Dosisberechnung für kV-Strahlung mit einem Pencil

39. DGMP Tagung 2008 in Oldenburg
Dosisberechnung für kV-Strahlung mit einem PencilBeam-Algorithmus
Jetter, Siri; Nill, Simeon; Oelfke, Uwe
Deutsches Krebsforschungszentrum, Abteilung Medizinische Physik in der Strahlentherapie, Im
Neuenheimer Feld 280, 69120 Heidelberg, [email protected]
Einleitung
In der bildgesteuerten Strahlentherapie kommen zur Lagerungskontrolle immer häufiger Röntgensysteme zum
Einsatz, da sie im Vergleich zur Bildgebung mit MV-Strahlung eine überlegene Bildqualität bei geringerer Dosis
für den Patienten bieten. Da jedoch für eine optimale Bestrahlungsgenauigkeit eine tägliche Lagerungskontrolle
bzw. teilweise sogar ein Monitoring der Bewegung des Tumors während der Bestrahlung notwendig sein kann,
wird im Patienten über die Behandlungsdauer von etwa 30 Fraktionen auch durch die kV-Bildgebung eine nicht
zu vernachlässigende Dosis akkumuliert. Dies wurde beispielsweise für Phantome durch Messungen und MonteCarlo-Simulationen bereits gezeigt1,2. Um diese zusätzliche Dosis für individuelle Patietengeometrien berechnen
und in der Bestrahlungsplanung berücksichtigen zu können, wurde ein Algorithmus zur MV-Dosisberechnung
für den kV-Energiebereich angepasst, Basisdaten für den Algorithmus gemessen und die Dosisberechnung in
Wasser durch weitere Messungen validiert.
Material und Methoden
Zur schnellen Berechnung der Dosisverteilung durch die kV-Bildgebung wird ein für die MVDosisberechnung von Bortfeld et al. beschriebener Pencil-Beam-Algorithmus verwendet3. Bei einem PencilBeam-Algorithmus wird die Dosis in einem Punkt (x,y) in einem Wasserphantom in der Tiefe d (ohne
Berücksichtigung des Abstandsquadratsgesetzes) als 2-dimensionale Faltung eines sog. Pencil-Beam-Kerns
K(x,y,d) mit dem Produkt aus der Primärfluenz (x,y) und einer Transmissionsfunktion F(x,y), die die Feldform
beschreibt, berechnet. Der Pencil-Beam-Kern beschreibt dabei die Dosisverteilung in Wasser, die durch einen
infinitesimal dünnen Strahl hervorgerufen wird. Da der Kern als lateral invariant angenommen wird, werden
Änderungen des Energiespektrums in der Ebene senkrecht zur Einstrahlrichtung nicht berücksichtigt.
Im vorliegenden Algorithmus wird zur Vereinfachung der 2-dimensionalen Faltung die auf der Zentralachse
gemessene Dosis durch eine Summe genähert, in der die Summanden aus einem Produkt einer tiefenabhängigen
'
Funktion Di ( d ) und einem Gewicht
Wi (r ) bestehen. Der Pencil-Beam-Kern K ergibt sich zu:
1 Dr' (d ) mit D ' ( d ) 
K (r , d )  '
r
N (r ) r
3
 W (r ) D (d ) und 
i
'
i
1
'
N
2
(r )    ' (r ,  )rd
0
'
i
Die tiefenabhängigen Funktionen D ( d ) sind vorgegebene Funktionen mit zwei freien Parametern , die wie
die Gewichte
Wi (r ) und N' (r ) aus den Messdaten bestimmt werden.
Als Input-Daten für die Berechnung des Pencil-Beam-Kerns dienen gemessene Tiefendosiskurven auf der
Zentralachse für quadratische Felder unterschiedlicher Größe. Des Weiteren wird für die Dosisberechnung eine
Messung der auf die Zentralachse normierten Primärfluenz benötigt.
Für die Messung wurde eine 0,125cm3-Schlauchkammer (Typ 31010,PTW Freiburg) verwendet; als
Röntgenquelle diente eine OPTITOP 150/40/80-Röntgenröhre. Es wurden Tiefendosiskurven in einem
Wasserphantom für unterschiedliche Feldkonfigurationen und SSDs gemessen. Aus Profilen der Dosisverteilung
eines Feldes mit maximaler Kollimatoröffnung wurde ein Modell für die Primärfluenz entwickelt und anhand
von Offaxis-Profilen überprüft.
Zur Validierung der Dosisberechnung in Wasser wurden Tiefendosiskurven und Profile in verschiedenen
Tiefen gemessen, wobei sowohl der SSD als auch die Feldform variiert wurden. Neben quadratischen Feldern
wurden auch Extremfälle untersucht, bei denen sich die beiden Seitenlängen stark unterscheiden.
