  z −z 0 2 x zI  z 0− z X 
2 2 zI  z − z X 
wIX z X  z −z 0 −2 x zI  z 0− z X 
2 2 zI  z − z X 
w IY z Y  z −z 0 2 y z I  z0 −z Y 
2 2 z I  z −z Y 
(2.11a)
(2.11b)
(2.11c)
44 – MATERIAL UND METHODEN
−
0
y =
w IY z Y  z −z 0 −2 y z I  z0 −z Y 
(2.11d)
2 2 z I  z −z Y 
Entsprechend kann man ebenso die Verteilung für die Head-Scatter-Photonen, ebenfalls aus der
Integration der Gaussfunktion, bestimmen:

−

−
 z −z  z −z  1
x
x
y
y
FS  x , y , z = X S Y2 S {erf  S erf  S erf  S erf  S } (2.12)
4
S
S
S
S
 z −z S
mit:

S
x =
−
S
x =

S
y =
yS−=
wIX z X  z −z S 2 x z I  zS−z X 
2 2 z I  z −z X 
wIX z X  z −z S −2 x z I  zS−z X 
2 2 z I  z −z X 
wIY z Y  z −z S 2 y z I  z S−z Y 
2 2 zI  z −z Y 
wIY z Y  z −z S −2 y z I  z S−z Y 
2 2 zI  z −z Y 
(2.13a)
(2.13b)
(2.13c)
(2.13d)
Die Standardabweichungen der Gaussfunktionen gehen als σ0 und σS in die obigen Gleichungen
ein; sie werden beim Anpassungsprozess mittels eines Least-Sqare-Fits aus Luftprofilmessungen
bestimmt. Man kann jetzt also die gesamte Photonenfluenz Fγ(x,y,z) schreiben als:
F  x , y ,z =P0 F 0  x , y , z  Fhorn  x , y , z PS F S  x , y , z 
(2.14)
Der zusätzliche Term Fhorn(x,y,z) korrigiert den Horneffekt (central depression effect), der durch den
Ausgleichsfilter verursacht wird. Die Hornfunktion lässt sich schreiben als:
Fhorn  x , y , z =1ϱ2  h 0h 1 ϱ h2 ϱ2 h 3 ϱ3h 4 ϱ4 
mit
x 2 y 2

ϱ=
z −z 0
(2.15)
2.3.4 VEFM FÜR XVMC-X15-KOMMISSIONIERUNG –
45
Es konnte mit Hilfe des Monte-Carlo-Codes BEAM [19] bei Strahlerkopfuntersuchungen
nachgewiesen werden, dass auf eine zusätzliche Korrektur der Streustrahlungsfluenz verzichtet
werden kann. Die resultierende Dosis Dair(x,y,z) in Luft der Einstrahlung ist proportional zur
gesamten Photonenfluenz Fγ(x,y,z) mit dem Proportionalitätsfaktor NF:
Dair  x , y , z =NF F 
Bei
den
für
die
geometrischen
(2.16)
Parameter
erforderlichen
Luftmessungen
kann
die
Elektronenkontamination vernachlässigt werden; es wird deshalb eine Aufbaukappe aus Messing
verwendet, deren Dicke von der nominellen Energie abhängig ist, und die eben diese Elektronen
herausfiltert. Zum Erstellen der geometrischen Parameter wird (2.14) in (2.16) eingesetzt und die
entstehende Gleichung mit einem nichtlinearen χ2-Minimierungsalgorithmus, der auf der
Levenberg-Marquard-Methode basiert [18], an die Messwerte gefittet.
Weiterhin werden für die vollständige Modellierung des Strahlerkopfes noch die Energie-Parameter
benötigt. Theoretisch lässt sich das Energiespektrum aus wenigen Parametern analytisch
modellieren [9]:
dE p  E=dE N E'e−bE
∀ EminEEmax
(2.17)
Der Normierungsfaktor N wird über die minimalen und maximalen Photonenenergien (Emin und
Emax) festgelegt nach der Normierungsbedingung:
Emax
∫E
min
dE p  E=1
(2.18)
Daraus resultieren die Einzelenergie Ep mit der größten Wahrscheinlichkeit und die mittlere Energie
⟨E⟩, welche beide über die freien Parameter l und b bestimmt werden können:
Ep=
l
l 1
; ⟨ E ⟩≈
b
b
(2.19)
Eigentlich ist die Bestimmung von ⟨E⟩ nur dann exakt, falls Emin = 0 und Emax = ∞ erfüllt sind. Ein
weiterer Aspekt, der zusätzlich berücksichtigt werden muss, ist die Strahlaufweichung
(Off-Axis-Softening) aufgrund der geringeren Dicke des Ausgleichsfilters für größere Winkel θ des
Strahlengangs relativ zum Zentralstrahl. Dafür ist in VEFM bereits eine Korrektur implentiert, die
auf gemessenen HVL-Daten (von Half-Value Layer) in Wasser für verschiedene θ basiert [20]. Von
46 – MATERIAL UND METHODEN
A. Ahnesjö et al. [17] wurde gezeigt, dass das Verhältnis aus HVL des Zentralstrahls und des
Winkels θ bei verschiedenen Beschleunigern für nominelle Energien als Polynom 3. Grades
entwickelt werden kann. Aufgrund des bestimmten Photonenspektrums wäre man in der Lage,
einen genaueren Zusammenhang zwischen der gesamten Photonenfluenz und Luftdosis zu
ermitteln,
für
die
Modellierung
der
geometrischen
Parameter
genügt
jedoch
der
Proportionalitätszusammenhang. Es kann für die Primärfluenz und die korrespondierende Luftdosis
mit Energien zwischen Eθ und Eθ +dEθ angenommen werden:
Dair  x , y , z, E  dE ∝ F 0  x , y , z  F horn  x , y , z  E p  E ,  cap  E  dE
(2.20)
Dabei wird durch µcap(Eθ) die Energieabhängigkeit bei der Luftmessung der verwendeten
Aufbaukappe der Ionisationskammer berücksichtigt. Für die Bestimmung der Off-Axis-Korrektur
wird (2.20) auf den Dosisbeitrag des Zentralstrahl normiert:
E0 ≡E ; F horn 0,0 , z =1
Daraus folgt:
Dair ,0  x , y ,z , E  dE F0  x , y ,z  F horn  x , y ,z  1
=
Dair ,0 0,0 , z, E dE
F0 0,0 , z 
wE 
(2.21)
E p  E , cap  E  dE
1
≡
wE 
E p  E cap  E dE
(2.22)
mit:
Weil dieser Zusammenhang bei der Anpassung der geometrischen Parameter vernachlässigt wurde,
müssen für die eigentliche Monte-Carlo-Simulation die entstehenden Abweichungen korrigiert
werden, indem das statistische Photonengewicht mit wE(θ) multipliziert wird, welches die
Energieabhängigkeit der Aufbaukappe und die Off-Axis-Softening-Korrektur enthält.
Auf diese Art und Weise sind alle notwendigen Parameter für eine Monte-Carlo-Simulation der
Photonen festgelegt. Gewürfelt werden Startposition, Energie E aus dem Energiespektrum und die
Richtung θ. Es fehlt für die endgültige Strahlerkopfsimulation nur noch der Quellenanteil der
Kontaminationselektronen. Weil dieser Beitrag aber sehr gering ist im Vergleich zum
Photonenanteil (ca. 1 %), wird die Elektronenquelle vereinfacht als kreisförmig und an der
Unterseite des Ausgleichsfilters gelegen angenommen. Ihr Radius entspricht dabei dem des Filters
2.3.4 VEFM FÜR XVMC-X15-KOMMISSIONIERUNG –
47
an seiner Unterseite. Die Elektronenrichtung wird auf die gleiche Art wie die der Primär- und
Streuphotonen ermittelt. Für das Elektronenspektrum wird hingegen eine exponentielle Verteilung
erstellt:
−
p  Ee  dEe=Ne e
Ee
⟨Ee ⟩
dEe
(2.23)
∀ Emin EeEmax
mit der mittleren Elektronenenergie:
⟨Ee ⟩≈0,13 Enom [ MeV ]0,55 MeV
(2.24)
und der nominellen Energie Enom der Photonenstrahlung. Der relative Gewichtsanteil Pe der
Elektronenquelle rührt von der Anpassung an eine gemessene Wassertiefendosiskurve her.
Für den geometrischen Anpassungsprozess benötigt VEFM die erwähnten, in Luft gemessenen
Dosisprofile (Inplane- und Crossplane-Richtung), mit der Aufbaukappe. Zum Fitten der
Energieparameter werden aufgrund der, aus der Luftmessung bestimmten Strahlerkopfparameter
und den bekannten festen geometrischen Parametern des Strahlerkopfes, monoenergetische
Tiefendosiskurven
in
Wasser
für
Energien
Elektronenkontaminationstiefendosiskurve
Wassertiefendosiskurve
ebenfalls
mit
von
berechnet,
einem
0,25 MeV
die
bis
dann
20 MeV
an
sowie
eine
eine
gemessene
χ2-Minimalisierungsalgorithmus
nach
Levenberg-Marquard angepasst werden. Die verwendeten festen geometrischen Parameter werden
aus den inneren Gegebenheiten des tatsächlichen Beschleunigerstrahlerkopfes möglichst genau
bestimmt. Dabei ist auch die Möglichkeit gegeben, auf beschleunigerspezifische Aspekte wie
beispielsweise die für die Dosisberechnung wichtige Form der Enden der Lamellen des MLC
Rücksicht zu nehmen.[4],[7],[8],[9],[10],[15],[17],[18][19],[20]
2.4 Methoden zur Untersuchung und dosimetrischen Auswertung
2.4.1 TPS und 4D-CT: Verwalten des PTV und sonstiger Daten im TPS
Im oben genannten Schritt der Erzeugung der modifizierten Summenbildserie wird gleichzeitig
auch eine weitere Serie extrahiert, die simulieren soll, wie sich eine tatsächliche Gated
48 – MATERIAL UND METHODEN
Radiotherapy
oder
Triggered
Radiotherapy
auf
die
Zielvolumendefinition
und
die
Patientenbelastung auswirken würde. Diese Serie besteht aus Bildern, die eine Minimalabweichung
zum Indizierungsindex im gesamten Indizierungsraum in ihrer Pixelsumme aufweisen. Dafür wird
die Pixelsumme jedes Einzelbildes mit den zugehörigen Zuordnungswerten im Indizierungsraum
verglichen, und im Fall des globalen Minimums wird von dem Einzelbild, dessen Pixelsumme das
Minimum darstellt, eine Serie aus den zugehörigen, gleichzeitig aufgenommenen Bildern
konstruiert. Diese konstruierte Serie stellt eine Einzelzeitaufnahme aus dem gesamten 4D-Stapel
dar, beim Vohandensein mehrerer solchen 4D-Stapel wird eine Teilserie aus jedem Einzelstapel
nach diesem Modus extrahiert. Die entstehenden Bilder werden abschließend zu einer Gesamtserie
zusammengefügt, die den Ortsraum aller Einzelstapel umfasst. Dazu sollten die Stapel nicht
erheblich weiter auseinander liegen als die eingestellte Schichtdicke im Stapel. Auch
Überschneidungen sollten vermieden werden. Es ist bei der Serie bewusst darauf verzichtet worden,
einen komplizierteren Minimalisierungsalgorithmus anzuwenden, nachdem offensichtlich wurde,
dass der Indizierungsindex der Einzelbilder im zeitlichen Verlauf keine tatsächliche
Atembeweglichkeitskurve darstellt, wie sie für eine Gated- oder Triggered- Radiotherapy
erforderlich wäre. Wegen der Minimalbedingung wird diese Serie auch als "Minimalabweichende"
oder "Minimalserie" bezeichnet. Das aus dieser Serie gewonnene Struktursystem von VOIs wird
mit dem Index "gated" bezeichnet. Beim Sortierungs- und Indizierungsvorgang werden somit zwei
Serien aus den verfügbaren 4D-CT-Daten gewonnen. Damit die Bildinformationen im
Therapieplanungssystem überhaupt verfügbar sind, müssen sie in DICOM-Dateien verpackt
werden. Dabei wird aus dem originalen Planungs-CT der Serienidentifikationsschlüssel
(FrameOfReferenceUID) ausgelesen und in die neu erstellten Serien geschrieben. Das führt dazu,
dass die einzelnen Serien mit der Planungs-CT-Serie bereits unter einer Registrierung im TPS
erscheinen, und dass das auch nicht mehr veränderbar ist. Diese Identitätsregistrierung besagt
ausschließlich, dass die Einzelbilder entsprechend ihrer Aufnahmepositionen zueinander angeordnet
werden, was aber dadurch bereits gegeben ist, dass die Patientenaufnahme in der selben Lagerung
mit der selben Nullpunktdefinition am selben Tag erfolgt ist. Um die Serien nun beim Import
unterscheiden zu können, wurde die Serienbeschreibung der modifizierten Summenbildserie
geändert, so dass sie nicht länger ein CT-Scan-Protokoll enthält, sondern eine eindeutig
beschreibende Zeichenfolge ("Virtual Contouring Series"). Die Minimalserie benötigt eine solche
Modifikation nach der einschlägigen Erfahrung nicht, weil die einzige vorhandene Serie, die zu
Verwechslungen führen könnte, das originale Planungs-CT ist, welches sich aber bereits durch die
deutlich größere Anzahl an Einzelbildern und das Vorhandensein eines Übersichtsbildes
2.4.1 TPS UND 4D-CT: VERWALTEN DES PTV UND SONSTIGER DATEN IM TPS
– 49
unterscheidet. Um nun die vorhandenen drei Einzelserien sinnvoll nutzen zu können, müssen sie in
einen gesonderten Fall importiert werden, der allein für diesen Zweck angelegt wird. In diesem
Patientenfall wird in der modifizierten Summenbildserie die Ziel- und Risikovolumendefinition für
das Struktursystem mit dem Index "mod.Summe" definiert. In diesem Strukturset ist auch ein
Planungszielvolumen PTV(mod.Summe) enthalten. Als nächster Schritt werden zur weiteren
Verwendung die eingezeichneten Strukturen auf die anderen Bildserien kopiert. Das erfolgt für jede
Struktur einzeln, weshalb man nur die nötigsten Strukturen einzeichnen sollte. Allerdings müssen
alle Strukturen eingezeichnet sein, die für einen späteren Vergleich herangezogen werden sollen.
Die einzige Ausnahme bildet die Außenkontur, die sich in der verwendeten Version 1.4 des
Therapieplanungssystems OTP nicht kopieren lässt und deshalb in jeder Serie erneut mittels
Auto-Contouring-Werkzeug angelegt werden muss. Das Kopieren hat den Sinn, dass beim späteren
Export des entstandenen Struktursets aus diesem Patientenfall und einem späteren Import die
Konturen auch in allen anderen zugehörigen Serien sichtbar sind. Es stellt sich nämlich das Problem
bei Planvergleichen verschiedenener CT-Serien, dass eine Dosisberechnung stets nur auf die erste
Bildserie eines Patientenfalls möglich ist, und somit die jeweiligen Bildserien nochmal in einen
jeweils eigenen Fall importiert werden müssen, um eben dieses erreichen zu können. Zusätzlich
sollte auch immer das gleiche Strukturset Verwendung finden; es muss also ebenfalls in die neuen
Serien importiert werden.
Um eine sinnvolle Planung und Berechnung anstellen zu können, benötigt man ein genügend
großes Patientenvolumen. Da aber die Abdeckung der 4D-CT-Serien nur eine Länge von maximal
2,4 cm pro Stapel aufgrund des maximalen CT-Ausschnitts, der für zeitgleiche Aufnahmen zur
Verfügung steht, aufweisen, ist die resultierende Patientendichtematrix in z-Richtung einfach zu
kurz für eine Dosisdepositionsberechnung. Es fehlt nicht nur bei den Randschichten, sondern fast
über
das
gesamte
Volumen,
die
laterale
Rückstreuung
aus
den
nicht
vorhandenen
Nachbarschichten, weil das Zielvolumen bis fast direkt an den Rand des CT-Stapels reicht. Somit
sind alle aus den 4D-Aufnahmen gewonnenen Serien ungeeignet für eine Dosisberechnung.
