Entwicklung und Validierung eines speziellen Meßphantoms für die

Entwicklung und Validierung eines
speziellen Meßphantoms für die
Routinekontrolle von radioonkologischen
Bildgebungs- und Planungssystemen
Bachelorarbeit
zur Erlangung des akademischen Grades Bachelor of Science (B.Sc.)
in dem Studiengang Medizinische Physik
an der Mathematisch-Naturwissenschaftlichen Fakultät
der Heinrich-Heine-Universität Düsseldorf
vorgelegt von Manuel Reifegerst
eingereicht im Dezember 2011
Erstprüfer: Dr. Ioannis Simiantonakis, Klinik für Strahlentherapie
Zweitprüfer: Prof. Dr. Thomas Heinzel, Wissenschaftliche Einrichtung der Physik
Inhaltsverzeichnis
1. Einleitung
1
1.1. Einführung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
1
1.2. Motivation
1
. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
2. Theoretische Grundlagen
2
2.1. Physikalische Grundlagen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
2
2.1.1. Definition und Entstehung ionisierender Strahlung . . . . . . . .
2
2.1.2. Wechselwirkungen ionisierender Strahlung mit Materie . . . . . .
3
2.2. Medizinische Grundlagen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
6
2.2.1. Strahlenbiologie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
6
2.2.2. Anatomie der Lunge . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
7
2.2.3. Tumoren der Lunge – Das Bronchialkarzinom . . . . . . . . . . .
7
2.3. Grundlagen der Strahlentherapie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
8
2.3.1. Zielvolumina . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
9
2.3.2. Kurative und palliative Ansätze . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
9
2.3.3. Dosisfraktionierung und Strahlensensitivität . . . . . . . . . . . . 10
2.3.4. Dosimetrie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11
2.3.5. Qualitätssicherung in der Strahlentherapie . . . . . . . . . . . . . 11
3. Materialien und Methoden
13
3.1. Einführung in die Computertomographie . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13
3.1.1. Röntgentechnik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13
3.1.2. Funktionsweise des Computertomographen . . . . . . . . . . . . 14
3.2. Der Linearbeschleuniger . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15
3.2.1. Aufbau und Funktionsweise . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15
3.2.2. Das Bildgebungssystem des Linacs (MV-Verifikation)
. . . . . . 17
3.2.3. Bestrahlungsplanung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17
3.3. Materialien . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18
3.3.1. Dosimetrische Materialäquivalenz . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18
3.3.2. Verwendete Materialien . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18
4. Ergebnisse
20
4.1. Bau des Phantoms . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20
4.1.1. Die Planung und Entwicklung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20
4.1.2. Fertiges Phantom . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21
i
4.2. CT-Aufnahmen des Phantoms . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22
4.2.1. Lunge mit luftgefüllter Kavität . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23
4.2.2. Lunge mit korkgefüllter Kavität
. . . . . . . . . . . . . . . . . . 24
4.3. Validierung des Bildgebungssystems iView . . . . . . . . . . . . . . . . . 26
5. Diskussion
30
5.1. Auswertung der CT-Aufnahmen des Phantoms . . . . . . . . . . . . . . 30
5.2. Validierung der MV-Verifikationsaufnahmen des Phantoms . . . . . . . 31
5.3. Zusammenfassung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 32
5.4. Ausblick . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 32
Literatur
A. 3D-Skizzen und Zeichnungen
34
I
A.1. Grundmodell . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
I
A.2. Schichtmodelle . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
II
B. Bilder und CT-Aufnahmen
III
B.1. Bilder des Phantoms . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . III
B.2. Axiale CT-Aufnahmen des menschlichen Thorax . . . . . . . . . . . . . IV
B.3. Axiale CT-Aufnahmen des luftgefüllten Phantoms . . . . . . . . . . . .
V
B.4. Axiale CT-Aufnahmen des korkgefüllten Phantoms . . . . . . . . . . . . VI
B.5. iView-Aufnahmen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . VII
ii
1. Einleitung
1. Einleitung
1.1. Einführung
Die Strahlentherapie ist neben den zwei anderen Säulen der Tumorbekämpfung –
der Chirurgie und der Chemotherapie – eine der wichtigsten Therapieformen für die,
nach Erkrankungen des Herz- und Kreislaufsystems, zweithäufigste Todesursache in
Deutschland – dem Krebs. Hiermit meint man in der Regel die bösartigen (malignen)
Tumoren, die in vielfältigster Art im Menschen auftreten können. Die häufigsten Krebsarten sind Brustkrebs (Mammakarzinom) bei Frauen und Lungenkrebs (Bronchialkarzinom) bei Männern. In Deutschland beläuft sich die Mortalitätsrate von Lungenkrebs
auf 42.221 Personen (etwa 69 % davon männlich) im Jahr 2009. Damit ist der Lungenkrebs die häufigste Todesursache aller Krebsarten [1]. Diese Fakten unterstreichen die
Relevanz der Beschäftigung mit diesen Tumoren.
In der Strahlentherapie werden solche malignen Tumoren durch sehr präzise Anwendung hochenergetischer Strahlung zerstört. Es werden so genannte (Meß-)Phantome
eingesetzt, die dazu dienen, die Strahlung, genauer ihre Ausbreitung, Dosis, Qualität
etc. zu messen und diese Ergebnisse auf den Menschen zu übertragen, um eine hohe
Qualität und Präzision in der Behandlung am Menschen zu gewährleisten.
1.2. Motivation
In dieser Arbeit soll ein spezielles gewebeäquivalentes Meßphantom entwickelt und validiert werden, das in der Lage ist, Aussagen im Rahmen von Routinekontrollen zu
treffen, bezüglich der Qualität von Bildgebungs- und Planungssystemen in der Strahlentherapie. Dieses Phantom soll einen Lungenflügel besitzen, um speziell Computertomographieaufnahmen und Bestrahlungen mit dem Linearbeschleuniger in und an der
Lunge zu ermöglichen. Dafür muss das Phantom die groben Umrisse eines menschlichen Thorax aufweisen und ebenso als besonderes Merkmal einen Hohlraum, der in
ungefährer Lage, Ausdehnung und insbesondere der Dichte der menschlichen Lunge
entspricht. Vor allem die signifikanten Dichteunterschiede zwischen Muskel- bzw. Fettgewebe, Knochen und Lungengewebe sind wichtig, um die unterschiedliche Darstellung
von stark verschiedenem Gewebe in dem Computertomographen (CT) und die abweichende Absorption und Streuung bei der Bestrahlung hinreichend genau am Phantom
zu simulieren, damit die Ergebnisse zur Qualitätssicherung und zum Vergleich mit
theoretisch berechneten Dosiswerten Aussagen über dieselben Phänomene und Effekte
am Menschen treffen können.
1
2. Theoretische Grundlagen
2. Theoretische Grundlagen
Um die in dieser Arbeit behandelten Themen richtig verstehen und einordnen zu können, soll in diesem Kapitel ein kurzer Einblick in die theoretischen Grundlagen gegeben
werden.
2.1. Physikalische Grundlagen
2.1.1. Definition und Entstehung ionisierender Strahlung
Mit ionisierender Strahlung ist jegliche Form von Strahlung gemeint, die in der Lage
ist, ein Atom zu ionisieren, das heißt, ein oder mehrere Elektronen anzuregen und aus
der Hülle zu schlagen. Solche Strahlen können im engeren Sinne vor allem Photonen,
Elektronen, Neutronen, Protonen und schwere Ionen sein. Um ein Atom zu ionisieren,
muss die Strahlung eine hinreichend hohe Energie besitzen. In der Strahlentherapie
â 1, 602 × 10−13 J).1 In
nutzt man typischerweise Energien von mehreren MeV (1 MeV ≃
Abbildung 1 sieht man das Energiespektrum von elektromagnetischer Strahlung, also
Photonen, die neben den Elektronen die üblichsten Teilchen sind, mit denen bestrahlt
wird.
Abbildung 1: Das Energiespektrum elektromagnetischer Strahlung [2].
Die Entstehung dieser hochenergetischen Strahlung fällt in den Bereich der Kernphysik, da durch Kernumwandlungen, also α- und β- Zerfälle im Kern He-Kerne bzw.
Elektronen ausgesandt werden und diese dann als ionisierende Strahlung fungieren
können, wenn sie hinreichend hohe Energien besitzen. Eine solche Kernumwandlung
ist in (1) gezeigt, hier wandelt sich ein Neutron in ein Proton und ein Elektron um,
zusätzlich entsteht ein Antineutrino (β − - Zerfall).
1
2
Bemerkung: In der Kernphysik nutzt man typischerweise Elektronenvolt [eV] als Energieeinheit,
anstelle der SI-Einheit Joule [J], so auch in dieser Arbeit, da dies physikalisch richtig ist. In der
Strahlentherapie werden Energien auch häufig in Volt [V], also der Beschleunigungsspannung der
Elektronen angegeben.