Ergebnisse
Zunächst wurde aus den Profilen eines Feldes der Größe 350mm x 350mm (Isozentrumsebene) ein Modell der
Primärfluenz errechnet, wobei die Form der Profile parallel und senkrecht zur Gantry-Drehachse als invariant
gegenüber Verschiebungen angenommen wurde. Um das verwendete Modell zu überprüfen , wurde offaxis
gemessenen Profile mit dem Modell verglichen, wobei sich eine sehr gute Übereinstimmung zwischen Rechnung
und Messung ergab. Bild 1a zeigt ein 3D- Bild der berechneten Primärfluenz. In diesem Bild ist deutlich der
Einfluss des Heel-Effektes zu erkennen, durch den die Primärfluenz entlang der Achse parallel zur
Einstrahlrichtung der Elektronen auf das Target der Röntgenröhre stark asymmetrisch ist.
39. DGMP Tagung 2008 in Oldenburg
0.2
0.18
Dosis / Zeit [Gy/10min]
0.16
0.14
0.12
0.1
0.08
0.06
0.04
0.02
0
0
50
100
150
200
250
300
Tiefe d [mm]
Dosisberechnung
Messung
a)
33mm x 33mm
33mm x 33mm
102mm x 102mm
102mm x 102mm
166mm x 166mm
166mm x 166mm
312mm x 312mm
312mm x 312mm
b)
Bild 1a) 3D-Modell der Primärfluenz. Der Einfluss des
Heel-Effektes ist deutlich zu erkennen, die Primärfluenz
variiert stark entlang der X-Achse
Bild 1b) Tiefendosiskurven für SSD=850mm,als Input
verwendete Messung (Messpunkte) und mit Pencil-BeamAlgorithmus berechnete Kurven (Linien) für verschiedene
Feldgrößen.
Bild 1b zeigt die als Input für die Kernberechnung verwendeten Tiefendosiskurven für einen SSD von 850mm
als Messung im Vergleich mit den Berechnungen des Pencil-Beam Algorithmus. Ebenso wie für die gemessenen
Tiefendosiskurven auf der Zentralachse für nicht quadratische Felder ergeben sich nur geringe Differenzen
zwischen Messung und Dosisberechnung. Für die gemessenen Profile mit der Dosisberechung erhält man für
geringe bis mittlere Seitenlängen der gemessenen Felder eine sehr gute Übeinstimmung, auch der Dosisabfall,
der durch Streuung jenseits der Feldgrenzen entsteht wird gut modelliert (Bild 2, jeweils kleinere Feldseite). Für
sehr große Felder ergeben sich vor allem entlang der Achse, die dem Heel-Effekt unterliegt, Abweichungen der
Dosis im Randbereich der Felder (Bild 2a, lange Feldseite). Diese Abweichungen sind bei einer Profiletiefe von
5cm geringer, was nahe legt, dass die Änderung des Energiespektrums zum Außenbereich hin nicht
vernachlässigt werden kann.
1.2
1.1
1
0.9
1
0.8
0.7
Dosis/Zeit
Dosis/Zeit
0.8
0.6
0.6
0.5
0.4
0.4
0.3
0.2
0.2
0.1
0
-200
-150
-100
-50
0
0
50
100
150
200
-200
-150
X/Y [mm]
X-Achse
Y-Achse
a)
Pencil-Beam-Algorithmus
Pencil-Beam-Algorithmus
-100
-50
0
50
100
150
200
X/Y [mm]
Messung
Messung
X-Achse
Y-Achse
Pencil-Beam-Algorithmus
Pencil-Beam-Algorithmus
Messung
Messung
b)
Bild 2) Profile durch die Dosisverteilungstark asymmetrischen Feldes (SSD=mm) in 1cm Tiefe entlang der vom Heel-Effekt
betroffenen x-Achse und der dazu senkrechen y-Achse (a)SSD=875mm; lange Seite entlang x-Achse: 346mm x 79mm in
Isozentrumsebene (b)SSD=750mm; lange Seite entlang y-Achse: 92mm x 371mm in Isozentrumsebene
Diskussion
Ein Pencil-Beam Algorithmus zur Dosisberechnung für MV-Strahlung wurde für die Dosisberechnung in
Wasser für zur Bildgebung verwendete kV-Strahlung angepasst. Input-Daten für den Algorithmus wurden
gemessen und die Dosisberechnung in Wasser mit Profilmessungen verglichen. Es hat sich gezeigt, dass zur
genauen Dosisberechnung eine Korrektur zur Berücksichtigung variabler Energiespektren für große Felder
entwickelt werden muss, was ebenso wie die Berücksichtigung von Inhomogenitäten Gegenstand zukünftiger
Arbeit ist.
Literatur
[1] M.W.K. Kann L.H.T. Leung, W. Wong and N. Lam. Radiation dose from cone beam computed tomography
for image-guided radiation therapy. Int.J.Radiatino Oncolocy Biology Physics, 70(1):272-279, 2008.
[2] G.X. Ding, D.M. Duggan and C.W. Coffey. Accurate patient dosimetry of kilovoltage cone-beam CT in
radiation therapy. Medical Physics, 35(3):1135-1144, 2008.
[3]T. Bortfeld, W. Schlegel and B.Rhein. Decomposition of pencil beam kernels for fast dose calculations in
three-dimensional treatment planning. Medical Physics, 20(2):311-318, 1993.