Allerdings bezöge sich das in der Realität sowieso nur auf die Minimalserie, weil die modifizierte
Summenserie aufgrund ihrer Entstehung keine realen, sondern nur noch simulierte Dichten enthält
und unter diesen Bedingungen völlig ungeeignet für irgendeine Form von Dosisberechnung zur
Gewinnung einer sinnvollen Aussage ist. Als Ausweichmöglichkeit bleibt nur die CT-Serie, die das
originale Planungs-CT enthält. Man kann diese Serie auch insofern für alle Möglichkeiten
verwenden, als dass man damit wenigsten eine variable Größe fixiert, und somit weniger freie
Parameter übrigbleiben, die das Ergebnis eines Vergleichs beeinflussen könnten. Zusammenfassend
50 – MATERIAL UND METHODEN
sind also zur Planung und zum Dosisvergleich zwei neue Fälle für den Patienten notwendig, in
denen jeweils die Planungs-CT-Serie enthalten ist. Zusätzlich muss einmal das originale Strukturset
und einmal das Strukturset des modifizierten Summenbildes importiert werden. Bestrahlungspläne
kann es mehrere pro Patientenfall geben, insofern ist es einfach möglich, weitere Pläne an einen
Fall mittels Importfunktion oder Beam Modelling später anzuhängen. Für den durchgeführten
Planvergleich wurden Patientenfälle mit den drei verschiedenen Struktursets, nämlich "original",
"mod.Summe" und "gated" unter jeweiliger Verwendung der originalen Planungs-CT-Bildserie
erstellt.
2.4.2 Datenauswertung
Die Planauswertungen können wieder nur fallweise durchgeführt werden. Dafür können aber
jeweils alle Pläne eines Falles in diesen Vergleich einbezogen werden. Das primäre Kriterium eines
erstellten Plans ist, dass die Dosisvorgabe in den einzelnen Schichten erfüllt wird. Bei einem
importierten Plan hingegen, ist es wichtig, die originalen Monitoreinheiten wiederzuverwenden. Zur
erfolgreichen Planung muss immer wieder eine Dosiberechnung angestoßen werden; die endgültig
berechnete Dosis wird dann abgespeichert. Das nächste wichtige, übersichtliche Kriterium für die
Güte eines Plans ist das Dosis-Volumen-Histogramm (DVH), welches alle Pläne für alle ROIs des
aktuellen Falles beinhalten kann. Aufgrund der Form der Einhüllenden für die einzelnen Strukturen
kann man leicht einzelne Pläne bezüglich ihrer Güte vergleichen. Dabei haben Risikoorgane und
Zielvolumina jeweils eine unterschiedliche Idealkurve als Einhüllende. Risikoorgane sollten
baldmöglichst so steil wie möglich abfallen; das heißt die Fläche unter der Einhüllenden sollte
minimal sein. Für Zielvolumina gilt das genaue Gegenteil; die entsprechende Fläche also sollte
möglichst maximal sein. Im direkten Vergleich mehrerer Pläne bedeutet das einfach gesagt, dass
derjenige, der diesen jeweiligen Idealkurven am nächsten kommt, der beste Plan ist. Natürlich sollte
dabei immer und unbedingt berücksichtigt werden, dass Risikoorgane auch individuelle
Dosisgrenzen haben, die nicht überschritten werden darf. Ansonsten könnte die Zieldosis beliebig
gut sein, der Plan würde dann sicher ausscheiden.
2.5 MESSTECHNISCHE DOSISVERIFIKATION –
51
2.5 Messtechnische Dosisverifikation
Um die berechneten Bestrahlungsdosen verifizieren zu können, ist es erforderlich, Messungen
anzustellen. Dafür gibt es grundsätzlich zwei verschiedene Ansätze, entweder die relativen
Dosisverteilungen mit Filmbestrahlungen aufzunehmen oder in geeigneten Umgebungen
punktweise die Absolutdosis zu messen. Als geeignete Umgebung für eine Absolutdosimetrie gibt
es das Wasserphantom oder verschiedene Plattenphantome, die Aufnahmemöglichkeiten für die zu
verwendende Messsonde besitzen. Solche Plattenphantome gibt es in verschiedenen radiologisch
relevanten Dichten, üblich sind beispielsweise wasser-, plexiglas- oder lungenäquivalentes Material.
Dabei besitzen die Plattenstapel einheitliche Grundflächen und auch die Plattendicke ist einheitlich,
üblicherweise 1 cm. Zusätzlich gibt es noch Kammer- und Diodenplatten für die Messkammern
bzw. -dioden. Auch dünnere Platten stehen bis zu einer minimalen Dicke von 1 mm im
wasseräquivalenten Phantom zur Verfügung, um genauere Stapelhöhen zu ermöglichen.
Plattenphantome lassen sich auch für Relativdosimetrien verwenden; allerdings wird dabei auf eine
gleichzeitige Absolutdosismessung verzichtet, weil ansonsten der Schatten der Messkammer lokal
die Dosisverteilung beeinflussen würde. Für die Relativdosimetrie ist es zusätzlich wichtig, die
Monitoreinheiten unter Umständen zu skalieren, damit die eingestrahlte Dosis eine verwendbare
Filmschwärzung erzielt. Bei den eingesetzten EDR-2-Filmen von Kodak wird ein optimaler
Schwärzungsgrad bei einer absoluten Dosis von ungefähr 2 Gy erzielt. Das bedeutet, dass für einen
Plan, dessen Maximaldosis bei 20 Gy pro Fraktion liegt, die Dosis um den Faktor 10 gesenkt
werden sollte, die Monitoreinheiten sind dafür also durch 10 zu teilen.
52 – MATERIAL UND METHODEN
2.5.1 Das Alderson Phantom von RSD
Abbildung 2.5: Alderson-Phantom (komplett zusammengebaut)
Ein spezieller Phantomtyp sind die anthropomorhen radiologischen Phantome. In der Klinik und
Poliklinik für Strahlentherapie des Klinikums der Universität Regensburg gibt es zu diesem Zweck
ein Torso-Phantom der Firma RSD7. Es handelt sich bei diesem Phantom um ein radiologisch
menschenähnliches Phantom, das heißt, die inneren Dichten sollen denen eines realen Menschen
entsprechen. Dabei handelte es sich noch bis in die 1980er Jahre um menschliche Skelette, die mit
entsprechenden Kunststofflagen überzogen wurden; jedoch ist das verwendete Phantom nicht mehr
aus menschlichen Überresten hergestellt, sondern vielmehr aus handbearbeitetem Kunststoff, der
Knochendichte
besitzt.
Die
restlichen
Organe
werden
durch
einen
Kunststoff
mit
wasseräquivalenter Dichte dargestellt, mit Ausnahme der Lunge, die mit lungendichteäquivalentem
Material gefüllt wird. Dabei sind mit Ausnahme der Knochenstrukturen keine äußerlichen
farblichen Unterschiede festzustellen, dafür aber sieht man in einem CT-Abbild die
Dichteunterschiede. Dieses Phantom ist in Scheiben geschnitten, wobei die Schnittfläche senkrecht
zur zentralen Körperlängsachse verläuft. In den Schichten sind in einem quadratischen Raster
7 Anthropomorphic
Radiological
Phantom
Vertrieb Deutschland: PTW-Freiburg (Stand: 1992)
(ART),
©RSD
Radiology
Support
Devices
Inc.,
2.5.1 DAS ALDERSON PHANTOM VON RSD –
53
Bohrungen zur Aufnahme von Thermolumineszenzdosimetern (TLDs) mit einem jeweiligen
Durchmesser von circa 1 mm angebracht. Da jedoch in der Klinik und Poliklinik für
Strahlentherapie des Klinikums der Universität Regensburg keine TLDs aufgrund des hohen
Kalibrationsaufwands mehr verwendt werden, kann keine Absolutdosimetrie am Alderson-Phantom
durchgeführt werden. Es bleibt aber immer noch die Möglichkeit einer Relativdosimetrie, wobei die
Filme einfach zwischen entsprechende Schichten geklemmt werden und entsprechend der
möglicherweise notwendigen Monitoreinheitenskalierung bestrahlt werden.
Abbildung 2.6: Alderson-Phantom (Thoraxkonfiguration)
54 – MATERIAL UND METHODEN
Abbildung 2.7: Einzelne Scheibe des Alderson-Phantoms
Gut sichtbar sind die knochenäquivalenten Strukturen und die TLD-Aufnahmebohrungen.
(Die zentrale Aussparung ist die Luftröhre.)
2.5.2 Messmethoden
Wie bereits erwähnt wurde beim Vergleich der Dosisberechnungsalgorithmen angenommen, dass
unabhängig vom verwendeten Algorithmus die Dosis in einem zentralstrahlnahen Punkt in der
Nähe des Isozentrums und möglichst entfernt von hohen Dosisgradienten ungefähr gleich berechnet
wird. Diese berechnete Dosis wird als Referenz-Renormierungs-Dosis für die bestrahlten Filme
herangezogen. Die Monitoreinheiten zur Filmbestrahlung wurden so reduziert, dass die
Dosisdeposition ungefähr im Bereich von 2 Gy liegt. Im TPS kann man keine gemessene mit einer
berechneten Dosis vergleichen; dafür muss ein weiteres Auswertungsprogramm eingesetzt werden.
Im Fall der Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie des Klinikums der Universität Regensburg
handelt es sich dabei um das Programm Verisoft8 von PTW. Dieses erlaubt auch prinzipiell den
Vergleich in berechneten Bestrahlungsdosen genauso wie den Vergleich zu gemessenen. Ein sehr
anschauliches Werkzeug bei der Auswertung ist der Gamma-Plot, der beim Bildvergleich ein
Ergebnisbild liefert, welches nur grüne oder rote Pixel enthält. Dabei bedeutet Grün, dass der
Pixelvergleich innerhalb, Rot, dass er außerhalb der Toleranzschwelle liegt. Diese Schwelle besteht
8 Verisoft Version 3.0; © PTW-Freiburg
2.5.2 MESSMETHODEN –
55
primär in einem absoluten Wertvergleich, erlaubt aber auch Abweichungen bis zu 5 % falls
innerhalb von einer einstellbaren Reichweite (Standardreichweite: 3 mm) der Wert erreicht wird.
Zum Zweck des Dosisagorithmenvergleichs wurde zusätzlich zu einer Dosisberechnung mit jedem
Algorithmus
auch
der
mit
dem
Collapsed-Cone-Algorithmus
erstellte
Plan
auf
das
Alderson-Phantom bestrahlt, allerdings mit reskalierten Monitoreinheiten. Dazu werden Filme an
relevanten Stellen im Thorax eingeklemmt, und das Phantom wird bestrahlt. Vorher werden die
Filme mit einer Anstechnadel entsprechend der Phantommittellinie und dem längs verlaufenden
Positionierungslaser markiert. Direkt nach der Bestrahlung sollten die Filme gleich entwickelt und
fixiert werden. Um ein späteres Nachdunkeln zu vermeiden, sollten sie an einem lichtgeschützten
Ort aufbewahrt werden. Um die Relativdosis der Filme für das Auswerteprogramm zugänglich zu
machen werden sie mit einem Durchlichtscanner eingescannt. Zur genauen Auswertung wird
zusätzlich zu den Dosisfilmen noch eine Dosistreppe bestrahlt. Dabei wird ein Filmstreifen in
10 cm Tiefe unter wasseräquivalenten Phantomplatten, mit einer Unterlage zur Verhinderung der
Rückstreuung, mit Monitoreinheiten bestrahlt, die einer diskreten Dosisabstufung in 0,5 Gy-Stufen
von 0,5 Gy bis 3,5 Gy entsprechen. Jeder der eingestrahlten diskreten Einzeldosen wird dafür auf
dem Film eine diskrete Fläche ausreichender Größe zugeordnet. Dieser Vorgang erweist sich
deshalb als notwendig und muss auch bei jeder neuen Verifikation mit einem Film aus der aktuellen
Charge wiederholt werden, weil erstens die Filme kein lineares Ansprechverhalten bezüglich ihrer
Schwärzung entsprechend einer eingestrahlten Dosis haben, und zweitens weil sich Filme aus
unterschiedlichen Chargen in ihrem Ansprechverhalten auch wieder unterscheiden. Mit dieser
Treppe wird eine Linearkalibrationszuordnung erzeugt, die dann im Anschluss auf die Filmabbilder
angewandt wird. Anschließend muss dann nur noch die Filmdosis auf die berechnete Dosis örtlich
gefittet und abschließend auf den Dosisreferenzpunkt skaliert werden. Möglicherweise müssen die
Länge und Breite des gescannten Bildes extra angegeben werden, damit daraufhin keine Diskrepanz
entsteht. Dann kann direkt der Gammaplot erzeugt werden.
56 – MATERIAL UND METHODEN
2.6 Weitere allgemeine Grundlagen
2.6.1 Aufbau und Möglichkeiten eines medizinischen Linearbeschleunigers
Medizinische
Linearbeschleuniger
sind
nach
dem
allgemeinen
Prinzip
eines
Linearteilchenbeschleunigers aufgebaut. Jedoch finden sich einige spezielle Eigenheiten, die hier
erläutert werden sollen. Aufgrund des Anwendungsgebiets wird eine hohe Gleichmäßigkeit der
abgestahlten Teilchenfluenz einerseits und eine geometrische Genauigkeit andererseits benötigt. Im
medizinischen Linearbeschleuniger werden in einem Zyklotron Elektronen beschleunigt und beim
Erreichen der Austrittskreisfrequenz werden sie schließlich als Hochfrequenzpaket ausgekoppelt.
Die Weiterleitung erfolgt durch Vakuumhohlleiter (Wave Guides) bis zur eigentlichen
Linearbeschleunigerröhre. Diese Beschleunigerröhre ist mit seitlichen Kavitäten zwischen den
Beschleunigerdynoden versehen, die die Rückstreuung der stehenden Wellenfront vermindert, und
somit die effektive Ausbeute beim endgültigen Auskoppeln erhöht. Die eigentliche Beschleunigung
erfolgt
mit
ultrahochfrequenter
(UHF)
Spannung,
wobei
im
Beschleunigerrohr
die
Dynodenabstände kontinuierlich zunehmen, so dass bei gleicher Frequenz die für die
Elektronenpakete zu durchlaufenden Wege jeweils immer größer werden. Gleichzeitig wird der
negative Spannungsanteil für eine abstoßende Beschleunigung in Strahlrichtung genutzt. Die
erreichten kinetischen Energien liegen bei bis zu 21MeV (Siemens PRIMUS). Diesem
Ausgangsstrahl wird über exakt positionierte Permanentmagneten (Bending Magnets) im
Strahlerkopf des Linearbeschleunigers die Richtung der strahlformenden Geometrie gegeben. Für
eine Bestrahlung mit Elektronen wird dieser Strahl mittels einer Streufolie aufgeweitet, so dass eine
weitgehend homogene Intensitätsverteilung in lateraler Richtung erreicht wird. Für eine
Photonenbestrahlung wird der umgelenkte Elektronenstrahl auf ein Schwermetalltarget (Siemens
PRIMUS:
früher
Au,
inzwischen
Bremsstrahlungsgammaquanten
W)
entstehen.
gelenkt,
Um
die
auf
dem
laterale
durch
das
Auftreffen
Intensitätsverteilung
dieser
entsprechenden Primärquelle zu homogenisieren, ist ein komplex geformter Ausgleichsfilter im
weiteren Strahlengang angeordnet. Dadurch wird zwar die Intensitätsform ziemlich gleichmäßig in
der Referenztiefe, jedoch nimmt die Energiequalität des Spektrums aufgrund der direkt hinter dem
Filter auftretenden Strahlaufhärtung ab. Das Phänomen der Strahlaufhärtung tritt immer dort auf,
wo sich zwischen einer Gammaquelle und dem Detektor ein erhebliches Hindernis wie
beispielsweise ein Metallblock, befindet. Dieser Effekt ist darauf zurückzuführen, dass ein beliebig
langwelligerer Anteil des Spektrums besser absorbiert wird als ein vergleichsweise kurzwelligerer.