2. Theoretische Grundlagen
n → p + e− + ν¯e
(1)
Durch angeregte Kerne, die wieder in den Grundzustand zurückfallen (2) und dabei
Energie in Form von γ-Quanten aussenden oder Elektronen, die abgebremst werden,
entsteht hochenergetische Photonenstrahlung.
A∗ → A + γ
(2)
Diese ionisierende Elektronen- bzw. Photonenstrahlung wird nun in der Strahlentherapie genutzt, um damit beispielsweise bösartige Tumoren zu zerstören. Durch folgende
in 2.1.2 beschriebenen Effekte werden Atome ionisiert.
2.1.2. Wechselwirkungen ionisierender Strahlung mit Materie
Die in der Strahlentherapie wichtigen Wechselwirkungsprozesse von ionisierender Strahlung mit Materie, insbesondere mit menschlichem Gewebe, sind:
• Rayleigh-Streuung
• Photoeffekt
• Comptoneffekt
• Paarbildung
• Kernreaktionen (Kernphotoeffekt)
Bei diesen Wechselwirkungen kommt es zur Absorption und Streuung der Teilchen an
der Atomhülle bzw. dem Atomkern (genauer: dessen Coulomb-Potential). Die RayleighStreuung muss hier der Vollständigkeit halber genannt werden, allerdings ist dieser
Effekt für den in der Strahlentherapie üblichen Energiebereich vernachlässigbar. Nun
sollen die weiteren genannten Prozesse etwas genauer erläutert werden [3].
Photoeffekt
Bei diesem Effekt wird ein Elektron aus der Atomhülle geschlagen (siehe Abbildung 2). Die dafür notwendige Energie liefert ein Photon, welches komplett absorbiert
wird. Die Energie des Photons muss mindestens so groß sein, wie die elementspezifische
Auslösearbeit des Elektrons.
3
2. Theoretische Grundlagen
Abbildung 2: Schemazeichnungen der Effekte: Photoeffekt, Comptoneffekt, Paarbildung [4].
Comptoneffekt
Hier wechselwirkt ein Photon inelastisch mit einem äußeren, schwach gebundenen
Hüllenelektron. Allerdings wird nur ein Teil der Energie und des Impulses auf das
Elektron übertragen, um dieses aus der Hülle zu schlagen und mit kinetischer Energie
zu versorgen. Zusätzlich wird das Photon aus seiner ursprünglichen Bewegungsrichtung
abgelenkt, also gestreut. Hierbei verliert das Photon Energie, wird aber nicht komplett
absorbiert. Die Folge ist ein freies Elektron und ein gestreutes Photon [3].
Hierbei ist festzuhalten, dass dieser Effekt den - in den Energiebereichen der Strahlentherapie (30 keV bis 30 MeV) - primär auftretenden Prozess darstellt [5].
Paarbildung
Im Coulombfeld des Atomkerns kann ein Photon passender Energie in ein ElektronPositron-Paar umgewandelt werden. Die dazu benötigte Energie beträgt laut (3) die
zweifache Ruheenergie des Elektrons (bzw. des Positrons).
Eγ = 2 · 511 keV = 1022 keV
(3)
Das heißt, erst ab einer Energie von mindestens Eγ ≥ 1, 022 MeV kann es überhaupt
zur Paarbildung kommen.
Auch dieses Phänomen ist für die Strahlentherapie wichtig, da meist hohe Energien
von mehreren MeV genutzt werden und es daher auch immer zu Paarbildungsprozessen
kommen kann.
4
2. Theoretische Grundlagen
Kernphotoeffekt
Hierbei werden durch das Photon Nukleonen aus dem Kern geschlagen, die zurückbleibenden Nukleonen bilden dann aufgrund der Störung des Protonen-NeutronenGleichgewichts oft ein radioaktiven Kern. Auch hier ist die Mindestenergie sehr hoch,
da die Kernbindungsenergien deutlich höher sind, als die der Elektronen in der Hülle.
Ein bei der Bestrahlung mit modernen Linearbeschleunigern mit hohen Energien zu
beachtendes Phänomen ist die Entstehung radioaktiven Sauerstoffs durch den Kernphotoeffekt [5].
Darüber hinaus sind vor allem die wichtigen Prozesse der Röntgenphysik zu nennen.
Photonenstrahlung bzw. γ-Strahlung entsteht zum Einen auch, wenn geladene Teilchen, vor allem Elektronen, abgebremst werden (Bremsstrahlung); zum Anderen wenn
ein Elektron aus einer inneren Schale des Atoms herausgeschlagen und dieses Loch
durch ein Elektron einer höher liegenden Schale aufgefüllt wird, da dies für das Elektron energetisch günstiger ist. Auch hierbei wird Energie in Form von γ-Strahlung frei
(charakteristische Strahlung). Ein weiterer wichtiger Effekt ist der Auger-Effekt, bei
dem, ähnlich dem Photoeffekt, ein Photon absorbiert wird, dessen Energie das Herauslösen eines Elektrons aus einer der inneren Schalen ermöglicht. Allerdings geschieht das
hier ohne Aussendung eines γ-Quants, stattdessen wird die Energie auf ein Elektron
der äußeren Schale übertragen und dieses dann emittiert.
Die Strahlung muss zudem in direkt und indirekt ionisierende Strahlung differenziert
werden, wenn man von ihren Wechselwirkungen mit Materie spricht. Zur Kategorie
der direkt ionisierenden Strahlung gehören alle geladenen Teilchen, also Elektronen,
Protonen etc., basierend auf der Coulombkraft. Dagegen spricht man bei ungeladenen
Teilchen wie Neutronen, aber auch Photonen, von indirekt ionisierender Strahlung,
die erst geladene Sekundärteilchen auslösen müssen, die dann wiederum zu den direkt
ionisierenden Teilchen gezählt werden [5].
Alle diese genannten Wechselwirkungen führen nun dazu, dass die Strahlung beim
Durchgang durch Materie abgeschwächt und dies durch den Gesamtschwächungskoeffizenten µ beschrieben wird. Dies ist in Abbildung 3 dargestellt. Hier wurde die
Schwächung bezogen auf die Dichte ρ, also der Massenschwächungskoeffizient
µ
ρ
2
[ cm
g ]
von Wasser gegen die Energie aufgetragen und die Gesamtschwächung inklusive aller
wichtigen Wechselwirkungsprozesse gezeigt.
5
2. Theoretische Grundlagen
Abbildung 3: Einzelne Wechselwirkungen (Rayleigh-Streuung, Comptoneffekt, Photoeffekt, Paarbildung) und die resultierende Gesamtwirkung der Strahlung mit Materie (hier H2 O) [6].
Der Schwächungskoeffizient µ setzt sich gemäß
µ = τ + σC + σK + σKP + κ
(4)
aus der Summe der einzelnen Wechselwirkungskoeffizienten zusammen. Hierbei beschreibt τ den Photoeffekt, σC den Comptoneffekt, σK die kohärente Streuung (RayleighStreuung), σKP den Kernphotoeffekt und κ die Paarbildung [5].
2.2. Medizinische Grundlagen
2.2.1. Strahlenbiologie
Trifft hochenergetische Strahlung auf (menschliches) Gewebe, so wechselwirken diese
auf mehrere Arten miteinander, die Strahlung ist mutagen. Die Menge der absorbierten
Strahlung bei einer Strahlenexposition wird als Dosis bezeichnet. Dies führt dazu,
dass Zellen teilweise irreparabel zerstört werden, was bei Tumorzellen, nicht aber bei
umliegenden gesunden Zellen, erwünscht ist [5].
Man unterscheidet grundsätzlich zwischen stochastischen und nicht-stochastischen
Strahlenschäden. Die stochastischen Schäden, also die Schäden, für die keine Schwellendosis angegeben werden kann, ab der sie zwangsläufig auftreten, sondern nur eine
6
2. Theoretische Grundlagen
Wahrscheinlichkeit für ein Auftreten eines Schadens, sind Langzeitschäden, wie zum
Beispiel Krebs.
Die häufigsten Strahlenschäden sind:
• Einzel- oder Doppelstrangbruch der DNA
• Weitere Modifikationen der DNA, wie Basenmodifikationen und -verluste
• Radikalbildung, wie OH − , H + , hydratisierte e−
Des Weiteren sind Zellen besonders strahlensensibel, wenn sie eine hohe Sauerstoffkonzentration aufweisen, da dies die Bildung von Peroxidradikalen und Wasserstoffperoxid
begünstigt. Dagegen sinkt die Strahlensensibilität bei Hypoxie (Sauerstoffmangel) oder
sogar Anoxie (komplette Sauerstoffabwesenheit) auf circa ein Drittel [5].
2.2.2. Anatomie der Lunge
In dem Thorax sitzend befindet sich, umgeben vom Mediastinum, in der Pleurahöhle
die paarig angelegte Lunge mit den beiden Lungenflügeln und dem Bronchialast.
