Implementierung und Evaluation einer 4D–CT gestützten
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Implementierung und Evaluation einer 4D–CT gestützten Bestrahlungsplanung zur Radiochirugie von Bronchialkarzinomen Diplomarbeit im Studiengang Medizintechnik am Fachbereich Krankenhaus- und Medizintechnik, Umwelt- und Biotechnologie Technische Hochschule Mittelhessen vorgelegt von: Sebastian Opper geboren in Gießen Referent: Prof. Dr. Klemens Zink Korreferent: Dipl.-Ing. (FH) Martin Böttcher Marburg, den 01.Oktober 2011 Erklärung der Selbstständigkeit Hiermit versichere ich Sebastian Opper, die vorliegende Arbeit selbstständig verfasst und keine anderen als die angegebenen Quellen und Hilfsmittel benutzt, sowie die Zitate kenntlich gemacht zu haben. Marburg, den 01.10.2011 Sebastian Opper Inhaltsverzeichnis 1 Einleitung 1 2 Grundlagen 4 2.1 Bewegte Zielvolumina . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4 2.2 Konventionelle Festlegung des Planungszielvolumens . . . . . . . . 7 2.3 Radiochirurgie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9 2.4 4D-CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11 2.5 Maximumintensitätsprojektion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15 3 Material und Methoden 18 3.1 Atemdetektionssystem der Firma Anzai . . . . . . . . . . . . . . . 18 3.2 Datenakquisition Mittels 4D-CT . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20 3.3 Bestrahlungsplanung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22 3.3.1 Konventionelle Planung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24 3.3.2 4D Planung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25 Bewertungskriterien . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 28 3.4 4 Ergebnisse 30 4.1 Workflow zur Verarbeitung eines 4D-CT im Klinikum Marburg . . 30 4.2 Veränderung des Planungszielvolumens . . . . . . . . . . . . . . . 33 4.3 Vergleich der Bestrahlungspläne . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34 4.3.1 34 Kontur „Healthy“ . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . i Inhaltsverzeichnis ii 4.3.2 Kontur „Missed“ . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37 4.3.3 Kontur „PTV4D“ . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 40 4.3.4 Dosisbeschränkung für Risikoorgane . . . . . . . . . . . . . 42 5 Diskussion 43 6 Fazit 50 Literaturverzeichnis 52 Abbildungsverzeichnis 56 Tabellenverzeichnis 58 A Anhang 60 A.1 Statistik der Messwerte der untersuchten Patienten . . . . . . . . 60 A.2 Feldeinstellungen und Monitorunits der Bestrahlungspläne . . . . 63 A.3 Dosis-Volumen-Histogramme der Bestrahlungspläne . . . . . . . . 63 Abkürzungsverzeichnis AP anterior-posterior; von Bauchseite in Richtung Rücken CC cranio-caudal; von Kopf nach Fuß CT Computertomogramm CTV Clinical target volume; nach einem klinisch-anatomischen Konzept festgelegtes Gewebevolumen oder mikroskopisch malignes Volumen, welches zum Zweck der kurativen oder palliativen Behandlung zerstört werden soll DVH Dosis-Volumen-Histogramm GTV Gross tumor volume; sichtbares oder nachweisbares Ausmaß und Lage des Tumors HU Hounsfieldunit; benannt nach dem englischen Elektrotechniker Godfrey Hounsfield IM Internal margin; Sicherheitssaum der die Bewegung durch Atmung berücksichtigt ITV Internal target volume; beinhaltet das CTV inklusive des Sicherheitssaums durch Bewegungsungenauigkeiten. LR links-rechts MIP Maximumintensitätsprojektion MMWP Multi-Modality-Workplace; Bildschirmarbeitsplatz der Firma Siemens für das radiologische Personal MU Monitorunit MV-X Megavolt Bremsstrahlung; Bremsstrahlungsspektrum mit einer Elektronenbeschleunigungsspannung von 106 Volt OAR Organ at risk; Struktur, welche bei der Bestrahlungsplanung besonders zu schützen ist und nur bis zu einer Grenzdosis belastet werden darf PTV Planning target volume; beinhaltet das CTV inklusive des nach einem geometrischen Konzept festgelegten Sicherheitssaums, der durch Lagerungsungenauigkeiten und Bewegungseinflüsse zu Stande kommt SM Setup margin; Sicherheitssaum, der die Unsicherheit der Patientenlagerung berücksichtigt iii 1 Einleitung Zu den Anfängen der strahlentherapeutischen Behandlung mit Photonen wurden Feld- und verordnete Dosisgrößen festgelegt ohne deren Wirkung voraussagen zu können. Der Großteil aller Heilversuche durch den Arzt beruhte auf Erfahrungswerten. Dosimetrische Verfahren oder physikalisch berechnete Bestrahlungspläne wurden nicht verwendet. Mit der Entwicklung des Computertomographen und der zur Verfügung stehenden dreidimensionalen Bestrahlungsplanung wurde die Strahlentherapie revolutioniert und der Behandlungserfolg für den Patienten überstieg die Nebenwirkungen bei Weitem [Mar10b]. Dank verbesserter Algorithmen zur Berechnung der zu applizierenden Dosis und einem radiologisch sichtbar werdenden Zielvolumen ist es möglich geworden, die Bestrahlungsplanung zu präzisieren. Mit höherer Genauigkeit der strahlentherapeutischen Anwendung und der Multi-leafcollimator-Technik konnten die Feldgrößen verringert, die Sicherheitssäume um das Zielvolumen reduziert und die therapeutische Strahlendosis, bei größerer Schonung von gesundem Gewebe, erhöht werden. Die Strahlentherapie ist mittlerweile, neben der chirurgischen Intervention und der Chemotherapie, ein Bestandteil der etablierten onkologischen Therapiemöglichkeiten. Ihre Bedeutung lässt sich anhand der häufigen therapeutischen Anwendung feststellen: Etwa 50-60% aller Krebspatienten erhalten eine oder mehrere Bestrahlungen [Zin04]. Ziel der Strahlentherapie ist es, durch ionisierende Strahlung malignes Gewebe zu zerstören und dabei das gesunde Gewebe maximal zu schonen. Trotz moderner Technik stellt Krebs, neben Herz-Kreislauferkrankungen, immer 1 1 Einleitung 2 noch die zweithäufigste Todesursache in Deutschland dar [Deu11]. Im Jahr 2006 lag die Inzidenz von Krebsneuerkrankungen in Deutschland bei 426.800 Personen, wobei für das Jahr 2010 etwa 450.000 Neuerkrankte erwartet werden. Die dritthäufigste Tumorerkrankung ist das Bronchialkarzinom [RKI10], welches bei Männern sogar die häufigste Todesursache eines Krebsleidens darstellt (Mortalität 28.898 im Jahr 2006) [Deu11]. Die hohe Prävalenz von Bronchialkarzinomen sowie die durch die moderne Medizin allgemein rückläufige Krebssterblichkeit motivieren zunehmend die Entwicklung von verbesserten Therapiemöglichkeiten in der Strahlentherapie. Die konformale Strahlentherapie bringt neue Probleme mit sich, denn bewegte Zielvolumina limitieren die Verkleinerung von Sicherheitssäumen und damit auch die Reduzierung von Feldgrößen. Da die genaue Bewegungstrajektorie des Tumors mit einem konventionellen dreidimensionalen Computertomogramm nicht dargestellt werden kann, wurde bislang bei der Festlegung des Zielvolumens ein festes geometrisches Konzept verfolgt, welches die maximale Bewegungsamplitude in alle Richtungen beinhalten sollte. Dies lässt vermuten, dass in einigen Fällen entweder zu viel gesundes Gewebe einer nebenwirkungsträchtigen Strahlendosis ausgesetzt wird oder dass die Bewegung des Zielvolumens nicht ausreichend Berücksichtigung findet und somit Unterdosierungen im Bereich des Tumors entstehen könnten. Daher ist ein weiterer Schritt zur konformalen Strahlentherapie das zeitaufgelöste Computertomogramm (4D-CT). Im Rahmen dieser Arbeit soll die strahlentherapeutische Anwendung zur radiochirurgischen Therapie des Bronchialkarzinoms durch Darstellung der Tumorbewegung verbessert und dessen Effekt auf verschiedene Faktoren evaluiert werden. Ziel ist es die Konformität der radiochirurgischen Einzeitbestrahlung an die Bewegungstrajektorie des Zielvolumens mit den am hiesigen Universitätsklinikum Marburg gegebenen Möglichkeiten anzupassen. Dabei soll der Vergleich zwischen der konventionell und der 4D-CT gestützten Bestrahlungsplanung die bisherige Behandlungsstrategie verbessern. Die Bereiche von Überdosierungen in gesundem Gewebe oder Unterdosierungen im eigentlichen 1 Einleitung 3 Zielvolumen werden durch relevante Messwerte auf ihre mögliche Wirkung untersucht. Zum Erreichen einer verbesserten Therapie des Bronchialkarzinoms soll nach einer Möglichkeit gesucht werden, die Einbindung des 4D-CT in bestehende Therapiekonzepte im Universitätsklinikum Gießen-Marburg am Standort Marburg in der strahlentherapeutischen Abteilung zu verwirklichen. Daher muss die Frage wie sich ein 4D-CT Datensatz in ein Bestrahlungsplanungssystem einbinden lässt, welches nicht für zeitaufgelöste Datensätze geeignet ist, beantwortet werden. Weiterhin tritt dabei in den Vordergrund, in wie weit das bestehende geometrische Konzept der Bestrahlungsplanung die Bewegungsamplitude des Tumors ausreichend berücksichtigt und ob sich durch die veränderte Bildakquisition mit dem 4D-CT das Planungszielvolumen reduzieren lässt. Aus diesen Erkenntnissen sollte sich auch die Fragestellung beantworten lassen, ob das Planungszielvolumen nach den bisherigen Kriterien zu groß angelegt wurde. 2 Grundlagen Zur Vertiefung der grundlegenden Fragestellungen dieser Arbeit werden im Folgenden die Schwierigkeiten mit bewegten Zielvolumina in der Strahlentherapie aufgegriffen sowie die Standards der Bestrahlungsplanung und der Radiochirurgie beschrieben. Die Funktionsweise des zeitaufgelösten Computertomogramms (CTs) wird erläutert und das Verfahren zur Verarbeitung eines solchen 4D-CTs, die Maximumintensitätsprojektion vorgestellt. 