Er wird also auch immer dann relevant, wenn sich ein Metallteil – wie eine Absorberplatte oder ein
2.6.1 AUFBAU UND MÖGLICHKEITEN EINES MEDIZINISCHEN LINEARBESCHLEUNIGERS –
57
intensitätsverändernder Keil – im Strahlengang befindet. Im weiteren Strahlverlauf finden sich dann
Blenden und meistens ein Multilamellenkollimator (MLC). Der MLC ist aus zwei Plattenstapeln
aufgebaut, deren Kanten jeweils eine Blendenkante ersetzen. Dabei ist jede Einzelplatte oder
-lamelle (Leaf) eines solchen Stapels einzeln ansteuerbar, so dass mittels geeigneter
Bestrahlungsplanung eine günstige Feldform eingestellt werden kann. Außerdem werden den
Lamellen solche Formen gegeben, dass die Leckstrahlung zwischen zwei Nachbarn möglichst
gering ist. Das wird hauptsächlich durch Nut- und Feder-Konstruktionen erreicht. Auch werden
weitere der Strahlqualität und -konformität dienliche Konstruktionsmerkmale wie beispielsweise
abgerundete Lamellenenden in den MLC integriert. Eine weitere wichtige Baugruppe des
medizinischen Linearbeschleunigers ist ein integriertes, redundant ausgelegtes Monitorsystem, das
die abgestrahlte Energieleistung in Monitoreinheiten (MU) erfasst. Die Monitorkalibration erfolgt
aufgrund der Energiedosismaximumstiefe (DMax) oder einer Referenztiefe im Medium. Übliche
Kalibrationen beziehen sich dabei auf die biologisch wirksame Dosis in Gray (Gy) in Wasser. Zur
Messung wird dabei oft auf radiologisch gesehen wasseräquivalententes Material (Bezeichnung:
RW 3) zurückgegriffen. Eine übliche Kalibration des Monitorsystems ist beispielsweise die in (2.1)
verwendete.[24]
2.6.2 Aufbau und Möglichkeiten eines Computertomographiesystems
Das
Computertomographiesystem
(CT)
besteht
aus
einer
Röntgenröhre
und
einem
gegenüberliegendem CCD-Detektor. Um Schichtaufnahmen zu erzeugen, sind nur wenige Zeilen
im Detektor nötig. Gleichzeitig enthält der Detektor möglichst viele Spalten. Die gesamte
Anordnung ist in einer Gantry so aufgehängt, dass die Röhre auf der einen Seite und der Detektor
auf der anderen Seite kontinuierlich um den Patienten rotieren können und dabei zueinander einen
konstanten Abstand haben. Es wird für jeden Rotationswinkel die Schwächung der
Röntgenstrahlung entlang ihres Weges von der Röntgenquelle zum jeweiligen Detektorelement
bestimmt. Dabei ist der begrenzende Faktor der Anordnung die Auslesegeschwindigkeit der
einzelnen CCD-Elemente. Diese maximale Auslesegeschwindigkeit bestimmt dann in Kombination
mit der bekannten und als konstant gesetzten Rotationsgeschwindigkeit die finite Winkelgröße der
Rotation. Die eigentliche Bilderzeugung findet anschließend während der Rekonstruktionsphase
statt. Dabei wird einerseits der rotationssymmetrische Datensatz in ein karthesisches
58 – MATERIAL UND METHODEN
Speicherformat überführt. Der dritte Raumkoordinatenwert wird aus der diskreten Zuordnung der
CT-Tischbewegung gewonnen. Wegen der Diskretion dieser Zuordnung ist es möglich, ein
Spiral-CT-Protokoll aufzunehmen, welches sich dadurch auszeichnet, dass ein kontinuierlicher
Tischvorschub stattfindet, und trotzdem pro Bild einen diskreten Koordinatenwert zu erhalten Der
Rekonstruktionsalgorithmus wird in diesem Fall die Schwächunsdaten von benachbarten
Rotationswinkelelementen so vergleichen, dass in die Mitte einer ganzen Umdrehung die
CT-Tischkoordinate als der diskrete Wert angenommen wird. Schwächungen aus dem Intervall
[0°;180°[ werden einen Interpolationsbeitrag zur vorangehhenden Schicht, solche aus dem
Intervall ]180°;360°[ einen Interpolationsbeitrag zur nachfolgenden Schicht liefern. Der Einfachheit
halber soll hier aber beispielhaft die Rekonstruktion bei diskretem Tischvorschub und zuerst für
eine Einzelschicht, also für eine einzelne CCD-Zeile, genauer erläutert werden. In allen anderen
angewandten Fällen wird die Rekonstruktion mit zusätzlichen Parametern versehen, die im
Endergebnis entweder bessere Bildqualitäten liefern oder eine Beschleunigung des gesamten
Aufnahmevorgangs bei gleichbleibender Bildqualität erlauben. Historisch gewachsen ist die
verwendete Matrixgröße für die fertigen Schichtbilder. Sie beträgt 512·512 Pixel pro Einzelbild bei
4096 möglichen Grauwerten pro Pixel. Eine Rekonstruktion erfolgt, indem die einzelnen
gantrywinkelabhängigen Schwächungswerte zu einem Bild durch die Annahme überlagert werden,
dass die jeweilige Einzelschwächung durch eine homogene Schwächung im Strahlengang
hervorgerufen wurde. Das bedeutet, dass ein fertiges CT-Bild einer Einzelschicht als Summe von
Einzelbildern, die für sich jeweils einem Schwächungsbild aus den jeweiligen diskreten Teilwinkeln
der Gantryrotation stammenden Schwächungswerten entsprechen, zusammengesetzt wird. Zur
Schärfung dieses Einzelschichtbildes wird ein sogenannter Faltungskern über die Summe der
Winkelteilbilder gelegt. Dieser Faltungskern entstammt einer numerischen Rückrechnung von
aufgenommenen Objekten, deren Geometrie bekannt ist, und welche mit dem fertig rekonstruierten
Bild verglichen wird. Um den Faltungskern anzuwenden, wird das fertige Bild einer
Fouriertransformation unterzogen. Auf die Fouriertransformierte wird dann der Faltungskern
multipliziert, und anschließend erfolgt die Rücktransformation. Das hat den Zweck,
aufnahmebedingte Artefakte aus den fertigen Bildern zu entfernen. Solche Faltungskerne werden
vom Hersteller für patientien- und aufnahmetypische Fälle entsprechend bereitgestellt und sind bei
Auslieferung der CT-Geräte bereits in das Rekonstruktionsmodul integriert. Informationen darüber,
welcher
Faltungskern
für
einen
gegebenen
Aufnahmetypen
sinnvoll
ist,
bezieht
das
Rekonstruktionsmodul aus der Angabe, welches Patientenprotokoll für den Einzelfall vom
Anwender
ausgewählt
wurde,
denn
je
nach
aufgenommener
Körperregion
oder
2.6.2 AUFBAU UND MÖGLICHKEITEN EINES COMPUTERTOMOGRAPHIESYSTEMS –
59
Patientenabmessungen kommen unter Umständen andere Faltungskerne zum Einsatz. Im Falle eines
mehrzeiligen CTs besteht auch die Möglichkeit, mehrere Schichtbilder zeitgleich aufzunehmen. Bei
einer solchen Aufnahmemodalität wird in der Rekonstruktion einer beliebigen Einzelschicht noch
ein zusätzlicher Faltungskern eingebracht, der die Abweichung des Strahlenganges gegen die
Rotationsebene beschreibt, so dass die entstehenden Bilder (trotz der stärkeren der
rotationswinkelelementabhängigen Teilbildschwächungen) letztendlich von vergleichbarer Qualität
wie das Bild im Zentralstrahl sind. Für so genannte 4D-CT-Studien wird genau diese Möglichkeit
eines Mehrzeiler-CTs genutzt. Dabei werden bei fester Tischposition mehrere Bilder aus den
verfügbaren Zeilen gleichzeitig aufgenommen; dieser Vorgang wird für einen längeren Zeitraum
wiederholt, bis eine genügende Anzahl von aufeinanderfolgenden Bildern an benachbarten
Schichtpositionen erhalten wurde. Bei der Rekonstruktion wird ein solcher Datensatz genau wie
eine übliche Aufnahme behandelt, nur das nachfolgend die Zeiten abgearbeitet werden, und der
jeweilige "Zeitstapel" wie eine Einzel-3D-Aufnahme behandelt wird. Der einschränkende Faktor
einer solchen 4-dimensionalen Aufnahme liegt in der maximalen Gantrywinkelgeschwindigkeit (die
ihrerseits ja nicht ausschließlich von den mechanischen Fähigkeiten des Antriebs beschränkt wird,
sondern auch von der Ansprechzeit der CCD-Detektoren), weil aus geometrischen Gründen pro
Einzelbild mindestens eine halbe Rotation erforderlich ist, um ein realistisches Abbild des Patienten
rekonstruieren zu können. In der Realität wird allerdings meist eine ganze Gantryrotation
eingesetzt, um Bildfehler bei der Rekonstruktion verringern zu können. Außerdem sind Geräte bzw.
Geräteoptionen, die Rekonstruktionen aus dem Schwächungsbild nach bereits einer halben
Gantryrotation ermöglichen, deutlich teurer als solche, die eine ganze Umdrehung voraussetzen.
Die für diese Arbeit verwendeten 4D-Patientenaufnahmen wurden mit einem solchen
Mehrzeiler-CT aufgenommen, welches eine Gantryrotationsfrequenz von 1 s-1 bereitstellt und über
16 Zeilen bei einer maximalen Dicke des Aufnahmestapels von 2,4 cm verfügt. Die karthesischen
CT-Koordinaten sind so festgelegt, dass durch die Tischverschiebung z, durch oben und unten y und
durch die Lateralverschiebung x definiert werden. Diese Informationen werden neben anderen in
den DICOM-Dateien, die die Bildinformationen enthalten, abgelegt.
Die Grauwertinterpretation basiert auf der Hounsfield-Skala, einer üblichen Skalierung von
CT-Schwächungswerten µ eines aufgenommenen Objekts zur Dichte dieses Objekts. Dafür gilt:
[HU ] µ Objekt  : =
 µ Objekt − µ Wasser 
⋅1000
 µ Wasser − µ Luft 
(2.25)
60 – MATERIAL UND METHODEN
Obwohl diese Skala theoretisch nach oben offen ist, verwendet das Dateiformat nur Werte zwischen
-1024 und 3071. Der Grund dafür liegt hauptsächlich in der Geschichte des CTs und entstammt
Zeiten, als Speicherplatz noch ein sehr viel teureres Gut war als heutzutage. Dabei wurde
berücksichtigt, dass die realen Werte für einen Patientien innerhalb dieses Intervalls zu finden sind.
Die Speicherung erfolgt, indem man den eigentlichen Hounsfieldwert (HU) linear nach oben
skaliert, indem 1024 addiert wird, um ausschließlich positive Werte zu erhalten. Diese werden in
einem 1-dimensionalen Array als Datenelement im DICOM-Dataset der CT-Bilddatei zeilenweise
abgespeichert.[12]
2.6.3 Aufbau und Möglichkeiten eines Therapieplanungssystems
Das Therapieplanungssystem (Treatment Planning System, TPS) ist ein computergestütztes System,
mit welchem die gesamte Bestrahlung geplant und – soweit rechnerisch möglich – überprüft wird.
Dazu bedarf es mehrerer Module, die dem Planenden die einzelnen Planungsaufgaben ermöglichen.
In der Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie des Klinikums der Universität Regensburg wird
momentan das von der Firma Nucletron stammende Planungssystem Oncentra MasterPlan (OTP)
in der Version 1.5 ServicePack 1 verwendet, jedoch hat sich die Versionsnummer seit Beginn der
Arbeit von 1.3 erhöht. Dabei ist festzustellen, dass nicht jede Version auch alle Fähigkeiten ihrer
direkten Vorgängerversion übernommen hat. Ein wichtiges Beispiel in diesem Zusammenhang ist
die ersatzlos fehlende Möglichkeit seit dem Update auf v1.4 des Imports von 4D-CT-Serien. Im
folgenden soll OTP als Beispiel für die typischen Fähigkeiten eines TPS beschrieben werden. Für
spezielle Fragen, insbesondere zum Thema DICOM, wird auf den Teil Allgemeines am Ende dieses
Unterkapitels verwiesen.[11]
2.6.3.1 Module Image Registration und Target Definition im TPS
Im Registrierungsmodul findet, wie der Name bereits vermuten lässt, die Registrierung der
einzelnen Bildserien eines Patientenfalles statt. Dabei ist es für das Planungssystem unerheblich,
2.6.3.1 MODULE IMAGE REGISTRATION UND TARGET DEFINITION IM TPS
– 61
von welcher Aufnahmequelle (Aufnahmemodalität) die Bildserien stammen. Mit verschiedenen
Registrierungsalgorithmen können in diesem Modul die Serien mittels rigider Registrierung
aufeinander so angepasst werden, dass eine möglichst gute topologische Übereinstimmung
zwischen beiden Bildmengen und den daraus konstruierten dreidimensionalen Objekten entsteht.
Aufgrund der Rigidität der Registrierung werden ausschließlich Streckung, Rotation und
Translation
der
einzelnen
Serien
gegeneinander
berücksichtigt.
Für
den
eigentlichen
Registrierungsvorgang stehen mehrere Registrierungsalgorithmen zur Verfügung. In OTP sind die
zur Verfügung stehenden Algorithmen Manual, Identity, Landmark, Surface Matching und Mutual
Information. Auf die einzelnen Registrierungsalgorithmen soll im Rahmen dieser Arbeit nicht näher
eingegangen werden. Die Identität entspricht dabei einer absoluten Übereinstimmung der beiden
Serien bezüglich der in den Einzelbildern gespeicherten Positionsinformationen, das bedeutet, hier
wird eigentlich gar keine Registrierung durchgeführt, sondern es wird von Benutzerseite behauptet,
die Serien lägen direkt übereinander, was im vorliegenden Fall auch den Tatsachen entspricht. Das
kann unter Umständen dann von Vorteil sein, wenn von vornherein bereits sicher ist, dass es eben
so ist. Dann kann mit dieser Methode auf eine länger dauernde Rechnung verzichtet werden.
In das Registrierungmodul ist das Modul zur Zielregionendefinition (Target Definition) integriert,
da beide in das DICOM-Strukturset schreiben. Die Zielregionen (Regions Of Interest, ROI) werden
schichtweise einfach per Hand oder mit Hilfswerkzeugen (Automatic Contouring), wie
beispielsweise einem Kantendetektionsverfahren zur Bestimmung der Außenkontur, eingezeichnet
und als Polygonzüge für die jeweilige Schicht und das jeweilige ROI im DICOM-Strukturset
abgespeichert. Ein fertiger Satz aus Regions Of Interest der Einzelschichten für eine bestimmte
Einzelstruktur wird entsprechend seiner 3D-Interpretation auch als Volume Of Interest (VOI)
bezeichnet. Grundsätzlich gibt es verschiedene Typen von ROIs. Einerseits werden die
Bestrahlungsziele als ROIs definiert, andererseits werden auch die anatomisch-morphologischen
Patientengegebenheiten als ROI eingezeichnet. Demzufolge unterscheidet man die ROIs in Ziele
(Targets) und in Risikoorgane (Organs At Risk, OAR). Typische Risikoorgane bei
Thoraxbestrahlungen
sind
das
Rückenmark
und
die
Lunge.