Die unteren Atemwege bestehen aus der Trachea, welche sich in der Bifurcatio tracheae in die beiden Hauptbronchien aufteilt, und den beiden Lungenflügeln selbst. Die
Bronchien enden in den Bronchioli, wo ab den Bronchioli respiratorii und den Alveolen
schließlich der Gasaustausch stattfindet.
Die Lunge teilt sich in zwei Lungenflügel auf, die jeweils aus zehn Segmenten bestehen, wobei das siebte Segment des linken Flügels fehlt, da dort das Herz sitzt. Das
Volumen der Lunge eines erwachsenen Menschen liegt bei ungefähr fünf bis sechs Litern, je nach Geschlecht und Größe der Person [7, 8].
2.2.3. Tumoren der Lunge – Das Bronchialkarzinom
Da in dieser Arbeit ein spezielles Phantom mit einem Lungenflügel entwickelt wird,
soll hier kurz auf die typischste Krebsart der Lunge eingegangen werden, das Bronchialkarzinom (BC).
Das Bronchialkarzinom ist ein maligner Tumor der Bronchien und / oder der Atemwege, das heißt eine bösartige Neoplasie (Neubildung) des Gewebes. Als Hauptrisikofaktor wird das Rauchen angesehen. Die Neoplasie muss unterschieden werden von
benignen Tumoren der Lunge. Außerdem treten häufig (30% - 40%) Lungenmetastasen
auf, die von ferneren im Körper sitzenden Tumoren stammen.
7
2. Theoretische Grundlagen
Maligne Tumoren zeichnen sich dadurch aus, dass sie sehr schnell wachsen und dabei
in umliegendes gesundes Gewebe eindringen und dieses schädigen. Außerdem metastasieren diese Tumoren, das heißt, sie streuen Tumorzellen und können somit Tochtergeschwülste hervorrufen, aus denen sich weitere Tumoren entwickeln können. Dies macht
diese Art der Tumoren so gefährlich, denn damit sinken die Überlebenschancen enorm.
Eine makroskopische Klassifikation richtet sich nach der Ausbreitung und Lage der
Karzinome. Man differenziert zwischen zentral und hilusnah liegenden von peripheren,
sowie diffus wachsenden Karzinomen. Zudem gibt es noch eine besondere Form des
Bronchialkarzinoms – der Pancoast Tumor. Dieser wächst an der Spitze der Lunge
Richtung Thoraxwand und zerstört diese und weitere dort sitzende Strukturen.
Bronchialkarzinome können (patho-)histologisch noch wie folgt unterschieden werden:
• kleinzelliges BC (small cell lung cancer, SCLC)
• nicht-kleinzelliges BC (non-small cell lung cancer, NSCLC)
– Plattenepithelkarzinom
– Adenokarzinom
– großzelliges Karzinom
Die nicht-kleinzelligen BC’s, die ungefähr 80% der Fälle darstellen, werden in oben
genannte Platten- und Adenokarzinome unterschieden. Das kleinzellige BC ist ein sehr
schnell wachsendes, sehr früh metastasierendes und meist inoperables Karzinom, das
circa 20% der Fälle ausmacht [9, 10].
2.3. Grundlagen der Strahlentherapie
Aus den physikalischen und medizinischen Grundlagen ergeben sich nun die strahlentherapeutisch wichtigen Grundlagen. In der Strahlentherapie geht es allgemein um die
Bekämpfung meist bösartiger Tumoren, darüber hinaus werden aber auch gutartige
Erkrankungen, wie entzündliche Gelenkerkrankungen, Arthrose und benigne Tumoren
mithilfe der hochenergetischen Strahlung behandelt. Man unterscheidet zudem generell
bei der Behandlung zwischen Tele- und Brachytherapie, das heißt zwischen perkutanen Bestrahlungen von außen mit typischerweise 1 m Abstand und Bestrahlungen, die
direkt in Körperhöhlen appliziert werden, also die Strahlenquelle bis auf cm oder mm
an den Tumor gebracht wird.
Das primäre Ziel in der Strahlentherapie bei Tumorpatienten ist die möglichst vollständige Vernichtung der Tumorzellen bei möglichst guter Schonung der benachbarten
8
2. Theoretische Grundlagen
gesunden Gewebestrukturen. Die in der Strahlentherapie benutzte Energiedosiseinheit
J
ist das Gray. Es ist als Energie pro Masse definiert, das heißt 1Gy =
[5].
â 1 kg
Eine Besonderheit bei der Bestrahlung eines Bronchialkarzinoms in der Lunge ist
die ständige Atembewegung des Thorax. Dies führt dazu, dass sich das Zielvolumen
um mehrere cm verschieben kann. Daher gilt es, solch eine große Beweglichkeit des
Zielvolumens so zu berücksichtigen, dass ein hinreichend großer Sicherheitssaum bei
der Bestrahlungsplanung eingeführt wird.
2.3.1. Zielvolumina
Bei der Bestrahlungsplanung gibt es verschiedene Zielvolumina, die es zu verstehen gilt
(siehe hierzu auch Abbildung 4). Die wichtigsten sind:
• GTV = gross tumor volume; entspricht dem eigentlichen Tumorvolumen, inklusive den lokoregionären Lymphknoten
• CTV = clinical target volume; stellt das klinische Zielvolumen dar, das heißt, das
Tumorvolumen mit Sicherheitssaum, der typischen Tumorausbreitungszone und
dem potentiellen Tumorausbreitungsgebiet
• PTV = planning target volume; umfasst das CTV mit weiterem Sicherheitssaum
für Ungenauigkeiten bezüglich der Lage des Tumors, der Position des Patienten
und der Gewichts- und Organfüllungszustandsänderungen [5].
Abbildung 4: Die verschiedenen onkologischen und strahlentherapeutischen Zielvolumina eines Tumors
[11].
2.3.2. Kurative und palliative Ansätze
Man unterscheidet in der Strahlentherapie grundsätzlich zwei Behandlungsziele, je
nachdem ob man eine (vollständige) Heilung der Krankheit in Aussicht stellt (Ku-
9
2. Theoretische Grundlagen
ration) oder „nur” symptomlindernde Maßnahmen ergreift (Palliation). Hierbei werden circa die Hälfte aller diagnostizierten Tumoren als kurativ behandelbar eingestuft,
wenn noch keine Metastasierung erfolgt ist. Bei der kurativen Bestrahlung wird in der
Regel je nach Tumorart eine höhere Dosis von 40 - 80 Gy appliziert. Dagegen werden
bei palliativen Behandlungen, bei denen keine vollständige Heilung in Aussicht gestellt
werden kann und vor allem die Symptome gelindert und Schmerzen gestillt werden
sollen, kleinere Dosen appliziert, die im Bereich von 20 - 36 Gy liegen, damit dem Patienten keine unnötigen Unannehmlichkeiten oder Komplikationen zugemutet werden
müssen [5, 12].
2.3.3. Dosisfraktionierung und Strahlensensitivität
Es ist üblich, die zu applizierende Dosis in mehrere Fraktionen aufzuteilen, die dann
über mehrere Tage bis Wochen in Teildosen auf den Tumor appliziert werden. Dabei
macht man sich zunutze, dass die Strahlensensitivität der Tumorzellen größer ist und
die benötigten Erholungs- und Reparaturzeiten von Tumorzellen länger sind, als die
der gesunden Zellen des Körpers. Solch eine Fraktionierung ist in Abbildung 5 zu sehen,
in der eine relative Anzahl lebender Zellen gegen die Dosis aufgetragen ist.
Abbildung 5: Dosisfraktionierung. Vergleich der relativen Anzahl der gesunden Zellen (orange) mit
denen des Tumors (grün). Zur Relation: Einmalige Bestrahlung (rot). Man beachte: Die relative Anzahl
der lebenden Zellen des jeweiligen Gewebes ist in einer logarithmischen Skala aufgetragen [11].
Weitere Effekte, die die Strahlensensitivität beeinflussen, sind bspw. der Sauerstoffeffekt (s.o. in 2.2.1), Hyperthermie und die Phase des Zellzyklus der bestrahlten Zelle.
Hier sind die Mitose- und die G2-Phase am strahlensensitivsten. Außerdem lässt sich
allgemein die Regel postulieren, dass Zellen mit höherer Proliferationsrate eine höhe-
10
2. Theoretische Grundlagen
re und Zellen mit höherer Zelldifferenzierung eine niedrigere Strahlenempfindlichkeit
haben.
Bekannte Schemata für die Fraktionierung sind konventionelle, akzelerierte und
hyper- oder hypofraktionierte Bestrahlungen, die in Abbildung 6 zu sehen sind [5,
11].
Abbildung 6: Verschiedene Fraktionierungsschemata. Die Farben markieren die Kalendertage und die
Höhe der Pfeile symbolisiert die Größe der einzelnen Bestrahlungsfraktion [11].