2.1 Bewegte Zielvolumina Eines der wichtigsten Elemente der Strahlentherapie ist das BestrahlungsplanungsCT. Auf Grundlage des Planungs-CTs erfolgt die Berechnung der Bestrahlungspläne. Mit Hilfe einer Software (Bestrahlungsplanungssystem) werden Risikoorgane (Organ at risk (OAR)) und der Tumor konturiert bzw. segmentiert. Daher ist bei der Bildakquisition ein artefaktarmes CT und eine reproduzierbare Lagerung des Patienten besonders wichtig. Um die Reproduzierbarkeit zur gewährleisten kommen häufig Lagerungshilfen (Vakuummatratzen, Gesichtsmasken etc.) zum Einsatz. Solche Systeme können jedoch nur das Äußere des Patienten fixieren. Durch Bewegung entstehen nicht nur Ungenauigkeiten bei der Lagerung, sondern auch Artefakte in der radiologischen Bildgebung. Bei statischen Zielvolumina, die ihre Lage und Form allenfalls durch die Veränderung der Organstruktur um 4 2 Grundlagen 5 sich herum verändern, ist die Aufnahme eines artefaktarmen CT-Bilddatensatzes möglich. Dem gegenüber steht die Bildakquisition bei bewegten Strukturen. Dabei wird zwischen intra- und interfraktionellen Bewegungen unterschieden. Letztere machen sich bei der Bildgebung nicht bemerkbar, da sich interfraktionelle Bewegungen im zeitlichen Rahmen von Stunden bis Tagen bewegen [Ber06]. Diese Betrachtung ist für die fraktionierte Strahlentherapie interessant und muss für die Strahlenapplikationen durch Lagerungsverifikation berücksichtigt werden. Als Beispiel für ein Organ mit interfraktioneller Bewegung sei die Prostata zu nennen. Diese verändert ihre Lage von Sitzung zu Sitzung durch Füllung der umgebenden Organe wie Blase und Rektum, doch ist die Position durch bildgebende Verfahren im Bestrahlungsraum (Positionsverifikation) leicht zu bestimmen. Abbildung 2.1: Orthogonale Projektion der Bewegungstrajektorien von 21 Tumoren der koronalen (links) und der sagittalen Ebene (rechts). Die Tumore sind in ihrer ungefähren Position eingezeichnet. Tumore die an eine knöcherne Struktur stoßen oder an diese anhaften, sind mit einem Kreis markiert [Sep02]. Bei der intrafraktionellen Bewegung sind Veränderungen innerhalb von wenigen Minuten zu beobachten [Ber06]. Hier wird speziell das Bronchialkarzinom genannt. Der Tumor bewegt sich mit jedem Atemzug innerhalb des Thorax mit einer nicht genau vorhersehbaren oder zu berechnenden Bewegung. Individuell für jeden Patienten muss die Tumorbewegungen berücksichtigt werden [Li06][Ste01]. Es werden bei Bronchialkarzinomen Bewegungsamplituden von bis zu 24,6 mm in 2 Grundlagen 6 Richtung cranio-caudal (CC) beschrieben [Ekb98], wobei sich der Tumor nicht nur in CC-Richtung bewegt. Durch zusätzliche Freiheitsgrade in Richtung anteriorposterior (AP) und links-rechts (LR) ergibt sich eine Hysteresebewegung (siehe Abbildung 2.1) [Sep02] mit komplexer Trajektorie [Li06]. Daher findet bisher die Bildakquisition der Bestrahlungsplanungs-CTs für die radiochirurgische Intervention von Bronchialkarzinomen mit einer Kombination aus zwei CTs statt. Dabei wird die Aufnahme bei normaler Atmung mit der unter breath-hold-technique 1 verglichen. Daraus lässt sich die Tumorbewegung während der maximalen Einatmung ableiten, jedoch nicht die tatsächliche Bewegung während der normalen Ein- und Ausatmung. Des Weiteren wird das Lungengewebe bei tiefer Inspiration unphysiologisch aufgebläht und verzerrt die Gewebestrukturen [Fua09]. Die Ausführung Abbildung 2.2: Dargestellt ist eine Kugel (Radius = 1.2 cm), die periodisch eindimensional bewegt wurde (Amplitude = 1 cm, T = 4.4 s). Links: Eine statische Aufnahme der Kugel ohne Artefakte. Rechts: Durch Auf- und Abbewegung der Kugel entstehen Artefakte. Die Lücken entstehen während der Aufnahme eines Schnittbildes an einer Position an der sich das zu untersuchende Objekt durch die Eigenbewegung nicht mehr befindet. Eine Verzerrung der Kugel, zweite Aufnahme von rechts, entsteht durch ein synchrone Bewegung von CT-Gantry und Objekt. Die Aufnahmen sind unter konventioneller axialer CT durchgeführt worden [Ber06]. gestaltet sich für Patienten mit Lungenerkrankungen (z.B. COPD2 ) schwierig. Das 1 2 breath-hold-technique, aus dem Englischen für Atemanhaltetechnik. Der Patient muss vor Beginn der Bildaufnahme maximal einatmen und den Atem für die Dauer der Bildakquisition anhalten (ca. 2-3 Sekunden) COPD: Chronic Obstructive Pulmonary Disease, auf Deutsch: Chronisch obstruktive Lungenerkrankung. 2 Grundlagen 7 reduzierte Tidalvolumen in Kombination mit der andauernden Sauerstoffschuld im Organismus, erschweren es dem Patienten den Atem über längere Zeit anzuhalten. Während der Bildgebung entstehen unter freier Atmung Artefakte durch bewegte Gewebsstrukturen (siehe Abbildung 2.2). Um die Bewegung des Zielvolumens sichtbar zu machen und eine zeitaufgelöste Bestrahlungstechnik anwenden zu können, bedient man sich eines dafür geeigneten Systems. Diese Systeme sind dafür konzipiert außerhalb (z.B. Dehnungsmessstreifen (Fa. Anzai), Videooptik (VisionRT)) oder innerhalb (z.B. Goldmarker) des Patienten Signale zu erfassen die mit der Bewegung des Zielvolumens korrelieren. 2.2 Konventionelle Festlegung des Planungszielvolumens Auf Grund der zuvor genannten Artefakte kommt es zu Komplikationen während der Bestrahlungsplanung. Denn um die benötigte therapeutische Dosis im Tumor zu deponieren muss genau definiert werden, welcher Teil des Gewebes bestrahlt werden soll. Dazu bedarf es zunächst einer Festlegung, welches Volumen als Tumorgewebe deklariert wird. Das sogenannte Gross tumor volume (GTV), welches Abbildung 2.3: Die Abbildung zeigt die nach ICRU50 [ICR93] empfohlenen Volumen zur Verordnung und Planung von therapeutischer Dosis in der Strahlentherapie. 2 Grundlagen 8 das makroskopisch sichtbare Tumorgewebe darstellt, wird von einem Arzt mit Hilfe radiologischer Bilder (CT, PET, MRT; auch in Kombination) festgelegt. Makroskopisch nicht erkennbare maligne Zellen um das Tumorgewebe werden nach klinisch-anatomischem Befund durch Erweiterung des GTV mit einbezogen. Das Volumen, in dem sich nun Tumor- und subklinisch relevantes Gewebe befinden, wird als Clinical target volume (CTV) bezeichnet. Zur Berücksichtigung der Unsicherheiten bei der Patientenlagerung sowie der Variation von Form, Größe und Lage des Zielvolumens während der Therapie wird ein Sicherheitssaum um das CTV gezeichnet. Das so entstehende Planning target volume (PTV) ist ein geometrisches Konzept, welches einer Abwägung zwischen Erfolg der Therapie (das gesamte Tumorvolumen ist sicher mit Dosis belegt) und möglichen Komplikationen (der Sicherheitssaum beinhaltet Risikoorgane) bedarf. Das Volumen, welches mit der verschriebenen Dosis belegt worden ist, wird als „treated Volume“ bezeichnet. Das übrige Gewebe, in dem Dosis deponiert wurde, ist das „irradiated Volume“ (Dargestellt in Abbildung 2.3)[ICR93]. Ist das Zielvolumen auf Grund der in der Bildgebung entstandenen Artefakte nicht sicher abzugrenzen, so muss die Größe des Tumors vermutet werden. Auf Grund der beschriebenen Artefakte in der Bildgebung wird bei Lungenkarzinomen der Sicherheitssaum um das CTV erweitert. Mit der Vergrößerung des Sicherheitssaums soll eine vollständige Belegung des PTV mit der Solldosis sichergestellt werden. Zwangsläufig wird dabei gesundes Gewebe mit einer nebenwirkungsträchtigen Dosis belastet. Mit bekanntem Bewegungsprofil des Zielvolumens kann der Sicherheitssaum genauer an die Struktur angepasst werden. Dadurch könnte sich bei einer Verkleinerung des Sicherheitssaums um 1 cm von 1,5 cm auf 0,5 cm und einer Gesamtdosis von 65 Gy in 8 Fraktionen die Dosis des betroffenen Lungenflügels, welcher eine Dosis größer 20 Gy erhält, von 48% auf 27% reduzieren lassen [Gum10]. 2 Grundlagen 9 2.3 Radiochirurgie Die Genauigkeit mit der die Lage des Tumorgewebes bekannt sein muss, bekommt in der stereotaktischen Behandlung von extrakraniellen Zielen noch mehr Bedeutung. Die Radiochirurgie ist ein aufstrebendes Behandlungskonzept in der klinischen Strahlentherapie [Wul00]. Die ersten Anwendungen basieren auf Behandlungsmethoden Mitte der 1990er Jahre [Nag11] und wurden von dem schwedischen Neurochirurg Lars Leksell zusammen mit dem schwedischen Physiker Börje Larsson mit dem Gamma-Knife eingeführt. Ursprünglich war diese Methode für intracranielle Behandlungen von Tumoren bestimmt und entwickelte sich mit fortschreitender Technik zur stereotaktischen Körperstrahlentherapie mit hypofraktionierten, hohen therapeutischen Strahlendosen. Vorreiter bei der Behandlung von Bronchialkarzinomen war 1991 das schwedische Karolinksa Universitätsklinikum [Nag11]. Abbildung 2.4: Radiochirurgischer Sechs-Felder-Bestrahlungsplan mit Pinnacle3 Version 8.0. Das PTV (rot) wird von der 80% Isodosenlinie (grün) umschlossen. Die Einstrahlwinkel der Felder sind mit Pfeilen gekennzeichnet. Bei schlecht zugänglichen oder inoperablen Tumoren (z.B. schlechter Allgemein- 2 Grundlagen 10 zustand des Patienten) wird das hypofraktionierte Behandlungskonzept der Radiochirurgie angewandt. Für Patienten mit eingeschränkter Lungenfunktion oder erhöhtem Lebensalter (>75 Jahre) ist die stereotaktische Körperbestrahlung Mittel der Wahl. Die Behandlungsfolgen reichen von zwei bis zehn Fraktionen mit einer Dosis von 5-20 Gy pro Fraktion und einer umschliessenden 65% Isodosenlinie [Wul00]; bis zu drei Fraktionen mit einer Dosis von 60-66 Gy und einer umschliessenden 80% Isodosenlinie [Nag11]. Zur Immobilisation des Patienten werden üblicherweise Vakuummatratzen verwendet, da bei dieser Hochdosistherapie eine reproduzierbare Lagerung notwendig ist. Die in der Strahlentherapie eingesetzten Hautmarkierungen werden durch ein stereotaktisches Koordinatensystem ersetzt, welches sich an einem speziellen Rahmen befindet. Die Bestrahlung findet mit einer 6-13 Feldertechnik statt (Beispiel für eine sechs Feldertechnik in Abbildung 2.4), es werden dabei Photonenenergien von 6 Megavolt Bremsstrahlung (MV-X) für Bronchialkarzinome, bis zu 20 MV-X für Tumore unterhalb des Diaphragma verwendet [Nag11]. Kennzeichnend für die radiochirurgische Behandlung ist nicht nur die häufig verwendete Einzeitbestrahlung, sondern auch die am selben Tag stattfindende Lagerung des Patienten, die Akquise des Bestrahlungsplanungs-CT, die Durchführung der Bestrahlungsplanung und letztendlich die Therapie. Dies bedeutet für den Patienten, dass er über einen langen Zeitraum in der Vakuummatratze verbleiben muss und für die Medizinphysiker der Strahlentherapieabteilung ein koordiniertes Zeitmanagement zur sofortigen Bestrahlungsplanung. Der Erfolg der Radiochirurgie zeigt sich bei Betrachtung der Gesamtüberlebensraten von 82% nach einem Jahr, 72% nach zwei und 72% nach drei Jahren [Nag05]. Erfolgversprechende Ergebnisse aus der Phase II Studie untermauern die Wirksamkeit des Behandlungskonzepts und sind die Basis für die in Japan und USA laufende Phase III Studie. Dies sind Untersuchung die Nagata et al. (2011) [Nag11] in seiner Veröffentlichung nennt, dabei wird die Hochpräzisionsbestrahlung mit der chirurgischen Intervention bei operablen Bronchialkarzinomen verglichen. Als Nebenwirkungen der strahlentherapeutischen Behandlung von Bronchialkarzi- 2 Grundlagen 11 nomen treten in 5-50% der Fälle strahleninduzierte Pneumonien [Mar10b] oder 1-3% Hämoptyse, Ösophagitis [Nag11] sowie Spontanfrakturen der Costae auf. Solche unerwünschten Wirkungen gilt es durch optimale Anpassung des PTV an das Zielvolumen zu minimieren. Die hochdosierte Therapie, die einmalige Bestrahlung und der häufig schlechte Allgemeinzustand des Patienten unterstreichen die Bedeutung einer konformalen Strahlentherapie. Daher ist es unumgänglich den genauen Ort des Tumors und seine Bewegung bei der Erstellung der PTV zu kennen, um bei größtmöglichem Therapieerfolg das gesunde Gewebe maximal zu schonen. 