Bei
der
eigentlichen
Bestrahlungszieldefinition unterscheidet der einzeichnende Arzt zwischen Gesamttumorvolumen
(Gross Tumor Volume, GTV), Klinischem Zielvolumen (Clinical Target Volume, CTV) und
Primärbestrahlungsvolumen (Planning Target Volume, PTV). Dabei sind diese Begriffe so definiert,
dass in jedem nachfolgenden Volumen das vorangehende enthalten ist. Das GTV ist dabei so
definiert, dass es den Tumor entsprechend seiner erkennbaren morphologischen Ausdehnung
einschließen soll. Das CTV wiederum wird mit einem (zum Teil variablen) Randsaum um ein
62 – MATERIAL UND METHODEN
eingezeichnetes GTV gelegt, so dass mögliche, durch die Bildgebungsmethode nichterkennbare
Tumorauswüchse je nach Tumorart noch mit eingeschlossen werden sollen. Das PTV schließlich
soll die Patientenbeweglichkeit während der Bestrahlung kompensieren. Das heißt speziell im Fall
einer
thorakalen
Bestrahlung,
dass
im
PTV
die
Tumorbeweglichkeit
wegen
der
Patientenatemtätigkeit und möglicher Verschiebungen aufgrund der Herzbewegungen enthalten
sind. Anzumerken ist noch abschließend, dass normale anatomische Gegebenheiten, also die
meisten Risikoorgane, nicht unbedingt immer vom Arzt eingezeichnet werden müssen, wohingegen
die Definition der Bestrahlungsziele auf jeden Fall immer durch einen Arzt mit der nötigen
Ausbildung zu erfolgen hat.[11]
2.6.3.2 Modul Beam Modelling des TPS
Dieses Modul wird benutzt, um die Dosisverschreibung des Arztes in einen tatsächlichen
Bestrahlungsplan umzusetzen. Dazu wird der Patientenfall mit den eingezeichneten Konturen und
eine Dosisverschreibung mit Fraktionierungsvorgabe für diesen Fall benötigt. Es muss also klar
sein,
welches
VOI
wie
bestrahlt
werden
soll,
denn
das
unterliegt
schließlich
der
Dokumentationspflicht. Zuerst wird der Einstellpunkt definiert. Er ist vom Arzt so gewählt worden,
dass er leicht in der Bildfolge wiedergefunden werden kann, ohne dass auf die mitgelieferten
Bildinformationen zurückgegriffen werden muss. Es handelt sich also bei der stereotaktischen
Bestrahlung um die Schnittpunkte von Waagerechter und Senkrechter durch die Schnittpunkte des
Gitters am stereotaktischen Rahmen. Bei einer Bestrahlungsplanung ohne den stereotaktischen
Rahmen wird ein anatomisch-morphologisch leicht wiederzufindender Punkt, wie beispielsweise
die Wirbelvorderkante eines speziellen Brustwirbels oder die Unterkante des Brustbeins bzw.
äußere Markierungen auf der Haut des Patienten verwendet. Es werden nun entsprechend der
Erfahrung des Bedienenden und analog verschiedener Beispielfälle die Strahlanordnung für die
Bestrahlung in einem 3D-Modell um die sichtbare Patientengeometrie angeordnet. Dabei handelt es
sich also um den Gantrywinkel, den Kollimatorwinkel, die Blendenanordnung und die
Lamellenanordnung des MLC, desweiteren die Bestrahlungsqualität, also Elektronen- oder
Photonenfelder und deren jeweilige Energie, und gegebenenfalls noch weitere strahlverändernde
Zubehörteile, wie Keile für Photonenfelder oder spezielle Tubi für Elektronenfelder. Für die
eigentliche Bestrahlungseinstellung werden die einzelnen Strahlengänge als jeweils eigener Beam
2.6.3.2 MODUL BEAM MODELLING DES TPS
– 63
festgelegt und dann entsprechende Anpassungen wie Gantrywinkel, Kollimatorwinkel und
MLC-Lamelleneinstellungen vorgenommen.[11]
2.6.3.3 Dosisberechnungsalgorithmus (Dose Engine) im TPS
Der Dosisberechnungsalgorithmus erfüllt grundsätzlich zwei Aufgaben, nämlich einerseits die zu
erwartende relative Dosisverteilung im 3D-Modell des Patienten möglichst genau zu berechnen,
andererseits die Dosisvorgabe entsprechend der geplanten Fraktionierung in einen Bestrahlungssatz
aus Monitoreinheiten zugehörig zum jeweiligen Einzelstrahl für jede Einzelbestrahlungssitzung
zuzuordnen. Nach Abschluss der Bestrahlungsfeldmodellierung wird eine Dosisberechnung
durchgeführt um sicherzustellen, dass die verschriebene Dosis nicht überschritten wird und
andererseits auch nicht unterschritten wird. Einfach gesagt, es soll sichergestellt werden, dass die
Dosisdeposition an dem Ort und im angestrebten Maß stattfindet. Dabei wird als
Bewertungskriterium allerdings nicht ausschließlich die absolut berechnete Dosisverteilung
zugrunde
gelegt,
sondern
es
werden
auch
die
Besonderheiten
des
einzelnen
Dosisberechnungsalgorithmus berücksichtigt. In OTP stehen zwei verschiedene Algorithmen zur
Dosisberechnung zur Verfügung, ein Nadelstrahlalgorithmus (Pencil Beam, PB) und ein
Konvolutionskernelsuperpositionsalgorithmus (Collapsed Cone, CC). Beide Algorithmen haben
gewisse
Unzulänglichkeiten.
So
ist
bekannt,
dass
der
Pencil-Beam-Algorithmus
die
Dosisgradienten im Halbschatten des Strahlengangs schärfer darstellt, als sie in Wirklichkeit sind.
Auf der anderen Seite stellt der Collapsed-Cone-Algorithmus das absolute Dosismaximum
niedriger dar, als es in Realität tatsächlich ist, was sich daraufhin wieder auf die Berechnung der
Monitoreinheiten (MU) überträgt, und diese entsprechend der Dosisvorgabe erhöht. Auch haben
beide Algorithmen in Bereichen hoher Dichtevarianzen Probleme, die eigentliche Dosisdeposition
in einer solchen Umgebung exakt zu modellieren. Abschließend kann man zur Qualität der derzeitig
praktikablen Algorithmen aufgrund diverser Publikationen sagen, dass PB zwar kürzere Rechenzeit
benötigt als CC und gleichzeitig die Absolutdosis realistischer modelliert, andererseits aber CC die
relative Dosisverteilung besser beschreibt. Inwiefern sich diese allgemeinere Aussage auch auf den
thorakalen Bestrahlungsfall übertragen lässt, folgt später noch eine genauere Ausführung.[11]
64 – MATERIAL UND METHODEN
2.6.3.4 Modul Evaluation des TPS
Nach Abschluss der Dosisberechnung wird also die Planvorgabe mit dem Ergebnis verglichen; bei
Akzeptanz durch den behandelnden Arzt kommt dann dieser Plan mit den berechneten
Monitoreinheiten
und
der
zugrundeliegenden
Fraktionierung
zur
Bestrahlung
ins
Bestrahlungsverwaltungssystem. Von dort aus kann er von der Beschleunigersteuerung abgerufen,
bestrahlt und im Kostensystem erfasst werden. Wird der Plan jedoch nicht akzeptiert, so muss eine
erneute Therapieplanung stattfinden, das heißt, dass entsprechend der Kritikpunkte des Arztes der
bestehende Plan nachgebessert wird und eine neue Dosisberechnung erfolgt. Dabei wird dann zum
Beispiel eine bessere Schonung von Risikoorganen oder eine genauere Zielabdeckung gefordert.
Um die Güte eines Planes nicht ausschließlich qualitativ vergleichen zu können, sondern um auch
eine quantitative Vergleichsmöglichkeit nutzen zu können, verwendet man als üblichen und
einfachsten Vergleichsmodus ein Dosis-Volumen-Histogramm (DVH). Darin wird das abgedeckte
ROI-Volumen gegen die entsprechend deponierte Vergleichsdosis aufgetragen. Das bedeutet, dass
man für jedes Einzel-ROI eine Histogrammkurve erhält, die entsprechend der Art des ROIs gewisse
Idealvorgaben hat, und deren Annäherung an dieses Ideal unter Einhaltung der Vorgaben zur
Organschonung (für Risikoorgane) oder zur genauen Zielabdeckung (für Zielorgane) untersucht
werden. Zum Beispiel, ein optimaler DVH-Plot für das PTV sieht so aus, dass 100 % des Volumens
100 % der Dosis abbekommen. Entsprechend gilt für ein Risikoorgan, dass 100 % dessen
Volumens 0% der Dosis abbekommen sollen. In der Praxis ist es noch schwieriger, der ersten
Vorgabe als der zweiten zu genügen. Da nur in den seltensten Fällen das Ziel direkt an der
Körperoberfläche des Patienten liegt (und selbst dann), wird es immer eine Mitbelastung gesunden
Gewebes bei einer Bestrahlung geben. Die allerdings meistens erfüllbare Absicht ist jedoch, die
Strahlenbelastung für gesundes Gewebe möglichst deutlich unterhalb der Dosistoleranzschwelle für
den jeweiligen Gewebetypen zu halten.[11]
2.6.3.5 Allgemeines
Die Archivierung und der elektronische Zugriff auf medizinische Bilddateien erfolgt über den
DICOM-Standard. Dabei steht DICOM für Digital Imaging and Communications in Medicine.
Dieser Standard findet weltweite Verbreitung und wird nach wie vor weiterentwickelt. Das
2.6.3.5 ALLGEMEINES
– 65
eigentliche DICOM-Format dient dabei als Container für alle möglichen medizinischen
Informationen. Einer DICOM-Datei ist eine gewisse Selbstständigkeit insofern eigen, als dass aus
einer Einzeldatei einer ganzen Bilderserie bereits sämtliche relevanten Patienteninformationen
bezüglich der Patienteneigenschaften sowie auch der Modalitäten der Bildaufnahme extrahiert
werden können. Da die Informationen zwar in einem Binärformat abgespeichert sind, der
DICOM-Standard aber offen ist, müssen verschiedene Sicherungsmaßnahmen ergriffen werden, um
das Patientengeheimnis zu schützen. Dazu zählt auch, dass der Transfer von DICOM-Dateien auf
ein physikalisch unabhängiges Kliniknetzwerk beschränkt ist. Über dieses Netzwerk erfolgt im
Falle des üblichen Vorgehens in der Strahlentherapie der Transfer der Bilddateien von der Lagerung
als CT-Aufnahme hin zum Planungssystem und nach erfolgreicher Planung weiter zum
Bestrahlungssystem. Dieses System ist für die korrekte Zuordnung von Patienteninformationen
bezüglich der Behandlung einerseits und der abrechnungsfähigen Leistungen andererseits zuständig.
Damit
soll
auch
sichergestellt
werden,
dass
ein
Patient
nicht
im
Rahmen
der
Bestrahlungsfraktionierung eine falsche Strahlendosis erhält.
Im DICOM-Standard werden in der Dateierstellung mehrere Hauptobjekte angelegt. Im Fall einer
typischen CT-Bilddatei sind das der MetaHeader und das Dataset. In jedem dieser Hauptobjekte
können Unterobjekte oder Daten direkt abgespeichert sein. Dabei wird einem Untereintrag in einem
Hauptobjekt immer ein Datentyp und eine Bezeichnung zugeordnet. Da es sich um einen offenen
Standard handelt, sind die meisten notwendigen Objekte durch den Standard bereits vorgegeben;
allerdings bleibt dem Hersteller noch ein weites Feld an Möglichkeiten, eigene Datenobjekte
einzubringen. Ein Unterobjekt erscheint dem Hauptobjekt dabei als spezieller Datentyp und kann
selbst wieder weitere Unterobjekte genauso wie auch Daten enthalten. Datentypen sind bei den
vorgegebenen Datenobjekten bereits auf sinnvolle Typwerte gesetzt, zum Beispiel ist für das
Datenobjekt SeriesAcquisitionDate, welches offensichtlich ein Datum enthalten soll, der Datentyp
standardmäßig auf DA ("Datumsvariable") gesetzt. Zum Auslesen und Schreiben einer
DICOM-Datei kann man beispielsweise das DICOM-ToolKit von Offis verwenden, welches
Kommandozeilenwerkzeuge zur Verfügung stellt oder auch Headerdateien zum direkten Einbinden
in C++-Programme. Ähnliche Werkzeuge gibt es auch als Pakete für Matlab9 und IDL10.
Ein TPS wird bei Indienststellung mittels Dosisprofilen und Tiefendosiskurven sowie
entsprechender Absolutdosimetrie kalibriert. Dieser Schritt wird in diesem Kapitel bei der
9 MatLab®, ©The MathWorks
10 IDL® (Interactive Data Language), ©RSI Research Systems Inc.
66 – MATERIAL UND METHODEN
Behandlung des Virtual Electron Fluence Model (VEFM) genauer erläutert, da sich die Prozedur
kaum unterscheidet, bzw. wo dies der Fall ist, wird gesondert darauf hingewiesen. Damit wird dem
Planungssystem eine Simulation der beschleunigerseitigen Eigenarten zur Dosisberechnung
ermöglicht, welche wiederum für alle im TPS enthaltenen Dosisberechnungsalgorithmen gesondert
gegeben
sein
muss,
da
sich
aufgrund
verschiedener
Algorithmen
verschiedene
Strahlerkopfmodellierungen ergeben. Die momentan gebräuchlichen Algorithmen sind der
Nadelstrahlagorithmus und der Konvolutionskernelsuperpositionsalgorithmus. Inzwischen sind
auch kommerzielle Monte-Carlo-Algorithmen (MC) zur Dosisberechnung erhältlich. Im Fall der
Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie des Klinikums der Universität wird allerdings kein
kommerzielles Monte-Carlo-System verwendet, sondern es wird auf der Grundlage des von
Matthias Fippel entwickelten XVMC-Codes ein eigenes Bestrahlungsplanungssystem zu
Forschungszwecken eingesetzt. Das hat den Vorteil, dass die verwendeten Algorithmen bekannt
sind und nicht der Firmengeheimhaltung unterliegen. Außerdem wurde in der Klinik und Poliklinik
für Strahlentherapie seit einigen Jahren an einer Erweiterung zur inversen Dosisoptimierung, dem
Programmpaket Inverse Kernel Optimization (IKO) gearbeitet, welches direkt mit der verwendeten
Version von XVMC kombiniert wurde.
Kapitel 3
Ergebnisse
3.1 Kommissionierung des VEF-Modells für XVMC 15 MV Photonen
Zunächst wurden die geometrisch festen Parameter bestimmt, die für die Modellierung des
Strahlerkopfes nötig sind. Der nächste Schritt erforderte eine intensive Beschäftigung mit den
gemessenen Luftprofildaten aus den Inplane- und Crossplane-Messungen. Diese mussten für den
Fitprozess mit dem bei XVMC mitgelieferten Fitprogramm afit als erstes symmetrisiert und auf die
den einzelnen Feldgrößen entsprechenden Outputfaktoren normiert werden. Die Symmetrisierung
erfolgte mit der Software WP 700 des Wasserphantoms11, indem die Profile jeweils gespiegelt und
anschließend Spiegelung und Original gemittelt wurden. Die Outputfaktoren wurden aus
Punktmessungen bei 100 Monitoreinheiten für die zugehörigen Feldgrößen bestimmt, wobei die
Dosisnormierung so festgelegt ist, dass der Messwert des größten Felds (40x40 cm²) 100 %
entsprechen. Alle Felder wurden in Isozentrumstiefe entsprechend der Fitvorgabe gemessen.
Für die Messungen wurden die folgenden Feldgrößen verwendet:
2x2, 3x3, 5x5, 10x10, 20x20, 40x40, 5x40, 40x5, 10x40 und 40x10 cm²
Für jede Feldgröße wurden insgesamt 7 Profile in Luft gemessen, nämlich im Abstand zur
Primärstrahlerkopfphotonenquelle (Bremsstrahlungstarget):
80 cm, 100 cm und 120 cm
In allen diesen Tiefen wurden die Profile in Inplane- und Crossplane-Richtungen gemessen,
11 Wellhöfer WP 700®; ©Wellhöfer Scanditronix
67
68 – ERGEBNISSE
zusätzlich wurde für jedes Feld noch eine Tiefendosiskurve von 80 cm bis 120 cm Tiefe
aufgenommen. Die Messungen selbst mussten für diese Arbeit nicht erneut vorgenommen werden,
da
Dr. rer. nat. Matthias Hartmann
während
seiner
Doktorarbeit[7]
die
Kommisionierungsmessungen für die 6 MV-Photonenmodellierung von VEFM durchgeführt hat
und währenddessen auch die Werte für die 15 MV-Photonenmodellierung ermittelt hat. Ebenso
wurde die Wassertiefendosiskurve (10x10 cm² Feldgröße, SSD: 100cm), welche für den späteren
Fit des Energiespektrums notwendig ist, bereits von Dr. Hartmann bestimmt.