2.3.4. Dosimetrie
Die Dosimetrie befasst sich mit Dosismessungen der Strahlendosis. Hierzu wird ein
Strahlungsdetektor in das Strahlenfeld gebracht und die Dosis bspw. anhand einer
Ionisationskammer oder eines Festkörperdosimeters gemessen. Dabei können je nach
Detektor und Meßmethode Aussagen über die Qualität, Verteilung und absolute Dosis
der Strahlungsfelder gemacht werden.
2.3.5. Qualitätssicherung in der Strahlentherapie
Um eine hinreichend hohe Präzision und Qualität der Bestrahlung zu gewährleisten, gibt es mehrere qualitätssichernde Maßnahmen in der Strahlentherapie. Man
unterscheidet generell zwischen Überprüfungen, die in 14-tägigen, 1/4-jährlichen, 1/2jährlichen und jährlichen Intervallen durchgeführt werden. Dabei werden Zustandsund Konstanzprüfungen der Kennmerkmale eines Linearbeschleunigers durchgeführt.
11
2. Theoretische Grundlagen
Außerdem gibt es Gesetze, Verordnungen und Richtlinien, die den richtigen Umgang
mit ionisierender Strahlung und eine hohe Qualität der Strahlenbehandlung gewährleisten sollen, wie das Atomgesetz (AtG), die Strahlenschutzverordnung (StrSchV), die
Röntgenverordnung (RöV) und die Richtlinie nach der Verordnung über den Schutz
vor Schäden durch ionisierende Strahlen (RiLi StrlSch in der Medizin).
Mit dem speziellen Meßphantom, das in dieser Arbeit entwickelt wird, kann man
nun ebenso Maßnahmen zur Qualitätssicherung des Computertomographen und des
bildgebenden Systems des Linearbeschleunigers (iView, s. hierzu auch 3.2.2) ausführen.
Dies geschieht, indem in bestimmten Abständen Aufnahmen des Phantoms gemacht
und miteinander verglichen werden. Anhand der akquirierten Aufnahmen wird eine
gleichbleibende Qualität derselben überprüft.
Des Weiteren können mit solch einem Phantom auch Dosismessungen erfolgen, die
eine immer gleichbleibende Strahlendosis bei der Lungenbestrahlung verifizieren sollen
und somit auch hier zur Qualitätssicherung beitragen [5].
12
3. Materialien und Methoden
3. Materialien und Methoden
3.1. Einführung in die Computertomographie
3.1.1. Röntgentechnik
Um die Computertomographie (CT) zu verstehen, muss man zuerst auf die Erzeugung
von Röntgenstrahlen eingehen. In einer Vakuumröhre werden mithilfe des thermoelektrischen Effektes Elektronen aus einer Glühkathode ausgelöst, in einem elektrischen
Feld zur (Dreh-)Anode hin beschleunigt und dort von der Anode abgebremst. Die
kinetische Energie der Bestrahlung wird hierbei gemäß (7) ganz oder teilweise in elektromagnetische Strahlung, das heißt Röntgenstrahlung, umgewandelt.
Ephoton = hν
e−
Ekin = eU
eU
⇒ νmax =
h
(5)
(6)
(7)
Es treten zwei Effekte auf, die dazu führen, dass diese Energieumwandlung stattfindet
und Röntgenstrahlung entsteht.
Zum Einen werden die Elektronen abgebremst, wobei die so genannte Bremsstrahlung entsteht. Zum Anderen werden, sobald die Bindungsenergie erreicht ist, aus den inneren Schalen der Atome des Anodenmaterials (meist Wolfram) Elektronen ausgelöst.
Die dabei entstehenden Löcher in der Atomhülle werden von Elektronen aus höheren
Schalen wieder aufgefüllt. Die in Form von Röntgenstrahlung – die charakteristische
Strahlung – frei werdende Energie ist typisch für die Atome des Anodenmaterials. Allerdings wird in der Röntgendiagnostik in der Regel die charakteristische Strahlung
mit einem Aluminiumfilter herausgefiltert, da diese „weiche” Röntgenstrahlung fast
vollständig im menschlichen Gewebe absorbiert wird und damit nicht zur Bildgebung,
wohl aber zur Strahlenbelastung des Patienten, beiträgt.
Makroskopisch lässt sich die Schwächung der Röntgenstrahlung beim Durchgang
durch Materie mithilfe des Lambert-Beerschen-Gesetzes mit dem Schwächungskoeffizienten µ, der Dicke d und der Anfangsintensität I0 des Röntgenstrahls durch
I = I0 e−µd
(8)
bzw. bei inhomogenem Material mit mehreren unterschiedlichen Schichten als Integral
13
3. Materialien und Methoden
über die Funktion µ(x), also die jeweilige Schwächung über die infinitesimale Strecke dx
3
I = I0 exp −
ˆ
4
µ(x)dx
(9)
beschreiben [4, 13].
3.1.2. Funktionsweise des Computertomographen
Bei den modernen CT-Geräten handelt es sich in der Regel um das so genannte
Spiral-CT, das sequentielle Spiralaufnahmen macht, während es um den Körper rotiert, der wiederum durch die Röhre gefahren wird. Um nun ein 2D oder 3D Bild des
menschlichen Körpers zu erhalten, werden in der Computertomographie Aufnahmen
aus mehreren Winkeln gemacht und aus diesen über die Radontransformation bzw.
die Fourier-Rekonstruktion axiale Schichtbilder erzeugt. Das Prinzip einer Tomographieaufnahme ist stets ein Volumen auf eine zweidimensionale Scheibe zu projizieren.
Die dabei zugrunde liegende Meßgröße ist die Absorption der Röntgenstrahlen, also der Röntgenschwächungskoeffizient µ. Durch geeignete Rekonstruktionsalgorithmen
(s.o.) werden dann die axialen Schichtbilder erzeugt, die dann wiederum zu anderen
Schichten (koronale, sagittale und axiale Schichten) bzw. zu einem dreidimensionalen
Volumen zusammengesetzt werden können [13].
Abbildung 7: Hounsfield-Skala für verschiedene menschliche Organe und Gewebe, bzw. für Wasser
und Luft [4].
14
3. Materialien und Methoden
In der Hounsfield-Skala werden die durch die CT-Aufnahmen erhaltenen Grauwerte
beschrieben und mit den Hounsfield-Einheiten (HU, auch: CT-Zahlen) angegeben, die
wie folgt definiert sind
HU (µ) =
µ − µW asser
· 1000 HU
µW asser
(10)
wobei µ wieder für den (Röntgen-)Schwächungskoeffizienten steht. Wasser hat hierbei also per Definition den Wert µW asser = 0. Für die verschiedenen menschlichen
Gewebetypen werden die Hounsfield-Einheiten in Abbildung 7 dargestellt.
Die Skala reicht von −1000 ≤ HU ≤ +3000, es sind also etwa 4000 Werte zur
Beschreibung vorhanden, was in der digitalen Bildverarbeitung 212 = 4096, also 12 bit,
entspricht [4].
Die Speicherung dieser Bilddaten geschieht in dem DICOM-Format (= digital imaging and communications in medicine), dem Standard in der medizinischen Bildgebung.
Mit diesen DICOM-Daten kann die Darstellung auch später noch angepasst werden,
das heißt die Grauwertdarstellung verändert werden. Man spricht hier dann von Fensterung (engl. windowing), das heißt, man ändert den Ausschnitt der Hounsfield-Skala,
mit der die Aufnahmen gezeigt werden. Es gibt zwei Parameter, center und width, die
verstellt werden können, um die Grauwerte des Bildes dem darzustellenden Gewebe
anzupassen, also die Fensterung zu ändern. Center ändert das Zentrum, also die Mitte,
width die Breite des Ausschnittes der angezeigten Skala.
3.2. Der Linearbeschleuniger
3.2.1. Aufbau und Funktionsweise
Der Linearbeschleuniger (engl. linear accelerator, kurz Linac) ist heutzutage das gängigste moderne Teletherapiegerät in der Strahlentherapie. Der hier verwendete Linac
von der Firma Elekta (Stockholm / SWE) läuft unter dem Namen Precise.
Das zugrunde liegende Prinzip ist die Beschleunigung von Elektronen in einem Vakuumrohr, die als solche zur Bestrahlung genutzt werden können oder aber auf ein
Targetmaterial gelenkt werden, wodurch dann hochenergetische γ-Quanten, also Photonen, entstehen.
Die Elektronen werden aus einer Elektronenkanone (siehe Abbildung 8, eingezeichnete 1) über eine Lochanode in das Beschleunigungsrohr in der Gantry (4) geschossen
und hier mittels 3 GHz-Mikrowellen eines Magnetrons (2) beschleunigt. Diese Hochfrequenzimpulse werden zur Beschleunigung im elektrischen Feld und Bündelung der
Elektronen genutzt. Hier wird die eingespeiste Welle (im Wanderwellenbeschleuniger)
15
3. Materialien und Methoden
verwendet, die Elektronen werden zu Paketen gebündelt und „reiten” nun auf diesen
Wellenzügen. Sie spüren permanent den positiven Teil der elektromagnetischen Wechselfelder und erlangen so kontinuierlich Energie. In einem Stehwellenbeschleuniger wird
eine Stehwelle aus eingespeister und am Ende des Rohres reflektierter Welle erzeugt
und zur Beschleunigung verwendet. Die Elektronen werden in jeder zweiten Kavität
beschleunigt und driften beim Nulldurchgang der Stehwelle mit konstanter Energie in
Vorwärtsrichtung bis zur nächsten Beschleunigung. Da nur jede zweite Kavität effektiv
genutzt wird, können die dazwischen liegenden Kavitäten nach aussen verlagert und
das Beschleunigungsrohr somit um die Hälfte verkürzt werden.