2.4 4D-CT Um das erfolgreiche Konzept der radiochirurgischen Einzeitbestrahlung zu verbessern, in dem das PTV optimal an die patientenspezifischen Bedingungen (Bewegung des Tumors) angepasst werden kann, sollen die Vorteile des 4D-CT in die Bestrahlungsplanung implementiert werden. Aufbauend auf einem dreidimensionalen Planungs-CT ist das 4D-CT eine zeitliche Abfolge bestehend aus zusammenhängenden dreidimensionalen Bilddatensätzen, die zu verschiedenen Zeitpunkten aufgenommen werden [Han]. Während des 4D-CT-Scans wird jedem Bild ein Informationsstempel, der die zeitliche Information enthält, zugeordnet. Bilder aus je einer Atemexkursionsphase werden in einem „Ordner“ gespeichert. Daraus können komplette dreidimensionale Datensätze, welche je eine Atemphase darstellen, generiert werden. Um diese, zu einer bestimmten Atemphase gehörende, retrospektive Rekonstruktion eines dreidimensionalen Volumens zu gewährleisten ist es nötig, die konventionellen Einstellungen der Bildaufnahme (Thorax-Routine) am CT zu modifizieren. Während der Röhrenrotation bewegt sich der Patiententisch (Couch) mit einer kontinuierlichen Geschwindigkeit durch die CT-Gantry. Zur Rekonstruktion einer definierten Position „z“ mit einer beliebigen Atemphase 2 Grundlagen 12 Abbildung 2.5: Darstellung der Tischpositionen und des Atemsignals während der Aufnahme des 4D-CT. Die einzelnen Tischpositionen sind hier als transversale Ebene dargestellt. Diese sind für die Aufnahme eines Spiral-CT nicht tatsächlich vorhanden, sondern werden aus den Rohdaten rekonstruiert, da sich durch den Tischvorschub die Röntgenröhre helikal um den Patienten zu bewegen scheint. Pro Atemphase wird ein dreidimensionaler Bilddatensatz abgespeichert (Pfeil) (Bild: modifiziert nach [Pan04] [Low03]) ist es notwendig den Tischvorschub so langsam zu gewährleisten, dass je z-Position vom Patienten ein vollständiger Atemzyklus durchlaufen wurde (siehe Abbildung 2.5). Die Geschwindigkeit, mit der sich der Tisch in z-Richtung bewegt, lässt sich mit Hilfe des Pitch (siehe Gleichung 2.1) variieren. P itch = T ischvorschub pro Röhrenrotation (mm) Anzahl Detektorzeilen · Kollimierte Schichtdicke (mm) (2.1) Da sich die Geschwindigkeit, mit der sich der Tisch durch die Gantry bewegt, nach der Atemfrequenz des Patienten richtet, muss diese für die Aufnahme angepasst werden. Je schneller der Patient atmet, desto größer kann die Vorschubgeschwindigkeit gewählt werden (der Pitchfaktor wird größer). Die benötigen Werte für 2 Grundlagen 13 den Pitchfaktor lassen sich aus der Periodendauer (T) der Gantry und der Patientenatmung (Breathing) mit Gleichung 2.2 [Mcn08] ermitteln. P itchOptimal = TGantry TBreathing + TGantry (2.2) Für das CT der Firma Siemens lässt sich im „Respiratory Modus“ zwischen langsamer und schneller Atmung unterscheiden. Diese definieren sich an der Atemgrenzfrequenz von 12/min. Für die Aufnahme eines 4D-CTs mit einer durchschnittlichen Atemfrequenz von 12/min ergibt sich nach Gleichung 2.1 ein Pitch von 0,09. Dieser ist auch von Siemens für die 4D-CT Aufnahme bei einer Atemfrequenz ≥ 12/min eingestellt. Für Patienten mit einer langsameren Atmung ist ein Spezialprogramm „Low Resp“ auswählbar. Aus der Verwendung des 4D-CT ergeben sich jedoch nicht nur Vorteile. Trotz neuester Generationen von Röntgenröhren und Detektoren, sowie dosisminimierender Techniken wie CareDose1 , ist die Dosisbelastung um den Faktor 7 höher als bei einer konventionellen Thoraxroutine. Zum Vergleich die Dosislängenprodukte (DLP): • Low Dose Lunge Routine: DLP 35 mGycm • 4D-CT Thorax: DLP 267 mGycm Des Weiteren ist der Arbeitsaufwand und die Scan-Dauer bei einem 4D-CT höher als bei einem konventionellen CT. Während die Scanzeit für eine Thoraxaufnahme etwa 30 Sekunden beträgt, muss für ein 4D-CT mehr als eine Minute aufgewendet werden. Der erhöhte technische Aufwand muss durch das Fachpersonal beherrscht und umgesetzt werden. Nach der Anlage des Anzaisystems (siehe Kapitel 3.1) und der Positionierung des Patienten auf dem CT-Tisch muss die Atemkurve 1 Von Siemens entwickelte Echtzeit-Strom-Zeit-Modulation in Abhängigkeit der Dicke des zu untersuchenden Materials 2 Grundlagen 14 zunächst kalibriert werden. Dies geschieht automatisch, dabei ist jedoch darauf zu achten, dass der Patient ruhig, regelmäßig und seiner Physiologie entsprechend atmet. Der automatische Abgleich des Systems ist abgeschlossen, wenn sich die Minima und Maxima der Atemkurve innerhalb des durch Linien eingegrenzten Bereichs befinden (siehe Abbildung 2.6). Aus Abbildung 2.7 wird deutlich, dass Abbildung 2.6: Bildschirmausschnitt des CT-Arbeitsplatzes. Zu erkennen ist die Atemkurve sowie die als blaue Markierungen (Pfeil) gesetzen Atemphasen welche rekonstruiert werden sollen, dabei stellen die langen blauen Markierungen die Referenz für die maximale Inspiration dar. Das bereits kalibrierte Atemsignal verläuft innerhalb der Markierungslinien (rot). Fehlerhaft detektierte Atemphasen können mit Hilfe der Software gelöscht werden. der Maximalwert der Atemkurve, aufgezeichnet mit dem Atemdetektionssystem der Firma Anzai, den Moment der maximalen Inspiration darstellt, dann sind 100% des aktuellen Tidalvolumens1 eingeatmet (100%IN). Die maximale Ausatmung stellt das Minimum der aufgenommenen Kurve dar, dann sind 100% des aktuellen Tidalvolumens ausgeatmet (100%EX). Dabei ist zu beachten, dass der Wert 20%EX nicht den Moment beschreibt in dem noch 20% des Tidalvolumens ausgeamtet werden können, sondern es sind bis jetzt 20 von 100% des Tidalvolumens exspiriert. Das bedeutet, 80% des Tidalvolumens sind aktuell noch nicht ausgeatmet. Die Zeitpunkte 100%EX und 0%IN sind also identisch, ebenso wie 100%IN und 0%EX. Zur Reduzierung unnötiger Datenmengen sind vorgenannte Kombinationen zu vermeiden. Die Information über die entsprechende Atemphase wird jedem 1 auch Atemzugvolumen (AZV) genannt. Beschreibt das Volumen (in l), welches in Ruhe pro Atemzug ein- bzw. ausgeatmet wird 2 Grundlagen 15 Abbildung 2.7: Beispielhafte Atemkurve mit eingezeichneten Atemphasen und der Periodendauer (T) eines Atemzugs. Deutlich wird hierbei, dass die Atemphasen 100%In und 0%Ex sowie 100%EX und 0%IN den selben Zeitpunkt darstellen. Schnittbild als Eintrag im DICOM1 -Header zugewiesen. So können die einzelnen Serien einer Atemphase zugeordnet werden. 2.5 Maximumintensitätsprojektion Da weder der Zeitaufwand für die Bestrahlungsplanung einer radiochirurgischen Tumorbehandlung zu hoch, noch die Information über die Tumorbewegung zu niedrig sein darf (siehe Kapitel 2.3), ist die Maximumintensitätsprojektion (MIP) eine evaluierte Methode um zeitnah und unter Berücksichtigung aller gewonnenen Bewegungsinformationen des 4D-CTs die Erstellung eines Bestrahlungsplans zu unterstützen [Par09]. Bei der MIP handelt es sich um ein etabliertes Verfahren 1 „Digital Imaging and Communications in Medicine“ ist ein offener Standard zum Austausch von Informationen in der Medizin, der häufig im Zusammenhang mit digitalen radiologischen Bildern verwendet wird. 2 Grundlagen 16 aus der Radiologie. Dieses dient originär zur Extraktion von Strukturen hoher oder niedriger Dichte von CT- oder MRT-Daten [Und05]. Die MIP verwendet Abbildung 2.8: Matrix eines 4D-CT Datensatzes vor und nach der Berechnung durch die MIP. Abbildung 2.9: Darstellung der HU-Werte aus der Matrix vor und nach der Berechnung durch die MIP. mehrdimensionale Bilddatensätze und rechnet diese in Projektionsbilder mit einer Reduktion um eine Dimension um, indem entlang der Projektionsrichtung der jeweilige Datenpunkt mit der maximalen Intensität (Hounsfieldunit (HU)-Wert) gespeichert wird. Das Reduzieren um eine Dimension stellt sich bei einem 4D-CT als Zeitinformationsverlust dar. Zur Verdeutlichung ist in Abbildung 2.8 eine Matrix von HU-Werten dargestellt. Dabei stellen die Spalten identische Z-Positionen zu unterschiedlichen Atemphasen dar. Das Ergebnis der MIP ist ein Vektor mit den maximalen HU-Werten in Projektionsrichtung. Abbildung 2.9 ist eine Darstellung der HU-Werte aus der Abbildung 2.8 in zugeordneten Grauwerten. Daraus folgen auch Nachteile und Bedingungen für den Einsatz der MIP. Dazu zählt, dass die Dichte des Tumorgewebes höher sein muss als die des gesunden Gewebes, da die maximalen HU-Werte dargestellt werden. Des Weiteren sollte, um das Zielvolumen abgrenzen zu können, ein deutlicher Kontrastunterschied zwischen gesundem und malignem Gewebe vorhanden sein. Schwierig gestaltet sich die Verwendung der MIP bei Tumoren, die an feste Strukturen oder Organe gleicher oder höherer Dichte angrenzen (z.B. Zwerchfell, Bronchus) [Und05]. Unter 2 Grundlagen 17 Berücksichtigung dieser Bedingungen ist die MIP ein adäquates Verfahren um die Bewegungstrajektorie von Bronchialkarzinomen darzustellen [Und05] [Par09] und findet daher für die Untersuchungen in dieser Arbeit Verwendung. 3 Material und Methoden Die verwendeten Systeme zur Bildakquisition eines 4D-CT werden im folgenden aufgeführt. Des Weiteren sind die Vorgaben zur Erstellung der Bestrahlungspläne festgehalten, damit ein Vergleich zwischen konventionellem und 4D-CT gestützten Bestrahlungsplan möglich ist. Die Bewertungskriterien zur Evaluation und Darstellung der Ergebnisse sind im gleichnamigen Kapitel beschrieben. 3.1 Atemdetektionssystem der Firma Anzai Das verwendete Atemdetektionssystem setzt sich aus den Komponenten LoadCell (Dehnungsmessstreifen), Sensor-Port (Signalverstärker), Wave-Deck (AnalogDigital-Wandler) und dem PC-System zusammen und dient der Aufzeichnung der Atembewegung eines Patienten (siehe Abbildung 3.1). Mit Hilfe des Dehnungsmessstreifens, der sogenannten Load-Cell, wird üblicherweise von der Bauchdecke des Patienten eine Druckkurve abgegriffen. Diese aufgenommene Druckkurve steht direkt für die Atemexkursion. Über eine Schnittstelle ist die Kommunikation mit einem Computertomographen der Firma Siemens oder einem dafür geeigneten Linearbeschleuniger möglich. Das am Patienten aufgenommene Atemsignal wird zur Registrierung der Bilder an den Computertomographen gesendet. Um die Load-Cell am Patienten zu positionieren, wird ein elastischer Gürtel verwendet, in den diese eingesetzt wird. Eine verschließbare Tasche am Gürtel dient zur 18 3 Material und Methoden 19 Abbildung 3.1: Links: Sensor-Port, dient zum Anschluss der Load-Cell, verstärkt das aufgenommene Signal zur weiteren Verarbeitung und leitet dieses an das Wave-Deck weiter. Rechts: Wave-Deck mit PC, hier wird das von dem SensorPort verstärkte Signal in diskrete Werte umgewandelt. Des Weiteren stehen am Wave-Deck die Anschlüsse für die CT-Gantry und die Gating-Schnittstelle für den Linearbeschleuniger zur Verfügung [Ltd11]. Aufnahme des Dehnungsmessstreifens. Das Gürtelsystem wird wie in Abbildung 3.2 um den Bauch des Patienten gelegt und straff befestigt. Zur Kontrolle des Abbildung 3.2: Links: Load-Cell ist ein im Kunststoffgehäuse befindlicher Dehnungsmessstreifen, der in verschiedenen Empfindlichkeiten („high“ und „low")zur Verfügung steht. Dieser dient der Aufnahme des Atemsignals, welches als