Die zum Normieren der Profile notwendigen Outputfaktoren wurden wie folgt bestimmt:
Feldgröße [cm²]
2x2
3x3
5x5
Outputfaktor [%]
85,7
89,2
92,7
10x10 20x20 40x40 5x40
96,0
99,1
100
96,5
40x5 10x40 40x10
94,4
98,7
97,6
Tabelle 3.1: Outputfaktoren für die Renormierung der symmetrischen Luftprofile
Auf diese Outputfaktoren wurden nun alle Einzelprofile normiert, und konnten dann direkt an das
Fitprogramm übergeben werden. Dabei stellte sich zunächst das Problem des Fitprogramms heraus,
welches die Kurven beim Einlesen nach Erreichen einer gewissen Größe des jeweiligen
Einzeldatensatzes abschneidet. Dieses Problem konnte durch die Anpassung der maximalen
Datensatzlänge beim Datenexport aber in den Griff bekommen werden. Nach diesem Schritt und
einem erfolgreichen Fitprozess waren die geometrischen VEFM-Parameter bestimmt.
3.1 KOMMISSIONIERUNG DES VEF-MODELLS FÜR XVMC 15 MV PHOTONEN –
69
Die Übereinstimmung der gefitteten mit den gemessenen Luftprofilen war zufriedenstellend:
Abbildung 3.1: Crossplane Profilfits in SSD 100 cm (quadratische Felder)
Abbildung 3.2: Inplane Profilfits in SSD 100 cm (quadratische Felder)
Aus Platzgründen, sind hier nur die quadratischen Felder in Source-Surfuace-Distance (SSD)
100 cm abgeildet; die restlichen Felder zeigen eine ähnliche Übereinstimmung.
Als nächster Schritt folgte die Berechnug der monoenergetischen Tiefendosiskurven und der
Elektronenkontaminationskurven zur Bestimmung der energetischen Spektralparameter. Dazu
wurden die festen geometrischen Parameter des Beschleunigers und die gefundenen geometrischen
Strahlparameter in einen vorläufigen Basisdatensatz verpackt. Mit diesen Basisdaten wurde
70 – ERGEBNISSE
anschließend eine monoenergetische Quelle von XVMC simuliert (10 cm · 10 cm Feldgröße, wie
bei der Messkurve), und deren Dosisdepositionen für die erforderlichen Einzelenergien in Wasser
als Tiefendosiskurven berechnet. Die benötigten Einzelenergien für die spektrale Anpassung der
noch fehlenden Basisdaten waren wie folgt vorgegeben:
0,25; 0,50; 0,75; 1,00; 1,25; 1,50; 1,75; 2,00; 2,50; 3,00; 3,50; 4,00; 4,50; 5,00;
6,00; 7,00; 8,00; 9,00; 10,00; 11,00; 12,00; 13,00; 14,00; 15,00; 16,00; 17,00;
18,00; 19,00 und 20,00 MV
Die Berechnungen der monoenergetischen Tiefendosiskurven erfolgte mit der ungefähren
statistischen Genauigkeit von 1 %. Außerdem wurde auch eine Tiefendosiskurve mit einer
Dosisdeposition ausschließlich aus den Kontaminationselektronen bei der nominellen Energie von
15 MV der Photonenquelle berechnet. Die dafür benötigten Energieparameter wurden aus den
Abschätzungen (2.23) und (2.24) bezogen und ebenfalls in den Basisdatensatz eingetragen.
Anschließend wurde mit dem mitgelieferten Programm wfit der Fit der Parameter des
Energiespektrums durchgeführt. Dieser Fit lieferte ziemlich gute Ergebnisse:
Abbildung 3.3: Anpassen der Parameter an die gemessene Tiefendosiskurve
3.1 KOMMISSIONIERUNG DES VEF-MODELLS FÜR XVMC 15 MV PHOTONEN –
71
Bei diesem Schritt wurden nun die restlichen Daten für ein vollständiges Basisdatenfile ermittelt.
Der gesamte Datensatz der Basisdaten zeigte sich wie folgt:
Parameter
Wert
gefittet
Primärphotonenanteil P0
88,61 %
afit
Abstand der Primärphotonenquelle z0
0,00 cm
nein
0,1588
afit
Streuphotonenanteil PS
11,39 %
1 - P0
Abstand der Streuphotonenquelle zS
4,00 cm
nein
2,2237
afit
Hornfaktor h0
27,7937
afit
Hornfaktor h1
-262,5234
afit
Hornfaktor h2
-1389,8630
afit
Hornfaktor h3
21192,6738
afit
Hornfaktor h4
55270,7422
afit
Abstand der Y-Blenden
27,1 cm
nein
Abstand des MLC
35,9 cm
nein
0,101597
wfit
Gy
MU
nein
σP
σS
Normierungswert N
Dosis-MU-Kalibrierung in Dmax
0,01
minimale Energie Emin
0,012869 MeV
wfit
maximale Energie Emax
17,331657 MeV
wfit
spektraler Parameter l
0,885623
wfit
spektraler Parameter b
0,456897
wfit
Kontaminationselektronenanteil Pe
4,6285 %
wfit
Abstand der Kontaminationsquelle
9,40 cm nein (übernommen)
Radius der Kontaminationsquelle
3,00 cm nein (übernommen)
mittlere Elektronenenergie ⟨Ee⟩
2.50 MeV
Gl.(2.24)
Tabelle 3.2: ermittelte Basisdaten für 15 MV Photonenstrahlung am PRIMUS
72 – ERGEBNISSE
Mit diesen Daten wurde zur Verifikation der VEFM-Strahlerkopfdaten mit XVMC Profilkurven in
Inplane-
und
Crossplane-Richtung
mit
1%
statistischer
Genauigkeit
berechnet.
Der
Oberflächenabstand war 90 cm. Die verwendeten Feldgrößen und Parameter wurden so gewählt,
um einen Vergleich mit den Kommissionierungsdaten des Planungssystemvorläufers des derzeit
verwendeten Oncentra MasterPlan nämlich Helax TMS zu ermöglichen, da diese Daten auch in
elektronischer Form vorhanden waren und dafür nur auf die entsprechenden Wasseroutputfaktoren
normiert werden mussten. Somit ist ein direkter Vergleich möglich. Die zur Berechnung
verwendeten Feldgrößen sind identisch mit denen, die auch für die Helax TMS-Kommissionierung
verwendet wurden nämlich:
5x5; 10x10; 15x15 und 20x20 cm²
Gleichzeitig wurden für die damalige Kommissionierung in verschiedenen Tiefen gemessen. Bei
der Simulation wurde das berücksichtigt bis auf die Messung in 1,5 cm Wassertiefe, da dort noch
ein Aufbaueffekt der Photonen zu vermuten ist, weil sich das Maximum erst bei ungefähr 3 cm
Tiefe befindet. In geringeren Tiefen bei der Dosisberechnung machen sich die Auswirkungen des
Aufbaueffekts durch statistisch sehr starke Schwankungen in der Dosisdeposition bemerkbar. Ein
exemplarischer
Vergleich
von
XVMC-berechneten
Profildaten
mit
den
ursprünglichen
Kommissionierungsdaten zeigt:
Abbildung 3.4: Verifikationsrechnung (Crossplane). Vergleich mit Kommissionierungsdaten von TMS
3.1 KOMMISSIONIERUNG DES VEF-MODELLS FÜR XVMC 15 MV PHOTONEN –
73
Abbildung 3.5: Verifikationsrechnung (Inplane). Vergleich mit Kommissionierungsdaten von TMS
Damit wurde ein Punkt erreicht, an dem aus XVMC-Rechnungen auch mit 15 MVPhotonenenergien prinzipiell möglich ist.
Es sind zwar noch gewisse Abweichungen zwischen den berechneten und den gemessenen
Dosisdepositionen erkennbar, jedoch ließen sich unter Umständen an den kritischen Stellen bessere
Ergebnisse erzielen, falls zusätzliche Luftprofildaten gemessen und beim geometrischen Fitprozess
berücksichtigt würden.
3.2 Therapieplanvergleich für einen Lungentumor in 3DCRT- bzw. ESRTBestrahlungstechnik
Der Planvergleich für die einzelnen Dosisalgorithmen und Photonenenergien wurde mithilfe von
Plänen auf das Alderson-Radiation-Therapy-Phantom (ART) durchgeführt. Dafür wurden die
Zielstrukturen GTV (als CA-Mediastinum), CTV und PTV großflächig für alle Pläne als
Bestrahlungsgrundlage vorgegeben. Der eingezeichnete Tumor sollte dabei eine zentrale Lage mit
Teileinschluss des Mediastinalbereichs besitzen, in dem die lokale Dichte im Phantom ungefähr der
74 – ERGEBNISSE
Wasserdichte entspricht. Diese Voraussetzung ermöglicht später einen Bereich mit niedrigem
Dosisgradienten in den Berechnungen, in dem dann auch der Dosisreferenzpunkt angesiedelt sein
sollte. Ein weiterer Teil des Tumors sollte im rechten Lungenflügel angesiedelt sein, um eine
Untersuchung des Verhaltens der einzelnen Dosisalgorithmen in Lungengewebe zu ermöglichen.
Zusätzlich wurden die Risikostrukturen "Rückenmark", "rechte Lunge" und "linke Lunge" definiert.
Diese Risikostrukturen ergaben sich aus der Anatomie des Phantoms und wurden ebenfalls in allen
Plänen als Strukturset zugrunde gelegt. Um desweiteren einen möglichst aussagekräftigen
Vergleich zwischen den Photonenenergien zu erzielen, wurden stets die gleichen Ganty- und
Kollimatorwinkel zur Planerstellung verwendet. Die Dosisvorgabe zur Monitoreinheitenberechnung
wurde auf 60 Gy in 3 Fraktionen festgelegt, mit der 60 %-Isodose als Umschließende für das PTV.
Zur manuellen Planoptimierung wurde in OTP der Collapsed-Cone-Algorithmus eingesetzt; die
berechneten Monitoreinheiten wurden dann direkt für die Dosisberechnung in allen anderen Plänen
dieser Energie verwendet. Zusätzlich wurde ebenfalls die Strahlgewichtung für alle vier geplanten
Felder gleichgesetzt, so dass effektiv auch für alle Einstrahlrichtungen die gleichen
Monitoreinheiten berechnet wurden. Damit konnte ein weiterer Parameter beim Energievergleich
festgehalten werden.
3.2.1 Dosisvergleich Oncentra Masterplan Collapsed-Cone 6 MV- und 15 MVTherapiepläne
Die erstellten Pläne unterscheiden sich ausschließlich in den Einstellungen der einzelnen
Kollimator-Lamellen des MLC für die jeweiligen Energien. Es wurde solange manuell optimiert,
bis die Planvorgabe erreicht werden konnte. Dabei stellte sich bereits als erstes auffälliges
Zwischenergebnis eine deutlich geringere Monitoreinheitenzahl für die 15 MV-Photonenfelder
heraus als für die 6 MV-Photonenfelder. Zur genaueren Begutachtung werden die integralen
Dosisvolumenhistogramme verglichen. Zuerst für die 6 MV-Photonenplanung:
3.2.1 DOSISVERGLEICH ONCENTRA MASTERPLAN COLLAPSED-CONE 6 MV- UND 15 MV-THERAPIEPLÄNE –
Abbildung 3.6: DVH 6 MV-Photonenplan (CC)
Und für die 15 MV-Photonenplanung:
Abbildung 3.7: DVH 15 MV-Photonenplan (CC)
75
76 – ERGEBNISSE
Dabei fällt für alle Strukturen ein steilerer Abfall im 15 MV-Fall auf, welches als höhere
Dosiskonformität in den Zielvolumina und als niedrigere Belastung im Hochdosisbereich für die
Risikoorgane zu interpretieren ist. Ansonsten sieht man die Einhaltung der Planvorgaben bei der
jeweiligen Betrachtung der Dosiskurve des PTV. Die berechneten Monitoreinheiten beliefen sich
auf 716 MU im 6 MV-Fall und auf 599 MU im 15 MV-Fall für jeden Einzelstrahl. Sie werden auch
als Dosisberechnungsgrundlage für den Vergleich der anderen Algorithmen verwendet.
3.2.2 Dosisvergleich Oncentra Masterplan Pencil-Beam 6 MV- und 15 MVTherapiepläne
Die Planung für den Vergleich der Dosisberechnung beider Photonenenergien mit den PencilBeam-Algorithmus lieferte erwartungsgemäß scheinbar die besseren Ergebnisse in Bezug auf die
Dosiskonformität bei der Auswertung der DVHs:
Abbildung 3.8: DVH 6 MV Photonenplan (PB)
3.2.2 DOSISVERGLEICH ONCENTRA MASTERPLAN PENCIL-BEAM 6 MV- UND 15 MV-THERAPIEPLÄNE –
77
Abbildung 3.9: DVH 15-MV Photonenplan (PB)
Es werden in den DVHs deutlich steilere Kurven angezeigt, welche eigentlich als höhere
Dosiskonformität in den Zielvolumina bei gleichzeitig besserer Schonung der Risikoorgane im
Hochdosisbereich zu interpretieren wären, jedoch ist das aufgrund der Natur des Pencil-BeamAlgorithmus zu erwarten gewesen und entspricht wegen der ungenügend berücksichtigten lateralen
Streustrahlungskomponenten der einzelnen Nadelstrahlen bei der Dosisberechnung ebendieser
Fehlinterpretation. Die DVHs aus den Berechnungen mit dem Collapsed-Cone-Algorithmus
entsprechen sicher deutlich eher einer realen Dosisdeposition im Bestrahlungsfall.
3.2.3 Dosisvergleich XVMC 6 MV- und 15 MV-Therapiepläne
Für den Energievergleich der XVMC-Dose-Engine, wurde Kommissionierung der 15 MVPhotonenenergie benötigt. Ansonsten wurden erneut die bereits erstellten Collapsed-Cone-
78 – ERGEBNISSE
Bestrahlungspläne benutzt. Die Pläne wurden mit den zugehörigen Struktursets und
CT-Bildinformationen ins XVMC-System importiert und dort dann mit 1 % statistischer
Genauigkeit gerechnet. Es ist bei der Darstellung der DVHs zu beachten, dass die XVMC-Dosis
sich stets auf eine Fraktion, die OTP-Dosis auf alle Fraktionen bezieht, und deswegen eine andere
Relativskalierung angewendet werden muss. Dabei erhält man wieder Dosisvolumenhistogramme.
Allerdings geben diese nun die Realität – so gut wie momentan möglich – wieder:
Abbildung 3.10: DVH 6 MV Photonenplan (XVMC)
3.2.3 DOSISVERGLEICH XVMC 6 MV- UND 15 MV-THERAPIEPLÄNE –
79
Abbildung 3.11: DVH 15 MV Photonenplan (XVMC)
Es ist deutlich eine hohe Übereinstimmung zwischen Collapsed-Cone-DVHs und XVMC-DVHs
bei den Dosiskonformitäten für die Zielvolumina zu erkennen; jedoch scheint wohl der
Collapsed-Cone-Algorithmus die Dosisbelastung der Risikoorgane etwas zu unterschätzen,
insbesondere im wichtigen Hochdosisbereich. Insgesamt schneidet auch hier der 15 MVBestrahlungsplan etwas besser ab als der 6 MV-Bestrahlungsplan, sei es nun in der
Dosiskonformität im Ziel oder auch in der Schonungsfähigkeit der Risikoorgane im
Hochdosisbereich.