Abbildung 8: Der Linearbeschleuniger als Schemazeichnung, hier ein Elekta LinAc (Quelle: Elekta
AB).
Im Bestrahlerkopf sitzen nun Umlenkmagneten (6), die den Elektronenstrahl um 270°
nach unten ablenken. Hierbei treffen alle Elektronen unabhängig ihrer Energie unterhalb der Magneten wieder in einem Punkt zusammen. Wenn die Elektronen nicht selbst
zur Bestrahlung verwendet werden, so lässt man sie auf ein geeignetes Targetmaterial
16
3. Materialien und Methoden
(7) prallen (Wolfram + Kupfer). Dadurch entstehen wieder (s. 3.1.1 Röntgentechnik)
hochenergetische Photonen, die je nach Beschleunigung der Elektronen Energien im
Bereich von mehreren MeV (typisch sind circa 6 − 15 MeV) besitzen. Hierauf folgt ein
Dosiskontrollsystem (9), welches die Dosis misst und so der Überwachung dient.
Durch diverse Kollimatoren (8), insbesondere Multi-Leaf-Kollimatoren (MLC’s) (10),
Keilfilter (13) und Blenden (15) wird der Strahl noch geformt und so beschnitten, dass
letztendlich nur ein individuelles und stark begrenztes Gebiet bestrahlt wird.
3.2.2. Das Bildgebungssystem des Linacs (MV-Verifikation)
Der Linearbeschleuniger verfügt über ein eigenes bildgebendes System (EPID = electronic portable imaging device). Es wird auch als MV-Verifikation bezeichnet, da es
die Energie der Bestrahlung zur Bildgebung nutzt und damit bspw. zur Verifikation der Lage des Patienten dient. Dieses System ist ein Festkörperdetektor, der über
Szintillation Lichtblitze erzeugt, die wiederum über Photomultiplier verstärkt und zur
Bildgebung genutzt werden.
Das Bildgebungssystem des in dieser Arbeit verwendeten Elekta-Linacs firmiert unter dem Namen iView.
Bei einer Bestrahlung wird die Dosis erst auf ein offenes Feld abgestrahlt, das heißt,
nur die x-y-Blenden begrenzen das Feld, in unserem Fall auf (10×10) cm2 . Dann werden die Kollimatoren (MLC) individuell so eingestellt, dass sie das Zielvolumen konformal erfassen und ein weiteres Mal die Dosis appliziert. Daher ist das von der MLCKonstellation umgrenzte Gebiet auf den Aufnahmen deutlich zu erkennen.
3.2.3. Bestrahlungsplanung
Mit der Software MasterPlan der Firma Nucletron (Veenendaal / NL) kann man Bestrahlungspläne auf CT-basierten Bilddaten am PC erstellen. Hier werden die CTAufnahmen zugrunde gelegt und ein oder mehrere Beams bestimmter Energie hinzugefügt, sodass in einem Zielgebiet – in der Regel das PTV – die erforderliche Dosis
erreicht wird und umliegende in die CT-Daten eingezeichnete (Risiko-)Strukturen weitgehend geschont werden, also unter den Restriktionen bezüglich der Dosis bleiben.
Typische Bestrahlungstechniken bei Bronchialkarzinomen sind Techniken wie opponierend eingestrahlte Felder, mit einem zusätzlichen Seitenfeld („Hockey-Stick” oder
„Drei-Felder-mit-Keil”) und zwei opponierende und zwei bilaterale Gegenfelder („VierFelder-Box”). Der Hockey-Stick besteht aus einem ap (anterior - posterior), einem pa
(posterior - anterior) und einem seitlich (lateral) eingestrahlten Feld. Ähnlich ist die
Drei-Felder-Technik, bei der drei Felder aus verschiedenen Winkeln eingestrahlt wer-
17
3. Materialien und Methoden
den. Dabei werden diese Felder mit Keilen sequentiell abgeschwächt. Die Vier-FelderBox bezeichnet eine Methode, bei der jeweils von beiden Seiten, also bilateral, und
opponierende, also ap und pa Felder appliziert werden. Dabei entsteht eine boxförmige
Dosisverteilung im Zielvolumen.
3.3. Materialien
Die in dieser Arbeit verwendeten Materialien sind von großer Bedeutung, da das aus
diesen Materialien aufgebaute Phantom in vielerlei Hinsicht bestimmten Bedingungen
entsprechen muss.
3.3.1. Dosimetrische Materialäquivalenz
Um eine gute Simulation menschlichen Gewebes zur Dosimetrie zu erreichen, benutzt
man idealerweise den menschlichen Geweben äquivalente Materialien. Das bedeutet,
diese Materialien müssen hinsichtlich „ihrer Wirkung auf das Strahlenbündel und der
Energieabsorption im Meßmedium identisch (...)” 2 mit dem nachzustellenden Gewebe
sein.
Um ein bestimmtes Material / Gewebe äquivalent durch ein anderes zu ersetzen, sollten die beiden in ihrer Massendichte, aber auch in ihrer Elektronendichte, der Massenund der Ordnungszahl gut übereinstimmen. Jedoch ist die Elektronendichte ein Parameter, der ungleich schwerer zu bestimmen ist als die Massendichte. Daher wurde im
Wesentlichen vor allem darauf geachtet, dass die Materialien und ihre Äquivalente in
der Massendichte gut übereinstimmen [14].
3.3.2. Verwendete Materialien
RW3
Aus diesem Material (Polystyrol mit 2% Titanoxid) wurden die Schichten des Plattenphantoms gefertigt, sie bilden somit das Grundgerüst. RW3 ist ein in der Dosimetrie
übliches Material, das in weiten Energiebereichen von Elektronen- und Photonenstrahlung wasseräquivalent ist. Da Muskel- und Fettgewebe Dichten von
ρM uskel = 1, 05
und
ρF ett = 0, 95
2
aus [14] S. 283
18
g
cm3
g
cm3
(11)
(12)
3. Materialien und Methoden
besitzt und im Vergleich dazu die Dichte von RW3
ρRW 3 = 1, 045
g
cm3
(13)
beträgt, kann dieses Material in guter Näherung als Weichteilgewebeäquivalent eingesetzt werden, ähnlich dem reinen Wasserphantom mit
ρW asser; 20° = 0, 9982
g
cm3
(14)
Kork
Neben den für die Dosimetrie relevanten Muskel- und Fettgeweben gibt es noch
zwei Gewebetypen, die aus dosimetrischer Sicht nachgebildet werden müssen: Knochen(spongiosa, kompakta) und Lungengewebe.
Die durchschnittliche Dichte des Lungengewebes ist durch den hohen Luftanteil gegenüber dem restlichen Gewebe deutlich reduziert und beträgt ungefähr
ρLunge = 0, 26 − 0, 3
g
cm3
(15)
Ein geeignetes Materialäquivalent ist Kork mit einer Dichte von circa
ρKork = 0, 3
g
cm3
(16)
(variiert je nach Korktypus durch unterschiedliche Pressung) [14, 15].
Der hier verwendete Kork hat eine experimentell bestimmte Dichte von
ρ=
12, 17g
12, 17g
g
m
⋍
⋍
⋍ 0, 275
2
2
V
πR · h
π · (3, 75 cm) · 1 cm
cm3
(17)
wobei eine circa 1 cm dicke kreisrunde Scheibe mit einem Durchmesser von ungefähr
7,5 cm zur Bestimmung diente.
19
4. Ergebnisse
4. Ergebnisse
In diesem Teil der Arbeit sollen die Ergebnisse vorgestellt und beschrieben werden.
4.1. Bau des Phantoms
4.1.1. Die Planung und Entwicklung
Zuerst wurde am PC mithilfe der Software GoogleSketchUp ein dreidimensionales Modell des zu bauenden Phantoms erstellt. Die Außenkontur entspricht der des „CIRSPhantoms” 3 , die Länge wurde auf 25 cm gesetzt. Ein einfaches Modell des gesamten
Phantoms ist in Abbildung 9 zu sehen (weitere Bilder siehe Anhang A.1, Abbildung 21).
Abbildung 9: 3D Modell des Phantoms.
Um nun ein aus 50 jeweils 5 mm dicken RW3-Platten aufgebautes Phantom zu entwickeln, wurde für jede Schicht ein Modell am PC gezeichnet. Der Einfachheit halber
besteht hier solch eine Schicht nicht aus einer sondern zwei Platten, das heißt die
Schichten messen 1 cm.