Spannungsveränderung innerhalb einer bestimmten Zeit aufgezeichnet wird. Rechts: Dargestellt ist der am Patienten angelegte Anzai-Belt auf Höhe des Diaphragmas. Der Patient befndet sich bereits im Bestrahlungsraum [Ltd11]. nötigen Anpressdrucks des Sensors mit der Patientenoberfläche befinden sich auf dem Sensor-Port Anzeigeelemente, die unter anderem auf den richtigen Druck des Sensors mit der Bauchdecke des Patienten hinweisen. Patientenspezifisch gibt es die Load-Cell in zwei Ausführungen. Je nach Körperbau, Geschlecht oder Atemtyp 3 Material und Methoden 20 lässt sich zwischen einem weniger empfindlichen Modell „HIGH“ und der messsensibleren Variante „LOW“ auswählen (siehe Tabelle 3.1). Tabelle 3.1: Kriterien für die Auswahl der geeigneten Load-Cell Load-Cell Typ Auswahlkriterium High Bauchatmer dünne Patienten Low Brustatmer weibliche Patienten Adipositas Die Bewegung der Bauchdecke korreliert mit der Veränderung des Lungenvolumens und damit der Bewegung des Tumors (von Gregor et al. ermittelter Korrelationskoeffizient R=0.9364 [Gre07]). Da von dem Dehnungsmessstreifen eine Spannungsänderung mit der Zeit aufgezeichnet wird und dieser direkt mit dem Druck auf dem Sensor in Verbindung steht, stellt das aufgenommene Signal eine Druckkurve dar, die keiner Kalibrierung nach Einheiten bedarf. Daher stellt der über die Zeit aufgetragene Kurvenverlauf die Ein- und Ausatmung dar. Aus dieser Atemkurve resultiert die Zeitinformation, mit deren Hilfe der Ort des Zielvolumens innerhalb einer bestimmten Atemphase festgestellt werden kann. Dabei werden die Atemphasen realtiv zur maximalen Inspiration (Maximum der Kurve) und maximalen Exspiration (Minimum der Kurve) festgelegt. 3.2 Datenakquisition Mittels 4D-CT Die Aufnahme des Planungs-CTs entspricht der in Kapitel 2.4 beschriebenen Methode. Das System der Firma Anzai steht zur Gewinnung des Atemsignals zur Verfügung und wird gemäß dem Vorgehen nach Kapitel 3.1 patientenspezifisch angelegt. Die Patientenlagerung erfolgt auf dem Rücken mit den Armen über dem 3 Material und Methoden 21 Kopf. Zur präzisen und reproduzierbaren Lagerung des Patienten befindet sich dieser in einer Vakuummatratze auf einer Karbonplatte. Um den Ort des häufig kleinen und röntgenkontrastarmen Tumor genau für die Therapie am Linearbeschleuniger positionieren zu können, wird an der Karbonplatte ein sogenannter stereotaktkischer Rahmen angebracht. An diesem und auf der Karbonplatte befinden sich röntgendichte Marker die es über ein geometrisches Modell ermöglichen auf den CT-Bildern die Position des Zielvolumens zu berechnen. Für die Bildakquisition wird der Computertomograph der Firma Siemens „Sensation Open“ verwendet. Die Einstellungen wurden durch den Radiologen festgelegt: • Röntgenröhrenspannung: 120 kVp • Röntgenröhrenstrom: 40 mA/Rotation • Bildschichtdicke: 1,5 mm • Field-of-view: 500 mm Der 4D-CT Datensatz wird in die einzelnen Atemphasen als separate Serie zerlegt. Dieses Verfahren wird als Konvertierung bezeichnet. Ein Bestrahlungsplanungsbilddatensatz (Serie) beinhaltet nun eine Anzahl „n“ einzelner Bildserien. Jede Serie stellt das untersuchte Volumen zu einer Atemphase dar. 3 Material und Methoden 22 3.3 Bestrahlungsplanung Bei sieben Patienten mit Bronchialkarzinom wurde für die Bestrahlungsplanung (Pinnacle3 Version 8.0 ) ein 4D-CT aufgenommen (Bilddatensätze mit freundlicher Genehmigung des DKFZ Heidelberg zur Verfügung gestellt). Da als Basis der Bestrahlungsplanung nur eine der vielen CT-Serien des 4D-CT verwendet werden kann, muss eine Serie als Referenz verwendet werden. Als Planungsreferenzdatensatz wird die Atemphase ausgewählt, die sich als Median zwischen den Atemphasen der längsten Verweildauer des Tumors an einem Ort befindet. Die Patientenstatistiken und die Tumorcharakterisierung sind in den Tabellen 3.2 und 3.3 dargestellt. Tabelle 3.2: Patientenspezifische Daten mit Tumorlokalisation, Volumen GTV und Planungsreferenz. ∗ ROL: Rechter Oberlappen; RML: Rechter Mittellappen; RUL: Rechter Unterlappen; LOL: Linker Oberlappen; LUL: Linker Unterlappen Patienten Geschlecht Nr. Tumor- Volumen GTV Planungs- lokalisation∗ in cm3 referenz 01 M RML 1,5 100%EX 04 W RUL 2,4 100%EX 05 M LOL 3,6 100%EX 06 M ROL 5,9 50%IN 07 M RUL 4,9 50%IN 09 M LUL 6,5 100%EX 10 M RUL 1,4 80%IN Der in den Kapiteln 2.3 und 3.2 beschriebene stereotaktische Rahmen kann nicht während der strahlentherapeutischen Behandlung am Patienten verbleiben und wird demontiert. Für die Bestrahlungsplanung bedeutet dies, dass der auf den CTBildern noch vorhandene stereotaktische Rahmen „gelöscht“ werden muss. Dafür 3 Material und Methoden 23 Tabelle 3.3: Bewegungsamplituden der untersuchten Patienten. Untersucht wurde in einer Dissertation von Bekkaoui [Bek10] die Bewegung und Deformation der Tumorvolumina der vorliegenden Patienten. Beschrieben wird hier die Verschiebung der Tumorschwerpunkte in die Richtungen Cranio-caudal, Anteriorposterior und Links-rechts. Patient Cranio-caudal Anterior-posterior links-rechts Nr. in mm in mm in mm 01 17,1 0,1 0,5 04 5,5 4,0 5,0 05 1,2 0,9 1,1 06 1,0 0,9 1,1 07 21,2 4,5 3,1 09 9,3 1,5 0,1 10 8,3 6,0 5,3 wird der betreffende Bereich mit einer zusätzlichen Kontur („Localizer“) versehen und bekommt eine Dichte von 0 g/cm3 (Luft) zugeordnet. Das makroskopisch sichtbare GTV wird bei allen sieben Planungsreferenz-CTs gezeichnet. Zur Vermeidung von systematischen Variationen werden die GTVs von dem selben Arzt festgelegt. Die Segmentierung aller Strukturen erfolgt mit den HU-Fenstereinstellungen „Lunge“. Zur Therapie des malignen Gewebes wird ein Bestrahlungplan erstellt, der 6-7 Felder mit einer Photonenergie von je 6 MV-X umfasst. Diese werden so angelegt, dass opponierende Felder vermieden und Risikoorgane (z.B. Rückenmark) weitestgehend geschont oder ausgespart werden. Die Einzeitdosis der radiochirurgischen Behandlung liegt bei 30 Gy, wobei mindestens 80% der verordneten Dosis das PTV vollständig umschließen sollen. Jedes Bestrahlungsfeld sollte den gleichen Anteil an Monitorunits (MUs) (identische Wichtungsfaktoren) haben. Zur Verbesserung der Dosisverteilung im Zielvolumen werden in Einzelfällen Änderungen der Wichtungsfaktoren vorgenommen (siehe Tabellen A.7 und A.8). Die Wichtung des Einzelfeldes ist proportional zu den verordneten MU bezogen auf 3 Material und Methoden 24 einen Normierungspunkt der innerhalb des GTV liegt. Für die Berechnung der benötigten MUs verwendet das Bestrahlungsplanungssystem einen adaptierten collapsed Cone-Algorithmus. 3.3.1 Konventionelle Planung Für die konventionelle radiochirurgische Bestrahlungsplanung wird auf Basis des GTV ein Sicherheitssaum konturiert, der den Standards der strahlentherapeutischen Abteilung im Universitätsklinikum Marburg entspricht. Nach einem bestehenden geometrischen Konzept erfolgt die Erstellung des PTV durch Vergrößerung des GTV CC um 1,5 cm sowie Lateral und AP um 1 cm auf ein „P T V Konv “ (siehe Abbildung 3.3). Diese Expansion des GTV soll Unsicherheiten der Lagerung, der Größe und Form des Tumors sowie respiratorisch bedingte Bewegungen beinhalten. Abbildung 3.3: Konventionell erstellte Konturen der Bestrahlungsplanung. Auf Basis des GTV (links in gelb) wird nach dem geometrischen Konzept des Universitätsklinikums Marburg, durch Vergrößerung des GTV CC um 1,5 cm sowie Lateral und AP um 1 cm, das „P T V Konv “ (rechts, in rot) erstellt. 3 Material und Methoden 25 3.3.2 4D Planung Mit Hilfe der über das 4D-CT gewonnenen Bewegungstrajektorie des Tumors wird im Gegensatz zur konventionellen Bestrahlungsplanung ein PTV erstellt, welches die genaue Bewegungsinformation berücksichtigt. Zur Erstellung dieses „P T V 4D “ wird nach der Empfehlung der ICRU62 [ICR99] vorgegangen. Die respiratorisch Abbildung 3.4: Grafische Darstellung der nach ICRU62 vorgeschlagenen Volumina für die Bestrahlungsplanung [ICR99]. induzierte Bewegung des GTV wird von einer einhüllenden Kontur beschrieben, der sogenannten Internal margin (IM). Mit der Festlegung des subklinisch relevanten Tumorgewebes CTV lässt sich durch einfache Addition mit dem IM das Internal target volume (ITV) festlegen. Nach der Abgrenzung des ITV werden etwaige Ungenauigkeiten, welche durch Lagerung des Patienten entstehen, mit dem Setup margin (SM) berücksichtigt. Das SM beinhaltet die akzeptierten Patientenlagerungsungenauigkeit der strahlentherapeutischen Abteilung in Marburg und ist ein geometrisches Konzept, welches eine feste Größe von 5 mm umfasst. ITV und SM bilden zusammen das P T V 4D (siehe Abbildung 3.4). Um die Bewegungsinformation des Tumors zu gewinnen, muss diese nun am Bestrahlungsplanungssystem sichtbar gemacht werden. Da die Bearbeitung des 3 Material und Methoden 26 aufgenommenen 4D-CT Datensatzes am vorhanden Bestrahlungsplanungssystem nicht möglich ist, muss ein alternatives Verfahren verwendet werden. Zum einen besteht die Möglichkeit, die extremen Tumorpositionen während der maximalen Ein- und Ausatmung mit der Planungsreferenzaufnahme zu überlagern. Dadurch kann die maximale Bewegungsamplitude ermittelt werden. Diese Methode kann mit geringem Zeitaufwand durchgeführt werden. Jedoch treten durch Interpolation der Bewegungstrajektorie zwischen diesen zwei Atemphasen Fehler auf, da eventuelle Bewegungsrichtungen nach AP und lateral keine direkte Berücksichtigung erfahren. Zum anderen können alle Tumorpositionen durch das Fusionieren (bildliches Übereinanderlegen zweier radiologischer Datensätze) jeder einzelnen Atemphase mit der Planungsreferenzaufnahme in die Bestrahlungsplanung mit aufgenommen werden. Dieses Verfahren stellt die Tumortrajektorie bestmöglich dar. Jedoch bedarf es eines hohen Zeitaufwandes, jede einzelne Aufnahme einer Atemphase mit der Planungsreferenzaufnahme zu fusionieren. Dem gegenüber steht die Verwendung der Eingangs genannten MIP. Vergleiche zwischen erstellten Zielvolumina von Phantomstudien auf Basis aller aufgenommenen Atemphasen und verwendeter MIP haben sehr gute Übereinstimmungen ergeben. Das Planungszielvolumen der MIP war im Mittel 4% größer als das PTV welches auf Basis der Datensätze aller Atemphasen erstellt wurde. Bei Untersuchungen an Patienten mit Bronchialkarzinomen ergaben sich bei gleicher Untersuchungsgrundlage nahezu identische Übereinstimmungen der Zielvolumen [Und05]. Anhand von Abbildung 3.5 wird der Vorteil der MIP deutlich. Durch die Darstellung der Maximalwerte verliert die radiologische Aufnahme wenig an Kontrast. Das Zielvolumen ist vom Lungengewebe noch deutlich abgrenzbar und zeigt direkt die Tumortrajektorie auf. Daher findet das Verfahren der MIP (siehe Kapitel 2.5) in dieser Arbeit Verwendung. Mit Hilfe des 4D-CT Datensatzes erfolgt die Generierung eines DICOM konformen MIP-CTs mit Hilfe einer externen Softwarelösung (Viewer4D, mit freundlicher 3 Material und Methoden 27 Abbildung 3.5: Mit Hilfe der MIP wird aus den einzelnen 4D-CT-Serien die zu je einer Atemphase korrespondieren (links) eine CT-Aufnahme (rechts) erstellt. Genehmigung zur Verfügung gestellt von Daniel Kellner) . Der MIP-CT Datensatz wird ebenfalls über den Bestrahlungsplanungsserver an das Bestrahlungsplanungssystem exportiert und steht dort zur Fusionierung zur Verfügung. Die Abgrenzung des ITV als einhüllende Kontur der Tumorbewegung erfolgt durch eine Überlagerung der Planungsreferenzaufnahme mit der MIP (siehe Abbildung 3.6). So kann Abbildung 3.6: Auf Basis des Planungsreferenzdatensatzes mit GTV (links in gelb) wird mit der MIP das ITV (Mitte in blau) erstellt. Durch den zusätzlichen Sicherheitssaum (SM) entsteht das P T V 4D (rechts in violett) die Tumorbewegungstrajektorie gezeichnet werden. Dieses Verfahren bietet den Vorteil, dass die Koordinaten der Referenzaufnahme und die der MIP übereinstimmen. Dadurch wird ein aufwendiges registrieren der Aufnahmen zueinander vermieden. 