3.3 3D-Dosisvergleich
Für den 3-dimensionalen Dosisvergleich wurden die berechneten Einzeldosen in ausgewählten
Schichten miteinander verglichen. Es wurden dabei stets die selben Schichten benutzt. Bei der
80 – ERGEBNISSE
Auswahl dieser Einzelschichten wurde Wert darauf gelegt, dass ein prinzipieller Vergleich mit
Filmmessung bezüglich der Relativdosisverteilung im Alderson-Phantom möglich ist, also dass
Schichten im Planungssystem ausgewählt wurden, die das Zielvolumen enthalten und gleichzeitig
so gut wie möglich mit den Schnittebenen des Phantoms korrelieren. Insgesamt wurden drei
Schichten bestimmt, die diesen Vorgaben entsprechen. Sie wurden zur einfacheren Identifizierung
mit "upper", "mid" und "lower" entsprechend ihrer Position bezüglich der Anatomie des
Alderson-Phantoms benannt. Das zugrunde liegende Planungs-CT wurde mit einer Schichtdicke
von 5 mm aufgenommen. Eine einzelne Platte des Phantoms hat hingegen eine Solldicke von einem
Zoll (= 2,54 cm), wobei aufgrund der Alterung des Phantoms sich die einzelnen Platten bereits
etwas verzogen haben und somit teilweise abweichende Dicken aufweisen. Für die erwähnte
Dosisschichtendefinition
ist
es
im
Rahmen
der
Messgenauigkeit
ausreichend,
die
Phantomschichtdicke als 2,5 cm anzunehmen. Das ist insofern sinnvoll, weil die Filmplatzierung in
drei benachbarten Schichtzwischenräumen im Alderson-Phantom erfolgen müsste, um möglichst
zentral im Zielvolumen zu liegen. Gleichzeitig werden auch reale Dosisschichten im TPS benötigt,
für die dann eine Dosis exportiert werden muss. Es sollen hier nun Vergleiche der relativen
Dosisdepositionen nach Photonenenergie getrennt betrachtet werden.
3.3.1 6 MV-Planvergleich
Zum Vergleichen der Dosisalgorithmen werden für die drei ausgewählten Schichten die
berechneten Dosiverteilungen exportiert und mit Verisoft12 verglichen. Um einen anschaulichen
Vergleich zwischen verschiedenen relativen Dosisverteilungen zu ermöglichen, werden
Gammaplots berechnet, jeweils als Vergleich zwischen zwei der Dosisberechnungsalgorithmen. Zur
Erstellung der Gammaplots mussten die einzelnen Dosen entsprechend der Gesamtdosis von 60 Gy
in 3 Fraktionen normiert werden. Das ist wichtig, weil die Dosis von OTP für die gesamte
Bestrahlung, von XVMC nur für jede Einzelfraktion gespeichert wird. Es ergaben sich folgende
Gammaplots:
12 © PTW-Freiburg, Verisoft® v.3.0
3.3.1 6 MV-PLANVERGLEICH –
Abbildung 3.12 :Gammaplot zum relativen Dosisvergleich 6 MV,
Collapsed-Cone und Pencil-Beam
Abbildung 3.13 :Gammaplot zum relativen Dosisvergleich 6 MV,
Collapsed-Cone und XVMC
81
82 – ERGEBNISSE
Abbildung 3.14 :Gammaplot zum relativen Dosisvergleich 6 MV,
XVMC und Pencil-Beam
Die gezeigten Gammaplots sind diejenigen der zentralen Schicht. Das liegt daran, dass nur in dieser
Schicht eine exakte Ausrichtung der berechneten relativen Dosisdepositionen gewährleistet werden
konnte.
Ansonsten
waren
beim
Auswerten
zu
viele
Unsicherheitsfaktoren
bei
der
Schichtausrichtung festzustellen, was ursächlich auf Unzulänglichkeiten im Import in Verisoft
zurückzuführen war, die sich in der zur Verfügung stehenden Zeit nicht beheben ließen.
3.3.2 15 MV-Planvergleich
Auch für die 15 MV-Photonenfeldpläne wurden zum Planvergleich jeweils die Gammaplots erstellt.
Aufgrund derselben Fehlfunktion beim Import von Verisoft konnte nur die mittleren Schichten
ohne zu viele Unsicherheitsfaktoren und Schätzungen aufeinander gepasst werden. Deshalb hier
nun die Gammaplots:
3.3.2 15 MV-PLANVERGLEICH –
Abbildung 3.15: Gammaplot zum relativen Dosisvergleich 15 MV,
Collapsed-Cone und Pencil-Beam
Abbildung 3.16: Gammaplot zum relativen Dosisvergleich 15 MV,
XVMC und Collapsed-Cone
83
84 – ERGEBNISSE
Abbildung 3.17: Gammaplot zum relativen Dosisvergleich 15 MV,
XVMC und Pencil-Beam
Man sieht auch hier die Übereinstimmungen mit den aus dem DVH bereits erwarteten
Dosisdepositionen, nämlich dass alles außerhalb des direkten Strahlenganges deutliche
Unterschiede aufweist.
3.4 Konsequenzen der 4D-PTV-Optimierung bei der ESRT im Thoraxbereich
Zur
Untersuchung
dieses
Unterpunktes
wurden
die
tatsächlichen
Aufnahmen
und
Bestrahlungspläne eines exemplarisch ausgewählten Beispielpatienten verwendet. Dabei wurde ein
Was-Wäre-Wenn-Szenario erstellt, da die eigentliche Behandlung des Patienten in der bewährten
Art und Weise durchgeführt wurde. Für den Patienten wurden entsprechend der interessanten
Zielstrukturen zusätzlich zum normalen Planungs-CT auch zwei 4D-CT-Serien aufgenommen, die
jeweils über 20 Zeiten bei 12 z-Positionen pro Serie verfügen. Der zeitliche Abstand der einzelnen
3D-Serien in einer 4D-Serie entspricht 1 Sekunde. Die Auflösung in z-Richtung pro Serie betrug
2,4 mm. Es wurden z-Positionen von 6,8 mm bis 33,2 mm und 6,7 mm bis -19,7 mm aufgenommen,
so dass jeweils der maximale Ausschnitt des CTs von 24 mm ausgenutzt werden konnte. Die
3.4 KONSEQUENZEN DER 4D-PTV-OPTIMIERUNG BEI DER ESRT IM THORAXBEREICH –
85
DICOM-Dateien wurden dem beschriebenen automatischen Sortierungs- und Indizierungsprozess
unterzogen, und es wurde ein Export der drei Serien erstellt, nämlich dem originalen Planungs-CT,
der Minimalserie und der modifizierten Summenbildserie. Diese teilweise neu erstellten, teilweise
ursprünglichen Daten wurden im Planungssystem OTP als 3 einzelne CT-Serien erkannt und
zweifach in einen neuen Patientenfall importiert. Anschließend wurde für jeden der neu erstellten
Fälle ein Strukturset definiert, wobei die identischen Risikoorgane von mir selbst, die Zielstrukturen
in Anlehnung an den originalen Bestrahlungsplan des Patienten von ärztlicher Seite fachkundig
eingezeichnet wurden. Es wurde versucht, mit diesem Vorgehen die normalen Standardprozeduren
bei echten Patientenbestrahlungen zu imitieren. Dabei wurde auch die Planungsvorgabe der
Originalbehandlung
übernommen,
welche
auf
das
Zielvolumen
"CTV + 0.7 mm"
eine
Umschließung durch die 70 %-Isodose forderte bei einer Dosisgabe von 12 Gy pro Fraktion auf
diese 70 % in 3 Fraktionen. Die definierten Strukturen bezogen sich einmal auf das modifizierte
Summenbild, das andere Mal auf die Minimalserie, also die Simulation einer Gated~ bzw.
Triggered Radiotherapy. Beim dritten Mal wurde der Originalpatientenfall kopiert. Auf diese Art
und Weise konnte anschließend mit jeweils neuen Patientenfällen immer das Planungs-CT und die
Kombinationen aus einem dieser beiden Struktursets und den jeweils resultierenden
Bestrahlungsplänen plus dem originalen Bestrahlungsplan verglichen werden. Dieses Vorgehen war
nötig, weil sich immer nur auf die erste CT-Serie eines Falles eine Dosisberechnung durchführen
lässt und pro Patientenfall immer nur maximal ein Strukturset erlaubt ist. Es resultierten also drei
weitere Patientenfälle, die zum Dosisvergleich herangezogen wurden. Die Dosisberechnung wurde
in OTP mit dem Pencil-Beam- sowie auch mit dem Collapsed-Cone-Algorithmus durchgeführt,
obwohl die Pläne mit dem Collapsed-Cone-Algorithmus manuell optimiert wurden. Zusätzlich
wurde eine Dosisberechnung mit XVMC vorgenommen, um mögliche Unterschiede bei einem
realen Patienten erkennen zu können. Allerdings wurden diese Berechnungen (Pencil-Beam und
XVMC) aus Zeitgründen nicht mehr vollständig ausgewertet, allein schon weil sich Import und
Export der DVHs bzw. der zugrunde liegenden Dosisverteilungen in Kombination mit den
zugehörigen Strukturensätze und die graphische Darstellung keineswegs trivial gestaltet haben.
Zuerst sollen hier die Ergebnisse der Dosisberechnungen für den modifizierten Summenserienfall
gezeigt werden, das heißt, der Auswertung liegen die Strukturen zugrunde, die sich aus dem
modifizierten Summenbild ergaben. Gleichzeitig wurde die CT-Serie des originalen Planungs-CTs
für die Dosisberechnung verwendet, weil man alle diejenigen Serien und Serienfusionen, die als
3-dimensionale Projektionen aus den 4D-CTs extrahiert wurden dafür aufgrund der geringen
Ausdehnung in z-Richtung und der deswegen fehlenden Rückstreuung für Dosisberechnungen nicht
86 – ERGEBNISSE
verwenden kann.
Die einzelnen Pläne (an der Linienform erkennbar) bedeuten:
4F on BC.re ModC:
Plan auf die Strukturen des modifizierten Summenbilds
ph4cc:
Originalplan
vTrig.4F.cc01:
Plan auf die Strukturen der Minimalserie
Dabei hat das DVH folgende Form:
Abbildung 3.18: DVH für das Strukturset der modifizierten Summenserie auf das Planungs-CT mit
Collapsed-Cone-Algorithmus gerechnet
3.4 KONSEQUENZEN DER 4D-PTV-OPTIMIERUNG BEI DER ESRT IM THORAXBEREICH –
87
Das DVH für den Fall, dem die Minimalserie zur Strukturdefinition zugrunde lag, sieht aus wie
folgt:
Abbildung 3.19: DVH für das Strukturset der Minimalserie auf das Planungs-CT mit
Collapsed-Cone-Algorithmus gerechnet
88 – ERGEBNISSE
Und schließlich das DVH, für den Fall, dass man der Dosisberechnung das Strukturset aus der
Originalplanung zugrunde legt:
Abbildung 3.20: DVH für das Strukturset des Orinalbestrahlungsplans auf das Planungs-CT mit
Collapsed-Cone-Algorithmus gerechnet
Wie man sieht, gibt es für alle drei Fälle unterschiedliche Dosiskonformitäten. Für das
eingeblendete Zielvolumen ("CTV + 0.7 mm", türkis) wurde entsprechend der Plan- und
Strukturenkombination die Planungsvorgabe mehr oder weniger erreicht; was dies bedeutet, wird
im Diskussionsteil noch ausführlich verdeutlicht.
Ein weiterer Nebeneffekt dieser Untersuchung ist, dass die Volumina einer nach den gleichen
Grundsätzen definierten Zielstruktur ("CTV + 0.7 mm") von ihrem entstandenen Volumen in allen
drei Struktursätzen verglichen werden können. Es ergaben sich folgende Größen für das
Planungsziel:
3.4 KONSEQUENZEN DER 4D-PTV-OPTIMIERUNG BEI DER ESRT IM THORAXBEREICH –
Volumen V [cm³]
rel. ∆V [%]
originale Bestrahlung
51,863
100
aus der mod. Summenbildserie
59,237
114,2
simulierte Gated- RT-Struktur
48,391
93,3
Strukturset
89
Tabelle 3.3a: Änderung der Zielvolumen bei verschiedenen CT-Grundlagen (1)
("CTV + 0.7 mm", Planungsziel)
Daran sieht man den Volumenanteil an gesundem Gewebe, der bei einer Gated-RT ungefähr
verschont bliebe. Auch die Veränderung der eingezeichneten Größe der Tumorumrandung in
Abhängigkeit von der CT-Serien-Basis der Strukturdefinition kann direkt bestimmt werden; es
handelt sich dabei um das in den DVHs nicht aufgeführte VOI "CTV":
Volumen V [cm³]
rel. ∆V [%]
originale Bestrahlung
14,340
100
aus der mod. Summenbildserie
18,831
131,3
simulierte Gated- RT-Struktur
13,543
94,4
Strukturset
Tabelle 3.3b: Änderung der Zielvolumen bei verschiedenen CT-Grundlagen (2)
("CTV", Tumorumrandung)
Für die restlichen Strukturen kann man die Größen in den Tabellen der Abbildung 3.18 bis 3.20 in
der entsprechenden Spalte ablesen, Jedoch haben diese Werte keine direkte Relevanz, außer dass
der Versuch erkennbar ist, die Strukturdefinitionen für die Risikoorgane möglichst identisch zu
gestalten.
90 – ERGEBNISSE
Kapitel 4
Diskussion, Ausblick und Zusammenfassung
4.1 6 MV-Photonenfelder im Vergleich zu 15 MV-Photonenfelder
Beim Vergleich der relativen Dosisdeposition zwischen 6 MV- und 15 MV-Photonenplänen fällt –
wie bereits erwähnt – zuallererst auf, dass die absolute Monitoreinheitenzahl für 15 MVPhotonenfelder kleiner ist als für die selbe Dosisvorgabe bei 6 MV-Photonenfeldern. Zusammen
mit der höheren Dosisleistung der Linearbeschleuniger führt das zu einer deutlichen Verkürzung der
absoluten Einstrahlzeiten. Das ist relevant für die Verminderung einer physischen und psychischen
Belastungen der Patienten bei der Bestrahlung. Es bedeutet auch, dass bei einer kürzeren absoluten
Bestrahlungszeit die möglichen intrafraktionellen Beweglichkeiten, aus einer gewünschten
Lagerung heraus, einen geringeren Effekt haben könnten.
Weiterhin ist in allen 15 MV-Photonendosen die Hochdosisbelastung der Risikoorgane etwas
geringer ist, dafür jedoch eine entsprechend höhere Volumenbelastung in Kauf genommen werden
muss. Im Gegenzug sind die Dosisdepositionen in den Zielvolumina etwas konformer. Insbesondere
fällt dies beim direkten Vergleich einzelner Schichten auf, in denen die Dosis als Colorwash
überlagert wurde, wobei hier die mit XVMC berechnete Dosis betrachtet wird:
91
92 – DISKUSSION, AUSBLICK UND ZUSAMMENFASSUNG
Abbildung 4.1: Dosisdarstellung 6 MV-Lungenplan im ART (weiß: 60 %-Isodose, rot: PTV)
Abbildung 4.2: Dosisdarstellung 15 MV-Lungenplan im ART (weiß: 60 %-Isodose, rot: PTV)
4.1 6 MV-PHOTONENFELDER IM VERGLEICH ZU 15 MV-PHOTONENFELDER
– 93
Hier erkennt man die bessere Dosiskonformität im Ziel sowie bei genauerem Hinsehen die höhere
laterale Streuung in weniger dichtem Gewebe (Lunge) für den 15 MV-Photonenplan. Es muss
jedoch an dieser Stelle über die Dosiskonformität im Zielvolumen noch ein kleine Anmerkung
gemacht werden. Der 6 MV-Photonenplan hätte für den Fall, dass er nicht als Verlgleichsgrundlage
hätte dienen sollen, und er unter Verwendung von Keilfiltern hätte geplant werden können, nach
Erfahrungen mit echten Bestrahlungsplänen sicher eine bessere Dosiskonformität aufweisen
können. Trotz allem ist aber beachtlich, dass man mit so wenigen freien Planungsparametern (es
waren nur die Lamelleneinstellung des MLC und die Gesamtmonitoreinheitenzahl frei) die
Planungsvorgabe erfüllen konnte. Das Ergebnis wiederum spricht dabei aber eher für die
Verwendung von 15 MV-Photonenplänen, zumindest für großvolumige zentralen Lungentumoren.
4.2 Planvergleich
Die Dosisberechnung der verschiedenen Plan- und Strukturset-Kombinationen lieferte interessante
Ergebnisse, die zum Teil beinahe überraschend waren. Jedoch ist zu berücksichtigen, dass die
Grundlage nur ein einzelner Beispielpatient war, so dass sich aus den Ergebnissen bestenfalls eine
Tendenz ablesen lässt.