Die ersten und die letzten fünf Platten blieben unbehandelt, die anderen 40 Platten,
also 20 Schichten, sollten so bearbeitet werden, dass sie zusammengesetzt eine „Lunge” darstellen, allerdings wurde hier nur ein Lungenflügel (links) nachgebaut. Hierfür
dienten CT-Aufnahmen des Thorax als Vorlage (siehe Anhang B.2, Abbildung 25).
Diese und weitere CT-Aufnahmen aus der Patientendatenbank des Universitätsklinikums Düsseldorf konnten nun ausgemessen und näherungsweise in der Software nachgebildet werden, siehe Abbildung 10. Dies geschah in Zusammenarbeit mit der Feinmechanikwerkstatt (insbesondere C. Stasch) der Klinik für Strahlentherapie, wo alle
praktischen Arbeiten umgesetzt wurden. Im späteren Verlauf sollte die „Lunge” darüber hinaus mit Kork, einem dem Lungengewebe ähnlichen Material, ausgefüllt werden.
3
Das CIRS-Phantom ist ein typisches Thorax-Röntgenphantom der Firma CIRS, mit dem RöntgenCT Geräte überprüft werden.
20
4. Ergebnisse
Abbildung 10: (a) Vergleichbare CT-Aufnahme [16]. (b) Modell der Schicht 15 des Phantoms, horizontal gespiegelt zur besseren Vergleichbarkeit.
Auch diese Arbeiten konnten in enger Zusammenarbeit mit der Werkstatt ausgeführt
werden. Hierfür wurden 1 cm dicke Korkplatten so zurecht geschnitten, dass sie genau in eine Schicht des Phantoms passten. So konnte Schicht für Schicht das Phantom
passgenau mit Kork gefüllt werden.
Bei der gesamten Arbeit gilt es zu beachten, dass bei der Betrachtung der CTAufnahmen und der Schichtmodelle spiegelverkehrte Bilder verglichen werden. Typische CT-Aufnahmen bei Patienten mit einem BC erfolgen in Rückenlage, mit dem
Kopf nach vorne. Daher sind in den CT-Aufnahmen die Schichtbilder von caudal (fußwärts) nach cranial (kopfwärts), die Schichtmodelle und Phantomplatten aber genau
umgekehrt gezeigt. Der linke Lungenflügel ist auf den CT-Bildern rechts zu sehen, im
Modell jedoch links.
4.1.2. Fertiges Phantom
Das fertige Phantom ist in Abbildung 11 zu sehen, hierzu siehe auch im Anhang B.1,
Abbildung 24.
Abbildung 11: Foto des fertigen Phantoms.
21
4. Ergebnisse
Der luftgefüllte Lungenflügel wurde abschließend mit Kork ausgestattet, indem man
in alle Schichten eine passend zugeschnittene Korkplatte einfügte, um die menschliche Lunge möglichst genau zu simulieren. Das vollständig bearbeitete Phantom als
kompletter Körper und Schichten davon sind in Abbildung 12 zu sehen.
Abbildung 12: Fertiges mit Kork gefülltes Phantom. (a) „aufgeschnittenes” Phantom. (b) Schicht 22.
4.2. CT-Aufnahmen des Phantoms
Um nun die Phantomeigenschaften bezüglich der radiologischen Qualität zu verifizieren, wurden CT-Aufnahmen gemacht, bei denen anfangs der Lungenflügel noch luftgefüllt, später dann mit Kork ausgestattet wurde. Die helikalen Spiral-CT-Aufnahmen
wurden in verschiedenen Schrittweiten gefahren, 3 mm, 5 mm und 10 mm. Verwendet
wurden in der Regel die 3 mm-Aufnahmen. In Abbildung 13 ist zunächst eine CTÜbersichtsaufnahme dargestellt, die das Phantom in noch unfertigem Zustand zeigt,
das heißt noch ohne Lungenkavität.
Abbildung 13: CT-Übersichtsaufnahme des noch unfertigen Phantoms.
In Abbildung 14 ist eine weitere CT-Aufnahme zu erkennen, die eine homogene
Schicht, auch noch ohne eingebaute Kavität, zeigt. Hier sollte verifiziert werden, dass
22
4. Ergebnisse
die RW3-Platten einer homogenen, dem Wasser bzw. Muskelgewebe äquivalenten CTAufnahme entsprechen und als Grundmaterial des Phantoms dienen können.
Abbildung 14: Axiale Schicht eines CT-Scans.
Auf der CT-Aufnahme ist eine homogene, nur dem statistischen Rauschen unterliegende, Schicht zu sehen. Die Aufnahme zeigt, dass keine starken Artefakte die Bildqualität beeinflussen.
4.2.1. Lunge mit luftgefüllter Kavität
Auch hier ist zunächst eine CT-Übersichtsaufnahme in Abbildung 15 gezeigt.
Abbildung 15: CT-Übersichtsaufnahme des Phantoms mit luftgefüllter Lungenkavität.
In Abbildung 16 sind CT-Bilder gezeigt, die eine Verifikation darstellen sollen, inwiefern die Lunge als luftgefüllte Kavität behandelt werden kann. Darüber hinaus sollte
auch überprüft werden, ob beim Übergang vom Plattenmaterial zu Luft Artefakte
auftreten (weitere Bilder siehe Anhang B.3, Abbildung 26).
Wie in Abbildung 16 zu sehen ist, sind nur sehr leichte Bildartefakte am Rand der
Kavität zu erkennen.
23
4. Ergebnisse
Abbildung 16: CT-Bild des Phantoms mit luftgefülltem Lungenflügel.
4.2.2. Lunge mit korkgefüllter Kavität
Hier sollte nun anhand einiger CT-Aufnahmen geprüft werden, ob der Kork auf dem
CT sichtbar und vor allem von Luft unterscheidbar ist. Außerdem musste auch hier
wieder darauf geachtet werden, dass keine Artefakte durch das Material und / oder die
durch die Herstellung bedingten Kanten im CT-Bild entstehen. Eine beispielhafte CTAufnahme hiervon ist in Abbildung 17 zu sehen, weitere Aufnahmen in Anhang B.4,
Abbildung 27. Man sieht, durch Vergleiche der Schwarzwerte in der Kavität und um
das Phantom herum, dass die Struktur in der Lunge nicht Luft sondern Kork ist.
Abbildung 17: 3 mm CT-Scan des Phantoms mit korkgefüllter Lunge. Aufnahme im Lungenfenster
dargestellt mit center: -400 und width: 1600.
Um die Bilder validieren und evaluieren zu können, mussten die Werte für die
Hounsfield-Einheiten in der Planungssoftware gemessen und mit denen gewöhnlicher
CT-Thoraxaufnahmen verglichen werden. Diese Ergebnisse sind in Tabelle 1 gezeigt.
Hierbei ist zu beachten, dass laut Gleichung (10) die HU-Werte direkt proportional zu
dem Schwächungskoeffizienten µ des jeweiligen Gewebes sind, das heißt, diese Werte
können eine Aussage darüber treffen, wie stark der Strahl geschwächt, also vom Gewebe absorbiert und gestreut, wurde. Wenn nun das Phantom in den unterschiedlichen
24
4. Ergebnisse
nachzuahmenden Geweberegionen ähnliche HU-Werte besitzt, wie menschliches Gewebe, so hat das Phantom eine dem Gewebe ähnliche Schwächung verursacht und ist
damit als Phantom zur Simulation des Menschen in der Strahlentherapie geeignet.
Die Differenz der Durchschnittswerte beträgt bei (i) und (ii) 239,3 HU und zwischen
(i) und (iii) 15,5 HU. Wenn man die HU-Werte von (iv) und (v) miteinander vergleicht,
ergibt sich eine Differenz von 56 HU.
Tabelle 1: Gemessene HU-Werte des Phantoms, alle Werte in [HU].
Messungen
(i) Lungengewebe im Menschen
(ii) Luftgefüllte Kavität im
Phantom
(iii) Korkgefüllte Kavität im
Phantom
(iv) RW3-Platten
(wasseräquivalent)
(v) Muskelgewebe / Herz* im
Menschen
1.
-848
-1000
2.
-786
-988
3.
-740
-1000
4.
-639
-982
∅
-753,3
-992,5
-762
-752
-695
-742
-737,8
22
10
-5
-2
6,3
62
54
72
61*
62,3
Abbildung 18: CT-Aufnahmen des Phantoms (oben) und eines realen Patienten (unten) mit zugehörigen Histogrammen (jeweils rechts). Alle Angaben von Grauwerten in [HU].
Eine weitere Messung ist in Abbildung 18 gezeigt. Hier wurde ein kreisrunder Aus-
25
4. Ergebnisse
schnitt in den CT-Aufnahmen des Phantoms und eines Patienten ausgewählt, die
dortige Grauwertverteilung gemessen und als Histogramm (Häufigkeitsverteilung von
Grauwerten) dargestellt. Diese und weitere Auswertungen der Bilder wurden mit der
Bildbearbeitungs-Software ImageJ (National Institutes of Health / USA) erstellt.