3 Material und Methoden 28 3.4 Bewertungskriterien Das konventionell geplante P T V Konv wird mit dem 4D-CT gestützten P T V 4D verglichen. Durch die veränderte Form und unterschiedliche Volumen der beiden PTV ergeben sich neue Volumina. Aus den Differenzen der P T V Konv und P T V 4D ergeben sich die Konturen „Healthy“ und „Missed“. Anhand der Volumenunterschiede sollen erste Betrachtungen erfolgen. Abbildung 3.7: Beispielhaftes Dosis-Volumen-Histogramm mit eingezeichneten Beurteilungskriterien V20Gy (grün) und V80% (blau), hier angedeutet für das gesunde Gewebe („Healthy“) und das nicht im Planungszielvolumen berücksichtigte Gewebe („Missed“). Für den quantitativen Vergleich der konventionellen und 4D-CT gestützten Bestrahlungspläne werden die applizierte Dosis innerhalb der Konturen und stellvertretend dafür verschiedene aussagekräftige Werte in Betracht gezogen, die aus dem Dosis- 3 Material und Methoden 29 Volumen-Histogramm (DVH) abgelesen werden und somit eine direkte Aussage über die verglichenen Bestrahlungspläne geben. Aus repräsentativen Untersuchungen ist das Volumen der Lunge, welches mit mehr als 20 Gy Dosis belastet wird, statistisch signifikant gefährdet, eine Lungenentzündung zu entwickeln [Gra99]. Somit bedarf dieses Volumen einer besonderen Beachtung und wird als „V20Gy “ erfasst. Anhand der minimalen Dosis („DMin “) lassen sich Unterdosierungen (ColdSpots) und die Einhaltung der 80% Isodosenlinie überprüfen. Wie viel Gewebe innerhalb der 80% Isodosenlinie liegt, lässt sich mit dem Wert „V80% “ festlegen (siehe Abbildung 3.7). Dieser repräsentiert den prozentualen Anteil des Gewebes, welcher mindestens 80% der verordneten therapeutischen Strahlendosis ausgesetzt war. Ebenfalls direkt aus dem DVH lässt sich der maximal applizierte Dosiswert („DMax “) ablesen. Für die radiochirurgische Therapie des Bronchialkarzinoms sind die Empfehlungen der ICRU50 für DMax ≤ 107% [ICR93] nicht bindend, jedoch ist dieser Wert erstrebenswert und kann als Anhaltspunkt zur Vermeidung von Überdosierungen verwendet werden. Der arithmetische Dosismittelwert („DMean “) wird ebenfalls aufgeführt. Um die Verteilung der Messwerte um den Dosismittelwert zu verdeutlichen, wird die Standardabweichung je Mittelwert angegeben. Ein weiteres Beurteilungskriterium in der Bestrahlungsplanung ist die Einhaltung der Dosisbeschränkungen für Risikoorgane (OAR). Zum Schutz benachbarter Strukturen um das Zielvolumen und um weitere Beeinträchtigungen für den Patienten zu vermeiden, gibt es Dosisbeschränkungen für Risikoorgane. Diese befinden sich meist in der Nähe des Zielvolumens oder direkt im Strahlengang. Ein Ziel der Bestrahlungsplanung ist es, diese Strukturen so weit auszusparen, dass sie mit möglichst wenig, höchstens jedoch mit der maximal zulässigen Dosis belastet werden. Die zulässige Strahlenexposition richtet sich nach deterministischem Auftreten von Nebenwirkungen. Bei Schädigung des Rückenmarks können beispielweise Lähmungserscheinungen der Extremitäten auftreten oder es entstehen bei Überschreitung von Grenzwerten strahleninduzierte Entzündungen der Lunge. Nicht selten können diese Nebenwirkungen tödlich enden (Grad V) [Mar10b, Ema91]. 4 Ergebnisse Das erarbeitete Verfahren zur Verwendung der 4D-CT Datensätze ist im folgenden Arbeitsablaufplan, speziell für das Klinikum Marburg, aufgeführt. Die Veränderung des Planungszielvolumens unter Verwendung der 4D-CT gestützten Bestrahlungsplanung wird, ebenso wie der Vergleich der Bestrahlungspläne anhand von Messwerten in diesem Kapitel quantifiziert. 4.1 Workflow zur Verarbeitung eines 4D-CT im Klinikum Marburg Zeitaufgelöste Datensätze (4D) können im Universitätsklinikum Marburg nicht ohne Modifikation genutzt werden (aktueller Stand während dieser Arbeit) und müssen daher nach festgelegtem Schema verarbeitet werden. Dabei gibt der in dieser Arbeit aufgestellte Arbeitsablaufplan (Workflow siehe Abbildung 4.1) eine mögliche Lösung. Nach Aufnahme des 4D-CTs mit dem Atemdetektionssystem der Firma Anzai (Kapitel 3.1) wird der Datensatz an den Multi-Modality-Workplace (MMWP) per Netzwerk übermittelt. Der MMWP ermöglicht es, den Datensatz des 4D-CT in einzelne CT-Serien zu je einer Atemphase zu zerlegen. Die einzelnen CTSerien zu je einer Atemphase werden per Krankenhausinformationssystem auf dem Server „EXOM0“ abgespeichert. Von dort werden sie über die DICOM- 30 4 Ergebnisse 31 Schnittstelle mit dem Bildverarbeitungsprogramm „Prosoma“ abgerufen und dem Patienten zugeordnet. Dieser Zwischenschritt ist notwendig um die CT-Serien in das Bestrahlungsplanungssystem zu laden und eine Schnittstelle zum Export der DICOM-Dateien an die externe Software zu schaffen. Während der Auswahl des Planungsreferenzdatensatzes kann gleichzeitig der MIP-Datensatz generiert werden. Die Planungsreferenz wird als primärer und die MIP zur Fusionierung als sekundärer Bilddatensatz in das Bestrahlungsplanungssystem „Pinnacle3“ importiert. Zunächst werden auf Basis des Planungsreferenzdatensatzes die OARs und das GTV konturiert. Zur Festlegung des ITV wird die MIP mit dem Planungsreferenzdatensatz fusioniert. Eine Registrierung der beiden Datensätze ist wegen identischer z-Positionen nicht notwendig. Das ITV wird um den Sicherheitssaum (SM) um 5 mm nach CC, Lateral und AP zu einem PTV erweitert. Die Bestrahlungsplanung erfolgt nach den in Kapitel 3.3 beschriebenen Standards der hiesigen Abteilung. 4 Ergebnisse 32 Abbildung 4.1: Grafische Darstellung des Workflows zur Verarbeitung der 4DCT gestützten Bestrahlungsplanung am Universitätsklinikum Marburg. Von der Aufnahme des 4D-CT bis zum fertigen Bestrahlungsplan sind verschiedene Zwischenschritte notwendig, um den Bilddatensatz so zu verarbeiten, dass für die Bestrahlungsplanung die notwendigen Informationen zur Verfügung stehen. Das Kernelement beruht dabei auf dem Austausch der CT-Serien mit Hilfe der Software Prosoma der Firma Medcom. Der Export der CT-Serien zur externen Weiterverarbeitung und Generierung der MIP sowie deren erneuter Import ist die wichtigste Schnittstelle im Arbeitsablauf. Danach erfolgt die Weiterleitung der CT-Datensätze zur Konturierung (siehe Ablauf der Konturierung rechts) und Planung der Therapie an das Bestrahlungsplanungssystem. 4 Ergebnisse 33 4.2 Veränderung des Planungszielvolumens Bereits während der Konturierung lassen sich Unterschiede der Zielvolumina erkennen. Diese werden vor allem im Volumen des PTV deutlich. Im Gegensatz zum PTV eines konventionellen radiochirurgischen Bestrahlungsplans („P T V Konv “) ist das Zielvolumen des 4D-CT Bestrahlungsplans („P T V 4D “) deutlich kleiner (mindestens 21%, größte Differenz 61%). Aus dem Unterschied des P T V Konv und P T V 4D ergeben sich neue Volumina (siehe Abbildung 4.2), bei denen entweder gesundes Gewebe („Healthy“) mit Dosis belegt wird oder es entstehen Bereiche, die nicht der verordneten Strahlendosis ausgesetzt waren („Missed“). Abbildung 4.2: Darstellung der Volumina Healthy (grün) und Missed (orange) anhand des P T V Konv (rot) und P T V 4D (violett) Das P T V Konv hat in fünf von sieben untersuchten Fällen die Tumorbewegung überschätzt. Mit Verwendung des P T V 4D kann durchschnittlich 45% (Ergebnisse in Tabelle 4.1) an gesundem Gewebe gegenüber der konventionellen Bestrahlungsplanung geschont werden. Zu beachten sind die Unterdosierungen die durch das 4 Ergebnisse 34 Tabelle 4.1: Veränderung der Volumina durch die 4D-CT gestützte Bestrahlungsplanung Patienten Nr. GTV in cm3 P T V Konv in cm3 ITV in cm3 P T V 4D in cm3 P T V 4D / P T V Konv Healthy in cm3 Missed in cm3 01 04 05 06 07 09 10 1,6 2,7 3,6 6,0 6,6 6,5 1,4 34,8 52,0 43,2 59,1 73,9 56,5 30,6 5,5 6,5 4,1 8,7 20,1 10,5 3,0 21,0 27,0 16,7 27,7 58,2 32,4 14,6 Mittelwert σ 0,60 0,52 0,39 0,47 0,79 0,57 0,48 0,55 0,13 14,7 22,6 24,2 28,0 23,9 21,0 15,5 2,9 0,5 0,0 0,2 11,2 0,1 1,0 Verfehlen von Tumorgewebe entstehen können. Besonders bei Patient 07 handelt es sich hier um 19% des P T V 4D . 4.3 Vergleich der Bestrahlungspläne 4.3.1 Kontur „Healthy“ Die Bewertung der Kontur „Healthy“ erfolgt mit den Parametern V20Gy , DMax , DMin und DMean . Diese werden in Abbildung 4.3 und 4.4 grafisch dargestellt und können als numerische Werte im Anhang dieser Arbeit nachgelesen werden. Durch die konventionelle Planung mit dem geometrischen Konzept zur Erstellung des PTV werden 100% des nicht malignen Gewebes („Healthy“) mit mehr als 20 Gy belastet (V20Gy =100%). Die minimale Dosis liegt, außer bei Patient 05, bei 24 Gy (80% der verordneten Dosis). Anatomische Gegebenheiten machen die Gestaltung des Bestrahlungsplanes bei Patient 05 schwierig. Zu Gunsten einer zeitnahen Therapieplanung und um unnötig lange Bestrahlungszeiten durch komplizierte Feldanordnungen zu vermeiden ist dieser entstandene Cold-Spot toleriert worden. 4 Ergebnisse 35 Abbildung 4.3: Grafische Darstellung der Beurteilungskriterien für die konventionell bestrahlte Kontur „Healthy“. In grün ist das Volumen in Prozent aufgetragen in welchem ≥ 20 Gy Dosis deponiert wurden (es gilt die grüne Ordinate rechts). Des Weiteren sind die maximalen und minimalen Dosen sowie der Dosismittelwert samt Standardabweichung innerhalb der Kontur und pro Patient dargestellt (es gilt die schwarze Ordinate links). Durch Anpassung des PTV an die tatsächliche Tumorbewegung mit Hilfe der 4D-CT gestützten Bestrahlungsplanung lassen sich folgende Ergebnisse durch Aussparung von gesundem Gewebe erzielen (Abbildung 4.4). Durchschnittlich werden 18% des Volumens „Healthy“ mit einer Dosis von weniger als 20 Gy belastet als bei der konventionellen Bestrahlungsplanung. Dies entspricht einem Volumen von durchschnittlich 3,9 cm3 . Im Rahmen der untersuchten Patienten liegt das Maximum des mit weniger als 20 Gy belasteten gesunden Gewebes bei 28% (7,8 cm3 ) und mindestens bei 10% (2,4 cm3 ) des Volumens der Kontur „Healthy“. 