Aus den Ergebnissen lässt sich zuallererst erkennen, dass es unabhängig vom eigentlichen
Strukturset möglich war, mit den vorgegebenen Gantry- und Kollimatorwinkeln einen eigenen
Bestrahlungsplan entsprechend der angenommenen Dosisverordnung zu erstellen. Der zweite
Vergleichsaspekt ist die Schonung der Risikostrukturen. Während der ursprüngliche Plan und der
virtuelle Gated- RT-Plan in diesem Punkt nur unerhebliche Unterschiede aufweisen, verliert der
Plan auf Grundlage des modifizierten Summenbilds den Vergleich zwar knapp, aber deutlich, was
auch nicht anders zu erwarten war, da die eingezeichnete Zielstruktur ein sehr viel größeres
Volumen aufweist. Dieses Verlieren bezieht sich besonders auf die Dosismehrbelastung der
befallenen Lungenseite, während für die anderen Strukturen nur eine marginale Überhöhung
festzustellen ist. Der nächste interessante Punkt ist, dass die Dosisbelastung für das Zielvolumen im
direkten Vergleich zwischen originalem Bestrahlungsplan und dem modifizierten Summenplan im
originalen Strukturset nur wenig Mehrbelastung für den Plan aus der modifizierten
Summenbildserie ausgewiesen wird, wohingegen die Minderbelastung für das PTV(gated) in diesem
94 – DISKUSSION, AUSBLICK UND ZUSAMMENFASSUNG
Vergleich sogar fast identisch ist. Das kann dahingehend interpretiert werden dass eine gewisse
Gleichwertigkeit des Originalplans und des Gated- RT-Plans vorliegt. Fakt ist jedoch, dass es für
das originale Strukturset kaum einen Unterschied zu machen scheint, welcher Plan bestrahlt wird.
Ausschließlich in den zugehörigen Struktursets zeigen sich die echten Vorteile der Einzelpläne,
wobei die Tendenz zu erkennen ist, dass der Originalplan und der Gated-RT-Plan sich bezüglich
der Volumen-Dosis-Belastung ziemlich ähnlich sind. Das entspricht auch den Erwartungen, da sich
beide nur auf einen einzelnen Atemzustand bei Strukturdefinition und Planung beziehen. Der
einzige Unterschied zwischen den beiden besteht darin, dass im Fall der Gated- RT versucht wird
sicherzustellen, dass die der Planung zugrunde liegende innere Patientenmorphologie erhalten
bleibt, während im herkömmlichen Fall darauf nicht individuell Rücksicht genommen werden kann.
Das Fazit entspricht insofern den Erwartungen:
Falls die Möglichkeiten für eine Gated- RT zur Verfügung stehen, kann eine Schonung von
Risikoorganen mit der Gated Bestrahlungstechnik erreicht werden, falls diese Möglichkeiten nicht
vorhanden sind, ist die Verwendung einer Tumoreinhüllenden als Planungsziel zwar mit einer
gewissen Dosismehrbelastung für den Patienten verbunden, jedoch sichert diese Methode die
Gesamterfassung des Tumors im Vergleich zur herkömmlichen Technik erheblich besser.
4.3 Dosiverifikation
Zur Dosisverifikation sollte auf eine Relativdosimetrie mit Kodak EDR-2-Filmen im AldersonPhantom zurückgegriffen werden. Dazu wurden die geteilten und verklebten Filme in die drei
relevanten Zwischenräume der Phantomplatten gesteckt und anschließend mit einer 1:10 Skalierung
der Monitoreinheiten bestrahlt. Durch diese Anordnung entstanden bereits mindestens zwei
systematische Fehler:
•
Aufgrund der Verklebungsdicke an einer Filmseitenkante wurden die Spaltmaße des
Phantoms asymmetrisch bezüglich der anatomischen Körperlängsachse.
•
Aufgrund der Verwendung von metrischen Ersatzverbindungsstangen anstelle der
nichtmetrischen Originalstangen bekamen die Phantomplatten ein gewisses Spiel
4.3 DOSIVERIFIKATION –
95
gegeneinander, welches trotz der Verspannung der Stangen bis an die Grenze der
Materialbelastbarkeit nicht zu verhindern war, so dass sich das Phantom kaum positionieren
ließ.
•
Das Einstecken der Filme in die Plattenzwischenräume verringerte die Dichte an den
Filmflächen, da im Gegensatz zu herkömmlichen Plattenphantomen die Spaltbildung beim
Alderson-Phantom bereits ohne Filme mit bloßem Auge erkennbar ist, und damit die Dichte
am Plattenübergang nicht mehr exakt den Vorgaben im Phantom entsprechen.
•
Es fehlten beim Zusammenbau wichtige Teile; so konnte der Phantomrahmen, der eine
zusätzliche Stabilität erzeugt hätte, nicht mehr aufgefunden werden.
•
Konstruktionsbedingt können im Alderson-Phantom ausschließlich halbierte Filme
zwischen die beiden Verspannungsstangen platziert werden. Dies wiederum führt
automatisch zu einem bedeutenden Fehler bei der späteren Filmauswertung aufgrund der
fehlenden Markierungen zur Filmausrichtung. Die einzige Möglichkeit den Film zu
markieren besteht darin, entlang der Körpermitte unter Zuhilfenahme des cranio-caudalen
Positionierungslasers zwei Puntkte mit einem Abstand von maximal 6 cm am Film
anzustechen, und die verbindende Gerade später über die gesamte Filmlänge (circa 30 cm)
zu extrapolieren.
•
Durch die beschränkte Markierbarkeit der Filme kann eine zusätzliche Verkippung in der
Plattenzwischenraumebene nie ausgeschlossen werden
Trotz aller Fehlerpunkte wurde versucht, eine Filmbestrahlung am Alderson-Phantom mit einer
nachfolgenden Auswertung der Relativdosis zu unternehmen. Es stellte sich jedoch heraus, dass
insbesondere aufgrund der schlechten Markierungen die örtliche Anpassung von berechneter auf
gemessene Dosis nicht zu bewerkstelligen war. Es konnte zwar in einigen Profilen eine gewisse
qualitative Korrelation bemerkt werden, aber für eine Verifikation ist das nicht ausreichend. Zu
bemerken ist aber, dass die Abweichungen unabhängig von der verwendeten Energie in den
Profilen systematisch ungefähr gleich groß waren.
Es wird empfohlen, noch zusätzliche Versuche anzustellen, um die Relativdosisverifikation im
Alderson-Phantom mittels Filmbestrahlungen generell zu untersuchen, damit die vorhandenen
systematischen Fehler zukünftig zumindest ausreichend verringert werden können.
96 – DISKUSSION, AUSBLICK UND ZUSAMMENFASSUNG
4.4 4D-CT und Planung auf das PTV(mod.Summe)
Wie gezeigt wurde, bietet die Verwendung des modifizierten Summenbilds eine relativ einfach zu
handhabende Möglichkeit, mit deutlich erhöhter Sicherheit ein Zielvolumen zu definieren, das den
Tumor nicht bloß im Fall der 3-dimensionalen einschließt, sondern auch bei 4-dimensionaler
Betrachtung. Damit ist es relativ problemlos möglich, eine exakte Dosisabdeckung des Tumors zu
erreichen, auch wenn dieser eine zum Teil erhebliche intrafraktionelle Beweglichkeit aufweist. Die
einzigen Grundvoraussetzungen für die Anwendung dieser Methode sind:
•
4D-fähiges Mehrzeilen-CT-System mit DICOM-Exportfähigkeit
•
in gleicher Lagerung wie das normale Planungs-CT aufgenommene 4D-CT-Serie
•
Tumorlokalisation in optisch weniger dichtem Medium als Umgebung
•
TPS mit der Importfähigkeit von externen DICOM-Quellen
Der normale Konturierungsvorgang muss um zusätzliche Schritte erweitert werden, damit die
4D-CT-Informationen genutzt werden können. Des weiteren sollte der einzeichnende Mediziner
wissen, welche Informationen ihm in den modifizierten Summenbildern präsentiert werden. Es ist
jedenfalls sicherzustellen, dass keine Dosisberechnungen auf Serien unternommen werden, die aus
den 4D-CT-Serien entlehnt sind, auch wenn das TPS das möglicherweise zulässt. Das liegt wie
bereits angesprochen daran, dass die Stapel in z-Richtung extrem kurz sind und somit bei
Dosisdepositionen in Randschichten stets ein nicht unerheblicher Teil der lateralen Rückstreuung
aus den Nachbarschichten fehlt. Dass das modifizierte Summenbild damit sowieso ausgeschlossen
ist, versteht sich von selbst, trotzdem wäre auch bei Verbesserungen diese Serie absolut ungeeignet
für irgendeine Form der Dosisberechnung. Sie darf aufgrund der weitreichenden – vom
medizinisch-morphologischen
Standpunkt
sogar
beinahe
willkürlichen
–
Manipulationen
ausschließlich für die Zielvolumendefinition verwendet werden. Zu Bedenken ist auch, dass die
benutzte Softwarelösung selbst entwickelt wunde und demzufolge keine Freigabe nach MPG hat, es
sich also ausschließlich um eine "Hauseigene Forschungsentwicklung" handelt.
Der weitere Aufwand unterscheidet sich nicht erheblich von einer regulären Bestrahlungsplanung;
4.4 4D-CT UND PLANUNG AUF DAS PTV(MOD.SUMME) –
97
auch das zeigt die Einfachheit der Methode bei gleichzeitig guten Ergebnissen. Auch die für den
gesamten Sortierungs- und Indizierungsprozess verwendete Rechenleistung kann leicht mit einem
normalen Bürocomputer bei erträglicher Bearbeitungsdauer zur Verfügung gestellt werden.
Aufgrund
der
weitgehenden
Automatisierung
des
Gesamtprozesses
ist
auch
kaum
Benutzerinteraktion erforderlich, so dass nur eine geringe Menge an zusätzlichen Resourcen
gebunden wird.
Was die Anwendung dieses oder eines ähnlichen Verfahrens auf andere Körperregionen betrifft, so
sind für genauere Aussagen noch weitere Untersuchungen nötig. So erscheint es eher fraglich, ob
eine modifizierte Summenbild-CT-Serie für Prostata- oder Leberlokalisationen von Tumoren eine
sinnvolle Aussage liefern kann, wo doch das umgebende Medium jeweils eine ähnliche optische
Dichte wie der Tumor selbst aufweist. Hier könnte vielleicht das normale Summenbild oder eine
andere Form der Modifikation Abhilfe schaffen; auch dies müsste noch untersucht werden.
4.5 Potentieller Vorteil der Planung auf das PTV(gated) im Vergleich zum
technischen und zeitlichen Aufwand
Wie man aus dem DVH für die simulierten Gated-RT-Strukturen (Abbildung 3.19) erkennen kann,
deckt auch die Planung für das modifizierte Summenbild die Zielstrukturen ebenso ab, wie ein Plan
für eine Gated-RT-Simulation. Gleichzeitig sieht man in der Zielabdeckung im Vergleich zum
Originalplan bei der Dosisberechnung aufs originale Strukturset (Abbildung 3.20) keinen
erheblichen Vorteil bei Dosiskonformität und Abdeckung. Es fällt jedoch eine deutliche Schonung
der befallenen rechten Lungenseite als Risikoorgan (Abbildungen 3.18 bis 3.20) für alle Fälle bei
der Verwendung des simulierten Gated-Plans auf. Für die sonstigen Risikostrukturen ist bei der
Betrachtung dieser DVHs keine besondere Schonung bemerkbar. Die Kombination dieser
Beobachtungen lässt umgekehrt nur den Schluss zu, dass eine Gated-RT beim Beispielpatienten
ausschließlich zu einer gewissen Schonung der befallenen Lungenseite geführt hätte. Dabei wird
der Originalplan aber auf jeden Fall erreicht bzw. übertroffen.
Dem entgegen steht ein erheblicher Aufwand bei der Patientenbestrahlung. So muss zuerst die
spezifische Atemtätigkeit für die Planung synchron zur CT-Bilderfassung mit aufgenommen
98 – DISKUSSION, AUSBLICK UND ZUSAMMENFASSUNG
werden und aufgrund der Einzelbilder ein Bestrahlungsfenster individuell definiert werden. Selbst
bei der Verwendung der einfacheren Triggered-RT hätte mindestens eine individuell geeignete
Atemlage gefunden werden müssen. Zusätzlich muss danach bei der Planung für jede z-Position in
der 4D-CT-Serie eine Zielvolumenbestimmung durchgeführt werden, so dass bei der
Bestrahlungsplanung dann tatsächlich der gesamte Tumor in den ausgewählten Atemlagen erfasst
wird. Zusätzlich kommt dann eine Atemüberwachung bei der Bestrahlung hinzu, die auf die
definierten Atemlagenfenster reagiert und die Bestrahlung an- und abschaltet. Es wird also allein
aufgrund dieser Anforderungen eine weitaus größere Menge an Bestrahlungszeit benötigt als
normal. Dazu kommen die zusätzlichen medizinischen Geräte und ihre Wartung, so dass es
zumindest so erscheint, als wäre die gewonnene marginale Patientenschonung teuer erkauft.
4.7 Schlussfolgerung und Ausblick
Für die Vergleiche von Bestrahlungstechniken konnten im Rahmen dieser Arbeit einige Methoden
untersucht und neu vorgestellt werden. Insbesondere sei an dieser Stelle das IGART-Toolkit
erwähnt, welches die 4D-CT-Serien-Sortierung mit nachfolgendem Export von Planungs-CT,
Minimalserie
und
modifizierter
Summenbildserie
mit
minimalen
Benutzerinteraktionen
bewerkstelligen lässt. Die gewonnenen Daten aus den modifizierten Summenbildern lassen sich
dabei einfach als Konturierungshilfe für bewegte dichte Objekte in weniger dichten
Umgebungsgeweben verwenden. Die zugrundeliegende Methode ist allerdings noch nicht
ausgeschöpft; man könnte versuchen, mit ähnlichen Algorithmen in anderen Körperregionen, die
eine große innere Beweglichkeit aufweisen, ähnliche Konturierungshilfen zu erstellen.
Der Vergleich der Bestrahlungspläne lieferte auch interessante Ergebnisse. So war es durchaus
überraschend, dass eine Gated- RT im Fall des Beispielpatienten kaum einen entscheidende Vorteil
in Bezug auf Dosiskonformität im Bestrahlungszielvolumen und Schonung von Risikoorganen
gebracht hätte. Wirklich unerwartet war, dass selbst für den modifizierten Summenplan sogar noch
eine marginal geringere Belastung im Hochdosisbereich für eines der Risikoorgane erreicht werden
konnte, obwohl die Planungsbeschränkungen deutlich höher waren als im normalen Patientenfall.
Es konnte im Rahmen dieser Arbeit auch eine Kommissionierung der 15 MV-Photonenenergie für
den XVMC-Dosisberechnungsalgorithmus vorgenommen und verifiziert werden. Die dabei
4.7 SCHLUSSFOLGERUNG UND AUSBLICK
– 99
gefundenen Ergebnisse lassen jedoch noch weitere Möglichkeiten für Verbesserungen bei der
geometrischen Modellierung offen. So könnte möglicherweise eine größere Übereinstimmung der
Strahlgeometrie mit den gemessenen Daten durch die Verwendung zusätzlicher Messdaten aus
Luftmessungen beim Anpassen der geometrischen Strahlerkopfparameter erreicht werden. Die
Möglichkeit,
zusätzliche
Messungen
beim
Anpassen
der
geometrischen
Parameter
zu
berücksichtigen besteht jedenfalls beim mitgelieferten Programm afit. Dabei sind andererseits keine
weiteren Fortschritte bei der Modellierung der Strahlgeometrie durch bessere Anpassungen der
derzeit vorhandenen Messdaten zu erwarten.
Für die Filmverifikation der relativen Dosisverteilung mit Hilfe des Alderson-Phantoms wäre es
denkbar, keine geteilten Filme zu verwenden, sondern eine Möglichkeit zu finden, ganze Filme im
Phantom unterzubringen, die dann entsprechend der Positionierungslaser besser markiert werden
könnten. Damit würden jedenfalls gleich mehrere systematische Fehler erheblich verkleinert oder
sogar eliminiert werden.