Ein Vergleich der Histogramme zeigte ebenfalls, dass die korkgefüllte Lungenkavität
des Phantoms und die reale Lunge des Patienten hinsichtlich ihrer HU-Werte sehr ähnlich sind. Das Phantom besitzt in dem gemessenen Ausschnitt HU-Werte im Bereich
−823 ≤ HU ≤ −459 mit einem Mittelwert bei circa -734 HU, die des Patienten liegen
im Intervall −954 ≤ HU ≤ −540 mit einem Mittelwert von etwa -820 HU. Die Grauwertverteilung hat einen sehr ähnlichen Verlauf, ist aber um etwa 86 HU verschoben,
wenn man die Mittelwerte zugrunde legt.
4.3. Validierung des Bildgebungssystems iView
Auch hier wurden Bilddaten am EPID-Bildgebungssystem iView des Elekta-Linacs akquiriert, jedoch mit der MV-Bildgebung (also mit weitaus größeren Energien von 6 MeV
und 15 MeV) des Linearbeschleunigers. Es wurden typische Bestrahlungspläne für mediastinal liegende Bronchialkarzinome erstellt und diese auf das Phantom appliziert.
Hierzu zählen die bereits genannten Techniken, wie Hockey-Stick, Drei-Felder-mit-Keil
und Vier-Felder-Box. Es sollte nun validiert werden, inwieweit die durch das bildgebende System iView des Linearbeschleunigers erstellten Aufnahmen zur Qualitätssicherung desselben geeignet sind. Um die Aufnahmen zu bewerten, sollten im Idealfall
wieder die Hounsfield-Werte gemessen und mit den Ergebnissen der CT-Aufnahmen
verglichen werden, um zu entscheiden, ob das Phantom in der Lage ist, eine gleichbleibende Qualität des iView-Systems beurteilen zu können. Hierbei muss beachtet werden, dass aufgrund der deutlich höheren Energien die Bildqualität schlechter wird, als
bei herkömmlichen CT-Aufnahmen. Bei hohen Energien kann die Photonenstrahlung
ungehinderter das Phantommaterial durchstrahlen, ohne stark geschwächt zu werden.
Hinzu kommt vor allem, dass die verschiedenen Gewebetypen bei solch hohen Energien alle ungefähr die gleiche Gesamtschwächung der Strahlung verursachen und daher
keinen starken Kontrast und somit keine besonders gute Bildqualität ermöglichen.
Da für die Verifikationsaufnahme die Feldgröße auf (10×10) cm2 begrenzt war, zeigten die erstellten Aufnahmen im Gegensatz zu den CT-Bildern immer nur einen Ausschnitt, der aber das bestrahlte Feld und damit den relevanten Teil des Bildes darstellte.
Abbildung 19 zeigt solch einen Ausschnitt einer Verifikationsaufnahme, verglichen mit
der Planungs-CT-Aufnahme. Nun sollte ein Vergleich mit den CT-Aufnahmen erfolgen.
Da das iView System die aufgenommenen Bilder aber nicht im DICOM-Format expor-
26
4. Ergebnisse
tiert, ist eine Angabe der HU-Werte hier in diesem Rahmen nicht möglich. Stattdessen
wurden die Bilder zuerst einmal rein qualitativ verglichen.
Man sah, dass der Kontrast aufgrund der hohen Energie etwas gemindert ist. Außerdem erkennt man deutlich das von den Kollimatoren stark begrenzt bestrahlte, nahezu
kreisrunde Gebiet, da dieses dunkler auf der Aufnahme erscheint.
Abbildung 19: Ausgewählte iView-Aufnahme des Phantoms (links), verglichen mit zugehöriger CTAufnahme aus der Planung (rechts).
Um nun noch einen weiteren Vergleich zu erstellen und das Phantom bewerten zu
können, wurden die Aufnahmen noch mit denen eines realen Patienten mit einem
mediastinal liegenden Bronchialkarzinom verglichen. Dieser wurde mit einer Photonenenergie von 6 MeV bzw. 15 MeV geplant und der Hockey-Stick-Technik bestrahlt.
In Abbildung 20 sind Aufnahmen des Phantoms und des Patienten zu sehen, durch
ein ap-Feld entstanden sind. Man erkennt auf beiden iView-Bildern, dass der Kontrast
nicht sehr gut, das von den Kollimatoren eingegrenzte PTV aber deutlich zu erkennen
ist. Auf den Verifikationsaufnahmen des Patienten sieht man außerdem noch schwach
die Anatomie der Lunge, vor allem die Trachea und den Hauptbronchus. Bei den Bildern des Phantoms war wieder deutlich die Grenze zwischen Lungenkavität und dem
Weichteilgewebeäquivalent (RW3) zu erkennen, da das eingezeichnete Zielvolumen mediastinal in der Lunge platziert wurde. Auch die Ausbuchtung, die in die Lungenkavität
hineinreichte, also den Bereich darstellte, in dem das Herz in den linken Lungenflügel
eindringt, war gut sichtbar.
Um dennoch eine quantitative Beurteilung der iView-Aufnahmen zu erreichen, wurden die akquirierten Bilder des Phantoms mit denen des Patienten verglichen, indem
die Grauwerte analysiert wurden. Dabei ist zu beachten, dass, wie bereits erwähnt, die
Bilder aus dem iView-System nicht als DICOM-Datei mit 4096 Grauwerten (=12
â bit),
sondern als unkomprimierte Bitmap-Bilddatei (BMP) vorlagen. Daher sind die Grau-
27
4. Ergebnisse
stufen im Intervall 0 (schwarz) - 255 (weiß), also mit 256 Graustufen (=8
â bit), darge-
stellt. Dies ist ein deutlich kleineres Graustufenintervall, als die Hounsfield-Skala bei
den DICOM-Dateien, lässt aber eine quantitative Aussage über die Schwächung und
damit den Grauwert der iView-Bilder zu.
Abbildung 20: iView-Aufnahmen des Patienten (oben) und des Phantoms (unten), jeweils mit iViewAufnahme (links) und Planungs-CT-Aufnahme (rechts). Bestrahlt wurde mit der Hockey-Stick Technik
und einer Energie von 6 MeV.
In Tabelle 2 sind die gemessenen Grauwerte der Verifikationsaufnahmen des Phantoms verglichen mit denen des Patienten angeführt. Bei der Bestimmung dieser Grauwerte wurde ein kreisrunder Ausschnitt des Bildes ausgewählt und die dortige Grauwertverteilung gemessen. Es sind die Intervalle der Grauwerte angegeben, also die
minimalen und maximalen Grauwerte, und der Durchschnittswert.
Man erkennt, dass die Durchschnittsgrauwerte in der Lungenkavität verglichen mit
denen der menschlichen Lunge leicht abweichen. Die Abweichung beträgt etwa 30,9
â
1 % bezogen auf die gesamte Skala). Das angegebene Intervall hierGraustufen (=12,
bei stimmt auch nicht völlig überein, das des Patienten lag höher. Im umliegenden
Gewebe, also beim Phantom im Bereich des RW3, überschnitten sich die gemessenen
28
4. Ergebnisse
Grauwertintervalle des Phantoms und des Patienten. Das Phantom besaß dort eine
viel kleinere Streuung der Meßwerte von nur 5 Grauwertstufen. Die Durchschnittswerte sind ebenso nicht identisch, weisen allerdings nur eine Differenz von circa 10
Grauwerten auf.
Tabelle 2: Vergleich der Grauwerte (GW) der iView-Bilder (BMP) des Phantoms und des Patienten
auf einer Grauwertskala von 0 - 255 (8 bit).
GW in der Lunge
(Min. - Max.)
∅ der GW in der Lunge
GW im umliegenden
Gewebe (Min. - Max.)
∅ der GW im
umliegenden Gewebe
Phantom mit korkgefüllter
Lungenkavität
137 - 155
155 - 190
144,7
191 - 196 (RW3)
175,6
164 - 216
193,5 (RW3)
203,5
Patient
29
5. Diskussion
5. Diskussion
In diesem Abschnitt der Arbeit sollen die angegebenen Ergebnisse diskutiert und interpretiert werden.
5.1. Auswertung der CT-Aufnahmen des Phantoms
Wie die Ergebnisse in 4.2 zeigen, ist das Phantom geeignet, um CT-Aufnahmen zu
erstellen, die in den wesentlichen Parametern menschliche Thorax-Aufnahmen gut simulieren können.