4 Ergebnisse 36 Abbildung 4.4: Grafische Darstellung der Beurteilungskriterien für die 4D-CT gestützte Bestrahlungsplanung der Kontur „Healthy“. In grün ist das Volumen in Prozent aufgetragen in welchem ≥ 20 Gy Dosis deponiert wurden (es gilt die grüne Ordinate rechts). Des Weiteren sind die maximalen und minimalen Dosen sowie der Dosismittelwert samt Standardabweichung innerhalb der Kontur und pro Patient dargestellt (es gilt die schwarze Ordinate links). Die mittlere Dosis im zu schonenden Gewebe konnte um durchschnittlich 5 Gy reduziert werden. Die Dosismaxima gingen um 1,4 Gy, die Minima sogar um durchschnittlich 13,4 Gy zurück. Die größte Dosisreduktion zeigte sich bei Patient Nr. 04, hier konnte das Dosisminimum um 20 Gy reduziert werden. Dabei sinkt V20Gy um mehr als 26%. 4 Ergebnisse 37 4.3.2 Kontur „Missed“ Wie zuvor in Kapitel 4.3.1 erfolgt die Beurteilung der Kontur „Missed“ durch die Parameter DMax , DMin und DMean . Mit der Darstellung des Volumens welches innerhalb der 80%-Isodosenlinie („V80% “) liegt, kann die Unterdosierung dieser Kontur quantifiziert werden. Die Abbildung 4.5 zeigt eine Reduzierung des V80% Abbildung 4.5: Grafische Darstellung der Beurteilungskriterien für die konventionell bestrahlte Kontur „Missed“. In blau ist das Volumen in Prozent aufgetragen, welches innerhalb der Isodosenlinie von DSoll (80%) = 24Gy liegt (es gilt die blaue Ordinate rechts). Des Weiteren sind die maximalen und minimalen Dosen sowie der Dosismittelwert samt Standardabweichung innerhalb der Kontur und pro Patient dargestellt (es gilt die schwarze Ordinate links). um bis zu 76% (Patient Nr. 01) des eigentlichen Zielvolumens. Eine weitere Besonderheit stellt die Untersuchung von Patient Nr. 05 dar. Hier ist durch das geometrische Konzept der PTV-Erstellung die Bewegung des Zielvolumens 4 Ergebnisse 38 ausreichend berücksichtigt, daher entsteht kein verfehltes Zielvolumen. Patienten Nr. 01 und 07 haben die signifikant größten Volumina „Missed“ der untersuchten Patienten. Diese spiegeln sich direkt in einem niedrigen V80% und im Dosisminimum wieder. Bei Patient Nr. 01 ist das V80% mit 24% und bei Patient Nr. 07 mit 28% des Konturvolumens um mehr als die Hälfte des Sollwertes reduziert. Dies entspricht einem Gewebevolumen von 0,7 cm3 und 3,1 cm3 , also 3% und 5% des P T V 4D . Eine ausreichende Dosisabdeckung von mindestens 24 Gy im Zielvolumen zeigen Abbildung 4.6: Grafische Darstellung der Beurteilungskriterien für die 4D-CT gestützte Bestrahlungsplanung der Kontur „Missed“. In blau ist das Volumen in Prozent aufgetragen, welches innerhalb der Isodosenlinie von DSoll (80%) = 24Gy liegt (es gilt die blaue Ordinate rechts). Des Weiteren sind die maximalen und minimalen Dosen sowie der Dosismittelwert samt Standardabweichung innerhalb der Kontur und pro Patient dargestellt (es gilt die schwarze Ordinate links). die Patienten Nr. 06 und 09 (V80% = 100%). Nach Anpassung des Zielvolumens mit Unterstützung des 4D-CT lassen sich die 4 Ergebnisse 39 Ergebnisse für die Kontur „Missed“ in Abbildung 4.6 ablesen. Alle Volumen sind zu 100% mit der verordneten Dosis von 24 Gy belegt (V80% = 100%). Lediglich bei Patient Nr. 04 sind etwa 2% des Volumens „Missed“ nicht mit mindestens 80% der verordneten 30 Gy belegt worden. Das entspricht einem Volumen von 0,01 cm3 , welches 0,04% des P T V 4D sind. Die Dosisminima der vorgestellten Studien konnten von durchschnittlich 19 Gy auf 24 Gy angehoben werden. Damit erreicht der 4D-CT gestützte Bestrahlungsplan die verordnete Dosis von 80% von 30 Gy. Dosiswerte von mehr als 107% der verordneten 30 Gy werden nicht erreicht. 4 Ergebnisse 40 4.3.3 Kontur „PTV4D“ Das P T V 4D umschließt das tatsächliche Zielvolumen und die maximale Bewegungsamplitude des Tumors sowie seine Trajektorie. Abbildung 4.7: Grafische Darstellung der Beurteilungskriterien für das konventionell bestrahlte „PTV4D“. Es sind die maximalen und minimalen Dosen sowie der Dosismittelwert samt Standardabweichung innerhalb der Kontur und pro Patient dargestellt. Der konventionelle und der 4D-CT gestützte Bestrahlungsplan werden mit den Parametern DMax , DMin und DMean miteinander verglichen. Da bei der 4D-Bestrahlungsplanung das Zielvolumen von der 80%-Isodosenlinie umschlossen wird, ist hier die Untersuchung des V20Gy obsolet. Abbildung 4.7 zeigt für die konventionelle Bestrahlungsplanung des P T V 4D eine für alle Patienten (ausser Nr. 05) unzureichende DMin , es entstehen Cold-Spots 4 Ergebnisse 41 Abbildung 4.8: Grafische Darstellung der Beurteilungskriterien für die 4D-CT gestützte Bestrahlungsplanung der Kontur „PTV4D“. Es sind die maximalen und minimalen Dosen sowie der Dosismittelwert samt Standardabweichung innerhalb der Kontur und pro Patient dargestellt. bis zu 7 Gy. Dosisminima ergeben sich für die Patienten Nr. 05, 06 und 09 mit einem DMin von 26, 24 und 25 Gy, das heißt es werden die verordneten 80% der Solldosis bei diesem Bestrahlungsplänen erreicht. Die mittlere applizierte Dosis beträgt 28 Gy. Aus der 4D-CT gestützten Bestrahlungsplanung ergeben sich die in Abbildung 4.8 aufgezeigten Werte. Die mittlere Dosis liegt ebenfalls bei 28 Gy, wobei das vorgeschriebene Dosisminimum von 24 Gy nur bei Patient Nr. 05 und 07 um etwa 0,4 Gy an je einem Punkt unterschritten wurde. Die von der ICRU50 empfohlenen maximalen 107% der verordneten Dosis werden nicht überschritten. 4 Ergebnisse 42 4.3.4 Dosisbeschränkung für Risikoorgane Überschreitungen von Grenzwerten für OARs führen zu irreparablen Schäden in Bereichen wie Rückenmark oder Lunge, die den therapeutischen Erfolg in Frage stellen. Da auftretende Nebenwirkungen bis zum Tod des Patienten führen können, gilt diesen Dosisbeschränkungen besondere Beachtung. In Tabelle 4.2 ist die Tabelle 4.2: Veränderung der Dosisbelastung auf Risikoorgane durch die 4DCT gestützte Bestrahlungsplanung. Die empfohlene Dosisbeschränkung für das Rückenmark liegt bei 25 Gy als Maximum. Für die Lunge gilt eine maximale Belastung von 20% des gesamten Lungenvolumens mit mehr als 20 Gy [Nag11]. Anmerkung: Für Patient Nr. 07 entfällt der linke Lungenflügel auf Grund einer Pneumektomie. Patienten Nr. 01 04 05 06 07 09 10 Rückenmark (Cord) Beschränkung: 25 Gy in Gy konventionell 4D 6,2 2,3 2 1,9 4,1 5 3 6,7 0,9 0,4 0,5 4,1 4,2 1,7 Lunge links (Lung L) Lunge rechts (Lung R) Beschränkung: V20Gy ≤ 20% in Gy konventionell 4D konventionell 4D 0 0 5 0 entfällt 5 0 0 0 3 0 entfällt 3 0 2 5 0 5 6 0 3 3 4 0 3 5 0 2 maximale Dosisbelastung des Rückenmarks für die einzelnen Bestrahlungspläne dargestellt. Bei keiner der vorgestellten Studien, weder konventionell noch 4D-CT gestützt, wird die maximal empfohlene Dosisbelastung von 24 Gy überschritten. Bei Patient Nr. 01 ist auffällig, dass die Dosisbelastung des Rückenmarks für den konventionellen Bestrahlungsplan sogar geringer ist als für den 4D-CT gestützten. Alle anderen Studienpatienten zeigen für die 4D-CT gestützte Bestrahlungsplanung einen Rückgang der deponierten Dosis im Rückenmark. Darüberhinaus ist bei keinem der aufgeführten Studienpatienten eine Überschreitung der empfohlenen Höchstlungenbelastung zu erkennen. 5 Diskussion Erarbeitet und dargestellt wurden in dieser Arbeit technische Schritte zur Einbindung eines 4D-CT in das bestehende Konzept der radiochirurgischen Strahlentherapie. Die Verbesserungsmöglichkeiten der konventionellen Planungszielvolumina konnten aufgezeigt und die Bereiche von strahlenexponiertem gesunden Gewebe sowie für Nebenwirkungen relevante Dosisbereiche quantifiziert werden. In zwei der untersuchten Fälle hat das konventionelle Planungszielvolumen die Tumorbewegung nicht ausreichend berücksichtigt, hier konnten Unterdosierungen im Bereich des malignen Gewebes festgestellt werden. Die dabei aufgetretenen Dosiswerte wurden ebenfalls untersucht. In der vorliegenden Arbeit ist ein Verfahren zur Detektion und Visualisierung der Bewegung von Bronchialkarzinomen aufgezeigt worden. Das Atemdetektionssystem der Firma Anzai bietet eine Möglichkeit zur Aufzeichnung eines zeitaufgelösten radiologischen Bilddatensatzes. Dafür sind keine invasiven Maßnahmen nötig und durch das System selbst entstehen keine Nebenwirkungen. Durch die längere Aufnahmezeit des 4D-CTs entsteht eine um den Faktor Sieben erhöhte Dosisbelastung während der Bildakquisition. Da die Dosisbelastung nach §25 der Röntgenverordnung außerhalb des zu untersuchenden Bereichs minimiert werden soll überwiegt hier der Nutzen des zeitaufgelösten CTs. Durch die Aufnahme eines 4D-CT ergibt sich beispielhaft ein Dosislängenprodukt von 275 mGycm. Dem gegenüber stehen Dosiseinsparungen durch Bekanntwerden der Tumorbewegung und damit Anpas- 43 5 Diskussion 44 sung des PTV. Diese liegen bei den vorliegenden Untersuchungen im Durchschnitt bei 5 Gy, maximal sogar bei 20 Gy. Des Weiteren lässt sich durch ein genaues Abgrenzen des Zielvolumens die therapeutische Einzeitdosis erhöhen, durch die eine kurative Wirkung verbessert werden kann [Nag11]. Damit überwiegt der therapeutische Vorteil für den Patienten der erhöhten Dosisbelastung während der Bildakquise. Der Anzahl der Veröffentlichungen und Rezitierung von zeitlich aufgelösten CTs zu Folge entspricht das Verfahren dem aktuellen Stand der medizinischen Wissenschaft [Ber07, Blo, Fua09, Guc07, Rie06]. Besonderer Aufmerksamkeit bedarf der Umgang mit dem Atemdetektionssystem und den Bilddatensätzen, die den gewöhnlichen Umfang überschreiten. Der Patient muss möglichst ruhig und gleichmäßig atmen. Ein externes Visualisierungssystem für den Patienten, welches ein Atemmuster vorgibt, könnte das Ergebnis verbessern, da weniger fehlerhafte Atemphasen entstehen welche eliminiert werden müssten [Rie05]. Der Einsatz eines solchen Systems wäre sinnvoll. Aktuell bedarf der Workflow zur Verarbeitung des 4D-CTs noch eines externen Programmes zum Erstellen der MIP. Durch die vielen verschiedenen Schnittstellen zur Weiterleitung der Bilddatensätze können ebenfalls Fehler auftauchen, die es zu minimieren gilt. Ein Bestrahlungsplanungssystem, welches einen 4D-Datensatz verarbeiten kann, würde den Zwischenschritt der MIP-Erstellung ersparen. Dazu müsste das Bestrahlungsplanungssystem jedoch wieder eine große Anzahl von Bildern verwalten und einen aufwendigen Algorithmus zur automatischen Segmentierung der Datensätze beinhalten. Die MIP ist ein gut geeignetes Verfahren zur Festlegung der Bewegungstrajektorie des Tumors. Der speicherplatzintensive 4D-Datensatz wird auf ein Minimum reduziert, die Konturierung beschränkt sich auf die CT-Serie für die Planungsreferenz. Einige Bedingungen müssen für