Ein weiterer interessanter Aspekt, der sich aufgrund der in dieser Arbeit unternommen
Voruntersuchungen ergibt, wäre eine Analyse der Größe der Zielvomunina, die aufgrund
verschiedener CT-Serien und spezieller Konturierungshilfsserien für eine größere Patientenbasis
gewonnen werden können. Damit könnten genauere statistische Abschätzungen für den Nutzen von
Gated-RT bzw. Triggered- RT im Vergleich zu der Verwendung einer Tumoreinhüllenden als
jeweiliges Zielvolumen vorgenommen werden.
100 – DISKUSSION, AUSBLICK UND ZUSAMMENFASSUNG
Anhang
Anhang A
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106 – ANHANG
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Anhang B
Beschreibung des erstellten IGART-Toolkits
Die Funktionsweise des Toolkits zur Manipulation der CT-Dateien wurde bereits ausführlich
beschrieben. Zur Anwendung sind somit nur wenige Ausführungen nötig. Das Toolkit besteht aus
insgesamt zwei Komponenten, wobei die erste vorbereitende Aufgaben für den Sortierungs- und
Indizierungsprozess vornimmt und die zweite den eigentlichen Prozess und den Export durchführt.
Die Module erlauben beide die Verwendung der Kommandozeilenoption "-dir= [Name]", wobei
[Name] für den zu sortierenden Verzeichnisnamen steht. Dabei treten Probleme auf, falls Zeichen
wie "~" (für das Heimatverzeichnis) verwendet werden, aber ansonsten macht es keinen
Unterschied, ob absolute oder relative Dateinamen verwendet werden.
B.1 Das Pre-Sorter-Modul
Dieses Modul wird – wie der Name bereits vermuten lässt – für die Vorsortierung benötigt.
Zwingend erforderlich ist diese Vorsortierung zwar nicht, jedoch wird dabei sichergestellt, dass es
sich in den erstellten Unterverzeichnissen um den selben Patienten und den selben Aufnahmetag
mit derselben Aufnahmemodalität (also CT, MR, PET) handelt. Zusätzlich werden auch Dateien
aussortiert, die dem Sortierungsprozess abträglich wären, das heißt, dass beispielsweise die
fragliche Datei nicht dem DICOM-Format entspricht oder nur ein Übersichtsbild enthält. Die
Ausgabe erfolgt in Unterverzeichnisse, die nach ihrem Inhalt benannt sind. Der Name setzt sich
zusammen aus:
"Modalität + -- + Patientenname + _ + PatientenID + JJJJMMTT"
(Wobei JJJJ für die vierstellige Jahreszahl, MM für den zweistelligen Monatszähler und TT den
ebenfalls zweistelligen Tageszähler des Aufnahmedatums steht. Die PatientenID wird von der
Verwaltung des Klinikums bei der Patientenaufnahme angelegt und dient einer eineindeutigen
Zuordnung.)
107
108 – ANHANG
B.2 Das T-Index-Modul
Dieses Modul erledigt den Hauptteil des Sortierungs- und Indizierungsprozesses. Es erzeugt auch
den Export. Zusätzlich zur allgemeinen "-dir=[Name]"-Option unterstützt es auch noch foldende
mit "-o" eingeleitete Sortieroptionen. "-oa" erstellt von den meisten bearbeiteten Einzelbildern
ASCII-Arrays, "-oa" verhindert das Löschen der binären Differenzbilddaten der Einzelbilder. Diese
Optionen können auch kombiniert werden ("-oad" bzw. "-oda"). Zusätzlich wird bei der Angabe
fehlerhafter Kommandozeilenparameter ein Hilfsbildschirm angezeigt.
T-Index erzeugt eine Menge an Unterordnern, zuerst auf CT-Studien- und CT-Serien-Ebene, im
weiteren Verlauf dann jeweils darin die Zeit- und z-Positionsresourcenordner. In den z-Positionen
wird auch die Erzeugung der modifizierten Summenbilder durchgeführt, falls sich diese StudienSerien-Kombination für die Erzeugung einer Serie modifizierten Summenbilder eignet. Außerdem
wird aufgrund der ebenfalls durchgeführten Indizierung (das bedeutet der Erzeugung eines Index,
der die Pixelveränderlichkeiten jedes Einzelbildes im Vergleich zum Summenbild an diesem Ort
beschreibt) eine Indexdatei angelegt. Abschließend zu den Sortierungs- und Indizierungsprozessen
jedes Einzelortes wird der DICOM-Export vorbereitet, indem die modifizierten Summenbilder in
DICOM-Dateien verpackt werden, die alle nötigen Patientendaten und neue IDs enthalten.
Nachdem alle Studien-Serien-Kombinationen abgearbeitet wurden, wird aufgrund der angelegten
Indexdateien der globale Minimale Index für eine Einzeldatei gesucht und die entsprechende
3D-Serie aus dem Zeitresourcenunterordner extrahiert. Am Ende wird eine Fusion der einzelnen
Minimalserien-3D-Serienstapel vorgenommen und mit einem möglichen gefundenen Planungs-CT
und der Fusion der modifizierten Summenbild-DICOMs in einen Export-Ordner kopiert. Sollte kein
Planungs-CT gefunden werden, wird das DICOM-Tag "FrameOfReferenceUID" nicht an jenes
angepasst, welches im Planungs-CT eingetragen ist, so dass beim späteren Bearbeiten der Serien im
TPS zusätzlich eine Registrierung erforderlich wird. Für alle Fälle gibt es ein weiteres (nur
rudimentäres) Werkzeug zur DICOM-Fusion.
B.2 DAS T-INDEX-MODUL –
109
B.3 Das Fuse-It-Modul
Dieses Modul kann entsprechend der Beschreibung auf seinem Hilfsbildschirm dazu eingesetzt
werden, DICOM-Serien zusammenzuführen. Genauer auf die Funktionsweise einzugehen, macht
bei diesem Stand des Programms keinen Sinn; es ist als Notanker gedacht, falls der letzte Schritt im
Modul "T-Index " fehlschlägt. Von einer vollständigen Funktionsfähigkeit sollte aber nicht
ausgegangen werden.
B.4 Systemvoraussetzungen
Es sei an dieser Stelle bemerkt, dass der grundsätzlich resourcenfordernde Anteil für dieses Toolkit
in der schieren Dateigröße jedes einzelnen 4D-CT-Datensatzes liegt. Hardwareseitig wurde ein
32bit DualCore Prozessor (Intel Pentium 4) mit nomineller Taktfrequenz von 2,4 GHz verwendet.
Das erwies sich als ausreichend. Die Speicherauslastung war ein weiterer einschneidender Aspekt;
sie lag bei circa 700 MB und aufwärts. Als Anforderung an den freien Festplattenspeicher kann man
grob schätzen, dass mindesten 20mal die Datensatzgröße des originalen CT-Exports pro Sortierung
vorhanden sein sollte, allerdings wird diese Menge nur dann vollständig benötigt, wenn alle
Differenzbilder und ASCII-Bilder für eine spätere Nachbetrachtung abgespeichert werden.
Beim verwendeten Betriebssystem handelt es sich um Linux (Debian-Derivrat des Rechenzentrums
der Universität Regensburg, REX genannt), auf dem zusätzlich Qt von Trolltech und das DICOMToolkit von Offis installiert wurden.
110 – ANHANG
Anhang C
Verzeichnisse
C.1 Abbildungsverzeichnis
1.1
S.20
Definition der Zielvolumen nach ICRU 62
2.1
S.31
Schichtbild aus dem originalen Planungs-CT (Vergleichsgrundlage)
2.1a
S.31
Ausschnitt und Vergrößerung von 2.1
2.2
S.32
Summenbild
2.2a
S.32
Ausschnitt und Vergrößerung von 2.2
2.3
S.32
Positiver Anteil des Differenzbilds
2.3a
S.33
Ausschnitt und Vergrößerung von 2.3
2.4
S.33
Modifiziertes Summenbild
2.4a
S.33
Ausschnitt und Vergrößerung von 2.4
2.5
S.52
Alderson-Phantom (komplett)
2.6
S.53
Alderson-Phantom (Thoraxkonfiguration)
2.7
S.54
Einzelschicht des Aldersonphantoms
3.1
S.69
VEFM-Fitprofile (Luftfit, Crossplane)
111
112 – ANHANG
3.2
S.69
VEFM-Fitprofile (Luftfit, Inplane)
3.3
S.70
VEFM-Tiefendosisfit (Wasserprofil/Energiefit)
3.4
S.72
XVMC-Verifikationsprofile (Crossplane)
3.5
S.73
XVMC-Verifikationsprofile (Inplane)
3.6
S.75
DVH 6 MV-Photonenplan mit CC gerechnet
3.7
S.75
DVH 15 MV-Photonenplan mit CC gerechnet
3.8
S.76
DVH 6 MV-Photonenplan mit PB gerechnet
3.9
S.77
DVH 15 MV-Photonenplan mit PB gerechnet
3.10
S.78
DVH 6 MV-Photonenplan mit XVMC gerechnet
3.11
S.79
DVH 15 MV-Photonenplan mit XVMC gerechnet
3.12
S.81
Gammaplot Planvergleich 6 MV CC vs. PB
3.13
S.81
Gammaplot Planvergleich 6 MV XVMC vs. CC
3.14
S.82
Gammaplot Planvergleich 6 MV XVMC vs. PB
3.15
S.83
Gammaplot Planvergleich 15 MV CC vs. PB
3.16
S.83
Gammaplot Planvergleich 15 MV XVMC vs. CC
3.17
S.84
Gammaplot Planvergleich 15 MV XVMC vs. PB
3.18
S.86
DVH Planvergleich fürs mod. Summen-Strukturset
3.19
S.87
DVH Planvergleich fürs Minimal-Strukturset
3.20
S.88
DVH Planvergleich fürs Originalplanungs-Strukturset
4.1
S.92
Schichtdarstellung der relativen 6 MV Bestrahlungsdosis
4.2
S.92
Schichtdarstellung der relativen 15 MV Bestrahlungsdosis
C.1 ABBILDUNGSVERZEICHNIS
C.2 Tabellenverzeichnis
3.1
S.68
Outputfaktoren zur Renormierung der symmetrischen Luftprofile
3.2
S.71
ermittelte Basisdaten für den PRIMUS der Klinik für Strahlentherapie
3.3a
S.89
Änderung der Zielvolumina bei verschiedenen CT-Grundlagen (1)
Planungsziel
3.3b
S.89
Änderung der Zielvolumina bei verschiedenen CT-Grundlagen (2)
Tumorumrandung
– 113
114 – ANHANG
C.3 Abkürzungsverzeichnis
3D-CRT
3-dimensional conformal radiotherapy
ART
Alderson Radiation Therapy Phantom ("Alderson-Phantom")
ASCII
American Standard Code for Information Interchange
Gemeint ist hiermit in der vorliegenden Arbeit ein Dateiformat, bei dem die
Bildpunkte als Matrixelemente zeilenweise und jeweils durch Leerzeichen getrennt
im Textformat abgespeichert werden.
CC
Collapsed-Cone (-Algorithmus)
CT
Computertomograph, Computertomgraphie
CTV
Clinical Target Volume
DICOM
Digital Imaging and Communication in Medicine (Dateiformat)
DVH
Dosis-Volumen-Histogramm (meist integrale Darstellung)
ESRT
Extracranial Stereotactic Radiotherapy
FOA
Fokus-Oberflächen-Abstand (engl.: SSD)
GNU
Rekursive Akronym für GNU is Not Unix, Name des freien Projekts
GPL
GNU Public License: Softwarelizenzvorgabe vom GNU-Projekt
(gemeint ist hier die aktuell gültige Version GLP v.2 aus dem Jahr 1991)
GTV
Gross Tumor Volume
HVL
Half-Value Layer (Halbwertsschicht), als Halbwertsdicke oder -länge zu verstehen
IGART
Image Guided and Adaptive Radiotherapy
IMRT
Intensity Modulated Radiotherapy
C.3 ABKÜRZUNGSVERZEICHNIS –
115
MC
allgemein für Monte-Carlo
microMLC
MLC mit besonders schmalen Lamellen, die in Isozentrumsebene eine
Abbildungsbreite von kleiner des normalen 1 cm auf Kosten einer eingeschränkten
maximalen Feldgröße
MLC
Multilamellenkollimator
MPG
Medizinproduktegesetz
OTP
OncentraTM Treatment Planning System
PB
Pencil-Beam (-Algorithmus)
PTV
Planning Target Volume
RT
Radiotherapie
SSD
Source-Surface-Distance (deu.: FOA)
TPS
Treatment Planning System
VEFM
Virtual Photon Energy Fluence Model
VMC
Voxel-Monte-Carlo
Voxel
Volumenelement
X06 bzw. X6 6 MV Photonen (-energie(n), -feld(er) etc.)
X15
15 MV Photonen (-energie(n), -feld(er) etc.)
XVMC
X-Ray Voxel-Monte-Carlo
116 – ANHANG
Anhang D
Erklärung und Danksagung
Erklärung
Hiermit erkläre ich, dass ich die vorliegende Diplomarbeit selbstständig verfasst und keine anderen
als die angegebenen Quellen und Hilfsmittel verwendet habe.
Regensburg,
.
. 2006
(Torsten Müller)
117
118 – ANHANG
Danksagung
Mein persönlicher Dank gilt zuallererst meiner Lebensgefährtin Susanne Wolfrum, die mich mit
viel Verständnis, ob des Mangels an gemeinsamer Zeit, und als Lektorin beim Erstellen dieser
Arbeit ganz besonders unterstützt hat. Weiterhin gilt ein sehr großer Teil meiner Dankbarkeit
meinen Eltern, die ganz besonders in dieser letzten Phase meines Physikstudiums ihre
Unterstützung angedeihen ließen. Mein weiterer Dank gilt meinem Bruder Wolfram, der beim
Korrekturlesen – auch beim Aufspüren fachlicher Ungenauigkeiten – eine große Hilfe war.
Meine gesamte professionelle Dankbarkeit gilt den Abteilungsmitarbeitern der Klinik und
Poliklinik für Strahlentherapie des Klinikums der Universität Regensburg. Im Einzelnen sei allen
voran PD Dr. rer.nat. Ludwig Bogner und Prof. Dr. med. Oliver Kölbl gedankt, weil nur durch ihre
Unterstützung diese Diplomarbeit erst ermöglicht wurde. Des Weiteren bedanke ich mich bei allen
Physikern der Abteilung (derzeitigen und vergangenen): Dipl.-Phys. Marius Treutwein, Dipl.-Phys.
Petra Härtl, Dr. rer.nat. Barbara Dobler, Dipl.-Phys. Mark Rickhey, Dr. rer.nat. Josef Scherer,
Dr. rer.nat. Christian Scherf, Dr. rer.nat. Zdenek Moravek und Dipl.-Math. Jürgen Diermeier, die
mich alle bereitwillig an ihrem Wissen und ihrem Erfahrungsschatz teilhaben ließen. Einen
besonderen Dank möchte ich an dieser Stelle meinem Diplomandenkollegen Tilman Janzen
(cand.phys.) aussprechen, der mir mit in zahllosen Diskussionen geholfen hat, die Einzelprobleme
immer wieder aus verschiedensten Blickwinkeln zu untersuchen. Als weiteren möchte ich auch
Dr. rer.nat. Matthias Hartmann vom Universitätsspital Zürich danken, der, trotz viel Arbeit
seinerseits, die Zeit und Muße fand, mir viele Details zu VEFM und XVMC zu erklären. Auch
Dr. rer.nat. Matthias Fippel möchte ich für seine Bemühungen danken, mir behilflich zu sein. Meine
Dankbarkeit gilt auch allen Medizinern der Abteilung, die stets sehr bereitwillig und ausführlich
meine Fragen zu medizinischen Themen beantwortet haben. Zu guter Letzt möchte ich mich bei den
sonstigen Mitarbeitern der Strahlentherapie bedanken, von denen ich stets volle Unterstützung
erhalten konnte. Es seien an dieser Stelle speziell alle MTRAs erwähnt, die mich über die ganze
Zeit meiner Diplomarbeit kostenlos mit Kaffee versorgt haben.