eine optimale Nutzung eingehalten werden. Wenig 5 Diskussion 45 kontrastreiche Tumore lassen sich in der Darstellung der MIP nur schwer von dem restlichen Gewebe abgrenzen und erhöhen somit Fehlermöglichkeiten bei der Konturierung. Das Verfahren kann nicht alleine für die Bestrahlungsplanung eingesetzt werden, da die Dichteinformation durch die HU-Werte nicht mehr gegeben ist. Der Vergleich der unterschiedlichen Zielvolumina (konventionell und 4D-CT gestützt) zeigt zunächst bemerkenswerte Ergebnisse. Das P T V 4D umfasst durchschnittlich nur 55% des Volumens, welches durch das P T V Konv umschlossen wurde. Da das P T V 4D der Patienten 05, 06 und 09 fast vollständig innerhalb des P T V Konv liegen, ergeben sich hier wenig bis keine Unterdosierungen. Der erste Eindruck eines überarbeitungsbedürftigen geometrischen Konzepts ist bestätigt. Zunächst war zu erwarten, dass sich die Anpassung des PTV an die Tumortrajektorie auf die Gesamtlungenbelastung im DVH positiv auswirkt und somit die Gefahr von ernsten Nebenwirkungen (bis zu Grad 5 [Nag11]) reduziert. Der Eingangs angenommene signifikante Einfluss des kleineren P T V 4D gegenüber dem P T V Konv , auf das DVH des ipsilateralen Lungenflügels ist nicht zu belegen. Dabei ist zu bemerken, dass in nur zwei von sieben Fällen das P T V Konv nicht ausreichend dimensioniert war um die Bewegung des Tumors zu umschließen. Entstanden sind aus dem Vergleich der beiden PTV neue Volumina, welche durch nähere Untersuchung die Ergebnisse aus dem Abschnitt 4.2 relativieren. Bei Betrachtung des für Nebenwirkungen relevanten Wertes V20Gy ist eine Dosisreduzierung im Volumen „Healthy“ von durchschnittlich 18% unterhalb der relevanten 20 Gy beobachtet worden. Dies entspricht einer Minimierung von 7,7% an gesundem Gewebe des P T V Konv , welches mit einer nebenwirkungsträchtigen Dosis größer 20 Gy belastet wird. Eine Dosisreduktion von 44%, die von Gum et al. [Gum10] beschrieben wurde, konnte nicht erreicht werden. Der Rückgang von 1-2% des gesamten ipsilateralen Lungenvolumens welches mit mehr als 20 Gy belastet wird, kann durch das viel größere Volumen der Lunge gegenüber dem PTV erklärt wer- 5 Diskussion 46 den. Der Einfluss der PTV-Volumenreduktion von 45% hat nicht den erwarteten Effekt auf das DVH der gesamten Lunge. Nach Marks et al. [Mar10a] gibt es eine exponentielle Dosis-Risiko-Beziehung für das Entstehen einer strahleninduzierten Pneumonie. Diese ist verknüpft mit der mittleren applizierten Lungendosis (MLD). p= eb0 +b1 ·M LD 1 + eb0 +b1 ·M LD (5.1) Die Exponenten b0 und b1 ergeben sich aus der exponentiellen Regression der Untersuchung von Marks mit b0 = −3,87 und b1 = 0,126 Gy −1 . Bei einer mittleren applizierten Lungendosis des konventionellen Plans von 3,7 Gy ergibt sich eine Wahrscheinlichkeit zum Entstehen einer symptomatischen Pneumonie von 3,2% und bei der 4D-CT gestützten Bestrahlungsplanung bei 3,0 Gy MLD eine Wahrscheinlichkeit von 2,9%. Obwohl die vorgenannten Werte nicht die erwartete Signifikanz an Dosisreduktion und Nebenwirkungsminimierung aufzeigen, müssen klinische Untersuchungen die Ergebnisse untermauern oder widerlegen. Jedoch würden speziell Patienten mit vorangegangen strahlentherapeutischen Behandlungen oder mit verminderter Vitalkapazität (Pneumektomie) von jeder Verringerung der Lungenbelastung profitieren. Durch genaueres Abgrenzen des Tumorgewebes und seiner Bewegung lässt sich ebenfalls die therapeutische Einzeitdosis erhöhen. Auch aktuelle Studien der QUANTEC (quantitative analyses of normal tissue effects in the clinic) beschreiben keine evidenzbasierten Dosis-Volumen-Schwellenwerte für das Auftreten von symptomatischen strahleninduzierten Nebenwirkungen wie eine Lungenentzündung. Vielmehr gibt es starke Abhängigkeiten von Volumen und Fraktionierungsschema [Mar10a], deren Untersuchung durch QUANTEC andauert. Des Weiteren werden asymptomatische Verletzungen (Verminderung der Vitalka- 5 Diskussion 47 pazität, spätere chronische Erkrankungen die das Überleben von cardiopulmonalen Erkrankungen vermindern können) der Lunge mit diesen Parametern nicht erfasst. Mit Entwicklung von quantitativen Werten kann das Ergebnis dieser Untersuchung einen signifikanteren Verlauf nehmen als zum jetzigen Zeitpunkt dargestellt. Aktuell lässt sich eine Risikominimierung erreichen, denn es gibt keinen Grenzwert unter dem kein Risiko für Nebenwirkungen existiert [Mar10a]. Die auffällig gute Dosisabdeckung der Kontur „Missed“ bei den Patienten 06 und 09 lässt sich auf kleine Bewegungsamplituden des Tumors zurückführen. Bei diesen Patienten beträgt der Wert V80% jeweils 100% da das Bestrahlungsfeld ausreichend groß angelegt ist, um in diesem Fall das kleine Volumen „Missed“ mit der geforderten Dosis zu belegen. Zwei der sieben untersuchten Patienten zeigten jedoch mit 2,9 cm3 und 11,2 cm3 einen nicht mit Dosis belegten Anteil des Zielvolumens. Die Bewegungsamplitude des Tumors der Patienten 01 und 07 konnte nicht ausreichend mit dem konventionellen PTV erfasst werden, welches sich bei der Betrachtung der Standardabweichung des P T V Konv zeigt. Mit der vorliegenden Untersuchungsmethode ist allerdings nicht zu erfassen, in wie fern sich durch die kontinuierliche Bewegung des Tumors die Unterdosierung verändern könnte. Da der Bestrahlungsplan auf Basis eines Planungsreferenzdatensatzes durchgeführt wurde, ist dort nicht berücksichtigt wie sich die Dosisverteilung durch die Bewegung des Zielvolumens ändert. 5 Diskussion 48 Abbildung 5.1: Schematischer Effekt des bewegten Zielvolumens auf die Dosisverteilung. Da das GTV sich je nach Atemphase an einer anderen Position befindet, bewegt sich auch die berechnete Dosisverteilung mit. Entsandene Sekundärelektronen können aus dem GTV entweichen und erzeugen an den Rändern des PTV Dosis, welches von dem Bestrahlungsplanungssystem nicht berücksichtigt wurde. Bei maximaler Exspiration (Mitte) befindet sich das GTV mehr cranial und verschiebt die 80%-Isodosenlinie (grün) ebenfalls in dieser Richtung. Bei maximaler Inspiration (rechts) geschieht das gleiche in Richtung caudal. Der Einfluss von umgebenden Gewebe auf die Dosisverteilung ist hier nicht berücksichtigt. Da der Tumor einen höheren HU-Wert (65 HU) als das Lungengewebe (-800 HU) hat, finden innerhalb des Tumors mehr Wechselwirkungen statt als im Lungengewebe. Je nach aktueller Position des Tumors können auch Sekundärelektronen aus dem Zielvolumen in angrenzende Bereiche streuen und dort mehr Dosis deponieren als vom Bestrahlungsplanungssytem berechnet (siehe Abbildung 5.1). Daraus ergibt sich zum einen der Vorteil, dass Unterdosierungen die im Bestrahlungsplanungssystem berechnet wurden, durch die Bewegung des Zielvolumens nicht entstehen. Zum anderen kann die Dosis in angrenzenden OARs höher sein als vom 5 Diskussion 49 Bestrahlungsplanungssystem dargestellt. Ein Bestrahlungsplan mit vollständiger Einbindung des 4D-CT würde hier diese Effekte mit berücksichtigen, jedoch nicht Variationen der Lagerungsunsicherheiten, Unterschiede bei der Konturierung durch verschiedene Ärzte, interfraktionelle Bewegungen sowie Größen und Bewegungsveränderungen des Tumors durch die Therapie. Die zwei zuletzt genannten Effekt treten bei der Einzeitbestrahlung nicht auf. Die abschließende Betrachtung der geltenden Dosisbeschränkungen für Risikoorgane zeigt, dass 70% der untersuchten Patienten durch die Verkleinerung des Zielvolumens (siehe Tabelle 4.1) eine verbundene Reduzierung der Feldgrößen und damit einen Rückgang der deponierten Dosis im Rückenmark erfahren haben. Bei der Betrachtung der Rückenmarkexposition von Patient 01 zeigt sich ein Dosisanstieg im 4D-CT gestützten Bestrahlungsplan gegenüber dem Konventionellen. Die Ursache lässt sich bei der Betrachtung der Bestrahlungsfelder erkennen. Zur Verbesserung der Dosisverteilung des 4D-Planes ist das laterale Feld Richtung posterior größer als bei der konventionellen Bestrahlungsplanung. Dies hat zur Folge, dass die Strahlenxposition des Rückenmarks ansteigt. 6 Fazit Durch Implementierung des 4D-CT in die Bestrahlungsplanung können bei den vorliegenden Patienten bis zu 7,7% an gesundem Gewebe gegenüber dem konventionellen Plan eingespart werden. Daraus lässt sich eine Reduktion von durchschnittlich 5 Gy Dosis in nicht malignem Gewebe erreichen. Das PTV kann optimal an die Bewegung des Tumors angepasst werden, dadurch wird das Entstehen von unterdosierten Bereichen vermieden. Durch eine Minimierung des verfehlten Anteils des Zielvolumens und durch Verkleinerung des PTV kann die therapeutische Einzeitdosis erhöht werden, da die Lungenbelastung genauer berechnet werden kann. Die Reduzierung der Lungenbelastung konnte anhand der vorliegenden Bestrahlungspläne nicht so drastisch reduziert werden wie zunächst angenommen. Unter Berücksichtigung der wichtigen Grenzen für den Einsatz der MIP und durch geschultes Personal im Umgang mit dem Atemdetektionssystem der Firma Anzai, ist die 4D-CT gestützte Bestrahlungsplanung mit Hilfe der MIP ein empfehlenswertes Verfahren zur Verbesserung der radiochirurgischen Therapie eines Bronchialkarzinoms. Der gegebenenfalls veränderte zeitliche Aufwand für die Bildakquisition, Generierung der MIP und Bestrahlungsplanung ist im klinischen Verlauf noch zu testen. Erwartet wird jedoch kein signifikant höherer Zeitaufwand, so dass der Patient bis zum Beginn der Strahlentherapie nicht länger als nötig immobilisiert gelagert werden muss. Nach eingehender Schulung des radiologischen Assistenzpersonals und der ärztlichen Mitarbeiter kann die Einbindung in die bestehenden Verfahren der radiochirurgischen Therapie ohne technische Bedenken 50 6 Fazit 51 eingeleitet werden. Mit Verwendung eines Bestrahlungsplanungssystems, welches einen 4D-CT Datensatz direkt verarbeiten kann, vereinfacht sich der Arbeitsablauf drastisch. Es bedarf dann keiner Umwege über eine externe Software. Die Untersuchung des Einflusses der Bewegung auf die Dosisverteilung innerhalb des Bestrahlungsfeldes wäre ein weiterer Ansatz zur Verbesserung der radiochirurgischen Behandlung des Bronchialkarzinoms. Daraus gewonnene Kenntnisse könnten Einfluss auf den benötigten Sicherheitssaum haben. Das vorhandene Atemdetektionssystem der Firma Anzai besitzt eine Schnittstelle für eine „Gating“-Bestrahlung. Mit einem Linearbeschleuniger der die Informationen dieses Systems umsetzen kann, lässt sich ein weiterer Teil gesundes Gewebe vor hohen Strahlendosen schützen. Eine Einbindung in das bestehende Bestrahlungsplanungssystem ist bereits mit der aktuellen Version von „Pinnacle3“ möglich. Für weitere Untersuchungen wäre hier ein Vergleich zwischen einem „Gating“ und „Nicht-Gating“ Verfahren interessant. Bei dieser Methode könnte der Sicherheitssaum noch weiter reduziert und ein weiterer Teil gesundes Gewebe geschont werden. Insgesamt lässt sich aus der vorliegenden Arbeit der Schluss ziehen, dass die Einbindung der 4D-CT gestützten Bestrahlungsplanung in die radiochirurgische Behandlung des Bronchialkarzinom das Zielvolumen besser darstellen und die Nebenwirkungen für den Patienten reduziert werden können. 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Beispielhafte Atemkurve mit eingezeichneten Atemphasen und Periodendauer . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Matrix eines 4D-CT Datensatzes vor und nach der Berechnung durch die MIP. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Darstellung der HU-Werte aus der Matrix vor und nach der Berechnung durch die MIP. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Darstellung des Sensor-Ports und Wave-Deck . . . . . . . . . . . . Abbildung der Load-Cell und einen am Patienten angelegter AnzaiBelt . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Enstehung der konventionell erstellten Konturen der Bestrahlungsplanung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Grafische Darstellung der nach ICRU62 vorgeschlagenen Volumina für die Bestrahlungsplanung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Erstellen einer MIP aus den einzelnen 4D-CT-Serien . . . . . . . . Entstehung des Zielvolumens der 4D-CT gestützen Bestrahlungsplanung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Beispielhaftes Dosis-Volumen-Histogramm mit eingezeichneten Beurteilungskriterien . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Workflow zur Verarbeitung der 4D-CT gestützen Bestrahlungsplanung am Universitätsklinikum Marburg . . . . . . . . . . . . . . . Darstellung der Volumina P T V Konv , P T V 4D , Healthy und Missed Grafische Darstellung der Beurteilungskriterien für die konventionell bestrahlte Kontur „Healthy“ . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Grafische Darstellung der Beurteilungskriterien für die 4D-CT gestützte Bestrahlungsplanung der Kontur „Healthy“ . . . . . . . . 5 6 7 9 12 14 15 16 16 19 19 24 25 27 27 28 32 33 35 36 56 Abbildungsverzeichnis 4.5 4.6 4.7 4.8 57 Grafische Darstellung der Beurteilungskriterien für die konventionell bestrahlte Kontur „Missed“ . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Grafische Darstellung der Beurteilungskriterien für die 4D-CT gestützte Bestrahlungsplanung der Kontur „Missed“ . . . . . . . . . Grafische Darstellung der Beurteilungskriterien für das konventionell bestrahlte „PTV4D“ . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Grafische Darstellung der Beurteilungskriterien für die 4D-CT gestützte Bestrahlungsplanung der Kontur „PTV4D“ . . . . . . . . 37 38 40 41 5.1 Schematischer Effekt des bewegten Zielvolumens auf die Dosisverteilung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 48 A.1 A.2 A.3 A.4 A.5 A.6 A.7 DVH DVH DVH DVH DVH DVH DVH 64 65 66 67 68 69 70 des des des des des des des Bestrahlungsplans Bestrahlungsplans Bestrahlungsplans Bestrahlungsplans Bestrahlungsplans Bestrahlungsplans Bestrahlungsplans von von von von von von von Patient Patient Patient Patient Patient Patient Patient 01 04 05 06 07 09 10 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Tabellenverzeichnis 3.1 3.2 3.3 4.1 4.2 A.1 A.2 A.3 A.4 A.5 A.6 A.7 A.8 Kriterien für die Auswahl der geeigneten Load-Cell . . . . . . . . Patientenspezifische Daten mit Tumorlokalisation, Volumen GTV und Planungsreferenz . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Bewegungsamplituden der untersuchten Patienten . . . . . . . . . 20 22 23 Veränderung der Volumina durch die 4D-CT gestützte Bestrahlungsplanung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Veränderung der Dosisbelastung auf Risikoorgane durch die 4D-CT gestützte Bestrahlungsplanung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42 Statistik der Messwerte für die Kontur „GTV“ . . . . . . . . . Statistik der Messwerte für die Kontur „PTV“ . . . . . . . . . Statistik der Messwerte für die Kontur „PTV4D“ . . . . . . . Statistik der Messwerte für die Kontur „Lung“ ipsilateral . . . Statistik der Messwerte für die Kontur „Healthy“ . . . . . . . Statistik der Messwerte für die Kontur „Missed“ . . . . . . . . Feldwinkel und MUs der Bestrahlungspläne Patienten 01 - 05 . Feldwinkel und MUs der Bestrahlungspläne Patienten 06 - 10 . 60 60 61 61 61 62 63 63 . . . . . . . . . . . . . . . . 34 58 Danksagung Zuerst möchte ich mich bei Herrn Prof. Dr. Zink bedanken, der durch Vorlesungen und persönlichen Einsatz für das Gebiet der Strahlentherapie mein Interesse geweckt und damit den Beginn dieser Diplomarbeit erst möglich machte. Ein großes Dankeschön und Lob für seinen arbeitsintensiven und schnellen Einsatz möchte ich Herrn PD Dr. Strassmann zukommen lassen. Durch seine Fachkompetenz und Verbindungen zu anderen Experten wurde mir ein Großteil dieser Arbeit erst ermöglicht. Vielen Dank an Martin Böttcher, den ich als Ansprechpartner und Korreferent jederzeit mit Fragen löchern konnte. Durch seine fröhliche Art wurde selbst die Korrektur der übelsten Satzkombinationen zum Spass. Für die professionellen Ratschläge und fachlichen Diskussionen im Büro danke ich Enrico, der mich manche Stunden ertragen musste. Ebenfalls möchte ich Frank nicht vergessen, der neben seiner Arbeit immer noch ein offenes Ohr für mich hatte. Für die schöne Zeit, den fachlichen Rat und technische Unterstützung danke ich Matthias und Daniel. Daniel konnte mich in Sachen Softwarelösungen viel unterstützten. Matthias, der mir während meiner Studienzeit zu einem guten Freund geworden ist, danke ich für die aufopfernde Bereitschaft zum Korrekturlesen. Nicht zuletzt Danke für die Unterstützung und Hilfe an die Damen vom CT, Herrn Mauermann von Siemens, den MTRAs der Strahlentherapie und Alle die ich vergessen habe. 59 A Anhang A.1 Statistik der Messwerte der untersuchten Patienten Tabelle A.1: Statistik der Messwerte für die Kontur „GTV“ Plan Patient Nr. DMin in Gy 01 04 05 06 07 09 10 28,8 28,4 28,4 28,6 28,0 28,2 28,6 Konventionell DMax DMean in Gy in Gy 31,4 30,5 30,7 30,6 32,0 30,9 30,2 30,6 29,8 29,8 29,9 30,6 29,8 29,6 σ in Gy DMin in Gy 0,5 0,4 0,4 0,3 0,8 0,6 0,4 27,3 27,7 26,9 27,4 26,4 27,7 28,1 4D DMax DMean in Gy in Gy 31,3 30,7 30,7 30,2 31,1 30,6 31,2 30,3 29,7 29,4 29,5 30,0 30,0 30,1 σ in Gy 0,6 0,5 0,7 0,4 0,8 0,6 0,7 Tabelle A.2: Statistik der Messwerte für die Kontur „PTV“ Plan Patient Nr. DMin in Gy 01 04 05 06 07 09 10 23,6 23,5 23,6 24,0 23,8 24,4 24,1 Konventionell DMax DMean in Gy in Gy 31,4 30,7 30,7 30,6 32,0 30,9 30,2 27,8 28,4 27,6 28,1 28,8 28,5 27,3 σ in Gy DMin in Gy 1,4 1,2 1,3 1,4 1,6 1,3 1,3 11,4 2,8 10,2 6,5 12,8 10,8 13,7 4D DMax DMean in Gy in Gy 31,3 30,6 30,7 30,2 31,1 30,6 31,2 25,6 25,5 24,4 24,6 27,0 26,3 25,4 σ in Gy 3,2 5,4 3,5 4,4 2,9 3,5 3,1 60 A.1 Statistik der Messwerte der untersuchten Patienten 61 Tabelle A.3: Statistik der Messwerte für die Kontur „PTV4D“ Plan Patient Nr. DMin in Gy 01 04 05 06 07 09 10 13,5 21,3 26,4 24,1 7,0 24,7 22,3 Konventionell DMax DMean in Gy in Gy 31,4 30,7 30,7 30,6 32,0 30,9 30,2 27,5 28,8 28,7 29,0 27,5 29,0 27,8 σ in Gy DMin in Gy 2,8 1,3 0,8 0,9 4,1 1,0 1,5 23,9 23,8 23,7 23,8 23,7 24,3 24,7 4D DMax DMean in Gy in Gy 31,3 30,6 30,7 30,2 31,1 30,6 31,2 27,6 28,4 27,3 27,8 28,3 28,5 27,8 σ in Gy 1,4 1,2 1,5 1,3 1,4 1,2 1,4 Tabelle A.4: Statistik der Messwerte für die Kontur „Lung“ ipsilateral Plan Patient Nr. DMin in Gy 01 04 05 06 07 09 10 0,0 0,0 0,0 0,0 0,0 0,0 0,0 Konventionell DMax DMean σ in Gy in Gy in Gy 31,4 30,7 30,7 30,6 32,0 30,9 30,2 3,4 3,6 2,4 3,7 4,5 4,5 3,8 5,4 6,4 5,6 6,4 7,0 6,6 5,4 V20Gy in % DMin in Gy DMax in Gy 4D DMean in Gy σ in Gy V20Gy in % 3,0 4,8 4,7 4,5 6,3 5,2 3,2 0,0 0,0 0,0 0,0 0,0 0,0 0,0 31,3 30,6 30,7 30,2 31,1 30,6 31,2 3,0 3,3 1,6 2,4 4,6 3,4 2,9 4,8 6,0 4,3 5,1 6,6 5,7 4,7 2,1 4,3 3,0 2,8 5,3 3,3 2,2 Tabelle A.5: Statistik der Messwerte für die Kontur „Healthy“ Plan Patient Nr. DMin in Gy 01 04 05 06 07 09 10 23,6 23,5 20,8 24,0 23,8 24,4 24,1 Konventionell DMax DMean σ in Gy in Gy in Gy 29,8 30,5 28,9 29,5 31,1 30,6 29,6 27,0 27,9 26,7 27,1 28,0 27,8 26,7 1,1 1,2 0,9 1,1 1,4 1,2 1,1 V20Gy in % DMin in Gy DMax in Gy 4D DMean in Gy 100,0 100,0 100,0 100,0 100,0 100,0 100,0 11,4 2,9 8,9 6,5 12,8 10,8 13,7 27,7 29,7 27,4 28,1 30,0 28,7 28,8 22,8 21,7 22,2 21,3 24,0 22,8 23,1 σ in Gy V20Gy in % 2,8 6,4 3,4 4,2 2,9 3,4 2,6 88,0 73,4 81,3 71,7 90,3 80,8 89,4 A.1 Statistik der Messwerte der untersuchten Patienten 62 Tabelle A.6: Statistik der Messwerte für die Kontur „Missed“ Plan Patient Nr. DMin in Gy 01 04 05 06 07 09 10 13,5 21,3 0,0 24,1 7,0 24,7 22,3 Konventionell DMax DMean σ in Gy in Gy in Gy 27,1 27,8 0,0 28,9 28,4 29,6 26,5 21,8 24,5 0,0 27,3 20,8 27,7 24,3 2,7 1,1 0,0 1,6 4,5 1,4 0,8 V80% in % DMin in Gy DMax in Gy 4D DMean in Gy σ in Gy V80% in % 24,2 71,4 0,0 100,0 28,2 100,0 66,3 24,0 23,8 0,0 24,2 23,8 24,4 24,7 28,7 28,0 0,0 28,2 29,2 28,6 27,6 26,3 25,7 0,0 26,4 27,0 27,2 26,1 0,9 0,7 0,0 1,1 0,9 1,3 0,6 100,0 98,0 0,0 100,0 100,0 100,0 100,0 A.2 Feldeinstellungen und Monitorunits der Bestrahlungspläne 63 A.2 Feldeinstellungen und Monitorunits der Bestrahlungspläne Tabelle A.7: Feldwinkel und MUs der Bestrahlungspläne Patienten 01 - 05 Patient Nr. Beam Nr. 1 2 3 4 5 6 7 01 Winkel MU in ° 0 270 332 298 240 215 168 601 601 601 601 601 601 601 04 Winkel MU in ° 0 270 327 214 241 157 X 682 496 786 482 482 482 X 05 Winkel MU in ° 0 90 22 71 138 159 X 664 664 664 614 664 664 X Tabelle A.8: Feldwinkel und MUs der Bestrahlungspläne Patienten 06 - 10 Patient Nr. Beam Nr. 1 2 3 4 5 6 7 06 Winkel MU in ° 0 270 33 310 235 195 X 528 658 755 658 658 658 X 07 Winkel MU in ° 0 270 327 303 247 220 X 571 562 571 571 571 584 X 09 Winkel MU in ° 0 90 38 51 129 151 X 596 596 596 596 596 596 X 10 Winkel MU in ° 0 270 338 306 225 204 X 624 624 624 624 624 624 X A.3 Dosis-Volumen-Histogramme der Bestrahlungspläne A.3 Dosis-Volumen-Histogramme der Bestrahlungspläne Abbildung A.1: DVH des Bestrahlungsplans von Patient 01 64 A.3 Dosis-Volumen-Histogramme der Bestrahlungspläne Abbildung A.2: DVH des Bestrahlungsplans von Patient 04 65 A.3 Dosis-Volumen-Histogramme der Bestrahlungspläne Abbildung A.3: DVH des Bestrahlungsplans von Patient 05 66 A.3 Dosis-Volumen-Histogramme der Bestrahlungspläne Abbildung A.4: DVH des Bestrahlungsplans von Patient 06 67 A.3 Dosis-Volumen-Histogramme der Bestrahlungspläne Abbildung A.5: DVH des Bestrahlungsplans von Patient 07 68 A.3 Dosis-Volumen-Histogramme der Bestrahlungspläne Abbildung A.6: DVH des Bestrahlungsplans von Patient 09 69 A.3 Dosis-Volumen-Histogramme der Bestrahlungspläne Abbildung A.7: DVH des Bestrahlungsplans von Patient 10 70
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