Eine erste Validierung der CT-Aufnahmen erfolgte direkt nach dem Erstellen der
Aufnahmen, indem überprüft wurde, inwieweit Artefakte das Bild beeinflussen und
somit das aus vielen einzelnen Platten aufgebaute Phantom überhaupt für die CTBildgebung verwendet werden kann. Die CT-Aufnahmen zeigten bei den homogenen
Platten, also ohne ausgeschnittene Kavität, keine Artefakte. Bei den Schnittbildern
mit der Kavität sind leichte Artefakte am Übergang der Materialien, also am Rand
zwischen RW3 und Luft bzw. Kork, zu sehen. Hier kam es zur Bildfeldwölbung aufgrund
differierender Strahlungsreflektionen an den Grenzübergängen. Da aber die Aufnahmen
insgesamt nur sehr wenig Artefakte aufwiesen, ist das Phantom für die CT-Bildgebung
geeignet.
Wie in Kapitel 3.3.1 bereits erwähnt, ist die dosimetrische Materialäquivalenz wichtig, um zu beurteilen, ob ein Phantom als solches benutzt werden kann, es also in
den Materialeigenschaften, die die Schwächung hervorrufen, mit dem nachzuahmenden
Gewebe übereinstimmt. Hierbei entscheidet die durch das Material / Gewebe hervorgerufene Gesamtschwächung der Strahlung, ob ein Phantom das humane Gewebe hinreichend gut simulieren kann. Die in Kapitel 4.2.2 gemessenen Hounsfield-Werte stellen
anschaulich dar, wie stark die Gesamtschwächung im Menschen und im Phantom ist
(siehe hierzu auch Tabelle 1). In verschiedenen willkürlichen Messungen in der korkgefüllten Kavität wurde ein durchschnittlicher Wert von ungefähr -738 HU, im Vergleich
dazu in menschlichem Lungengewebe ein durchschnittlicher Wert von etwa -753 HU,
erreicht, also eine Abweichung von circa 2 %. Diese Werte stimmen gut überein, da
hier auf einer Skala von 4000 HU-Werten nur eine geringe Differenz von 15 HU besteht.
Auch muss man sich vergegenwärtigen, dass das menschliche Lungengewebe individuelle Differenzen aufweist und vor allem keinesfalls homogen aufgebaut ist, sondern aus
einem komplexen Geflecht von verschiedenen Strukturen – Alveolen, Blutgefäße, Knorpel – besteht und auch je nach Luftfüllungszustand die Schwächung stark differieren
kann. Aufgrund des Luftfüllungszustands können die HU-Werte zwischen -500 HU und
-800 HU schwanken.
30
5. Diskussion
Auch die Histogramme in Abbildung 18 haben bestätigt, dass die HU-Werte der
Lunge des Phantoms verglichen mit denen einer Lunge eines realen Patienten nah beieinander liegen. Da hier nicht nur ein einzelner Punkt ausgewählt wurde, sondern ein
Ausschnitt und damit eine Verteilung von HU-Werten, konnten so statistische Schwankungen durch Mittelung eliminiert werden. Mit einer Differenz von etwa 86 HU liegen
die Mittelwerte in Relation zur Größe der Hounsfield-Skala nah beieinander. Das Ergebnis hiervon beweist damit auch, dass die korkgefüllte Kavität das Lungengewebe
gut nachstellen kann.
Diese Ergebnisse zeigen also, dass vor allem die korkgefüllte Lunge zwar nicht anatomisch korrekt ist, dafür jedoch radiologisch das humane Lungengewebe durch eine
ähnliche Gesamtschwächung der Photonenstrahlung gut simulieren kann.
5.2. Validierung der MV-Verifikationsaufnahmen des Phantoms
Das entwickelte Meßphantom kann mit dem EPID-Bildgebungssystem des Linearbeschleunigers für die Verhältnisse – für die Bildgebung mit Photonen werden Photonenenergien im Bereich von 6 MeV und 15 MeV verwendet – gut dargestellt werden. Man
erkennt die Struktur des Phantoms und die eingebaute Lungenkavität. Strahlenfelder
die von vorne nach hinten, also ap (anterior - posterior) bzw. von hinten nach vorne,
das heißt pa (posterior - anterior) eingestrahlt, als auch die Felder, die lateral (seitlich)
appliziert wurden, ermöglichten auswertbare Bilder.
Da aber die Analyse der HU-Werte aufgrund der unterschiedlichen Dateiformate
nicht möglich war, sondern primär nur eine qualitative Aussage über die Aufnahmen
gemacht werden konnte, wurden die Bilder, wie bereits erwähnt, mit denen eines Patienten verglichen. Damit hat man die Möglichkeit, die Aufnahmen mit klinisch relevanten Aufnahmen zu vergleichen und damit ihre Qualität zu bestimmen.
Die Messungen zeigen, dass die Bildqualität der Verifikationsaufnahmen zwar im
Rahmen von Routinekontrollen als Qualitätssicherungsmaßnahmen bewertet werden
können, jedoch durch die MV-Bildgebung mit reduziertem Kontrast und insgesamt reduzierter Bildqualität. Daher ist eine Bewertung schwierig, die Funktionalität des bildgebenden Systems iView kann allerdings beurteilt werden. Auch die unterschiedlichen
„Gewebearten” des Phantoms sind differenzierbar. Damit ist die Grundvoraussetzung
des Phantoms, verschiedene Gewebearten wie Lungen- und Muskelgewebe im bildgebenden Verifikationssystem darzustellen, gegeben. Da der Kontrast auch bei Aufnahmen, die bei der Bestrahlung von Menschen erstellt werden, sehr schwach ist, kann das
Phantom in diesem Punkt nicht besser sein, da es im Idealfall die gleiche Schwächung
der Strahlung in gleichem Gewebe verursachen soll.
31
5. Diskussion
Die anschließend erfolgte quantitative Beurteilung der iView-Bilder anhand der Grauwerte der BMP-Dateien zeigte, dass die Grauwerte der nachgebauten Lunge im iViewSystem nur ungefähr denen der menschlichen Lunge entsprechen, mit einer Abweichung
von 30,9 Grauwerten. Das umliegende Gewebe – im Phantom ist damit das Muskelund Fettgewebe simulierende RW3 gemeint – hat beim Patienten und beim Phantom
im Durchschnitt eine Grauwertdifferenz von etwa 10 Stufen, also eine relativ gute Übereinstimmung. Die Streuung der Meßwerte des Phantoms ist dabei so gering, da hier
das homogene RW3-Material überall nahezu den gleichen Grauwert verursacht. Dies
ist beim Patientenbild nicht der Fall. Hier sind im umliegenden Gewebe mehrere Gewebetypen mit einbezogen und aufgrund dessen wird eine größere Wertevariation erfasst.
Hierbei ist allerdings bei generell schlechtem Kontrast mit einem relativ hohen Fehler in
der Grauwertanalyse zu rechnen. Somit ist dies nur als ungefährer Vergleich zu betrachten und hat nicht die Aussagekraft der Analyse der Hounsfield-Werte, die sehr genau
abgelesen werden und eine direkte physikalische Aussage über die Gesamtschwächung
und damit über die Elektronendichte geben können.
Insgesamt kann mit dem Phantom im Linac-eigenen MV-Bildgebungssystem ein aussagefähiges Bild gemacht werden, welches allerdings aufgrund der hohen Photonenenergie nicht an die Qualität einer CT-Aufnahme heran reicht. Dies ist jedoch nicht das
primäre Ziel, sondern eine Validierung der gleichbleibenden Funktionalität (Langzeitkontrolle) des MV-Bildgebungssystems, welche mit dem Phantom möglich ist.
5.3. Zusammenfassung
Zusammenfassend ist festzuhalten, dass das konstruierte und validierte Meßphantom
den getesteten Ansprüchen genügt. Es konnte gezeigt werden, dass die verwendeten
Materialien, wie RW3 als Muskelgewebeäquivalent und Kork als Lungengewebeäquivalent, bei CT-Aufnahmen den menschlichen Körper hinreichend gut simulieren. Dies
konnte mit dem Vergleich der Hounsfield-Werte bewiesen werden. Auch die Bestrahlungen mit dem Linearbeschleuniger und die Aufnahmen mit dem bildgebenden System
desselben konnten unterstreichen, dass das Phantom zur Kontrolle der Bildgebung und
zur Qualitätskontrolle am Linearbeschleuniger verwendet werden kann, auch wenn die
Bildqualität dort nicht vergleichbar mit CT-Aufnahmen und damit die Validierung
schwieriger ist.
5.4. Ausblick
Die Arbeit hat gezeigt, dass es möglich ist, ein solches Meßphantom zu konstruieren. In
weiterführenden Arbeiten könnte man noch folgende Punkte mithilfe des entwickelten
32
5. Diskussion
Phantoms untersuchen.
Im Allgemeinen kann das Phantom noch verbessert, das heißt dem menschlichen
Thorax ähnlicher gestaltet, werden. Hier können weitere anatomische Strukturen, wie
die Wirbelsäule, ansatzweise nachgebildet werden, um eine gute Simulation des menschlichen Körpers zu ermöglichen. Die knöcherne Wirbelsäule streut die Strahlung stärker
als die Weichteile und die Lunge und es kommt daher einerseits zu einem Dosiseinbruch
im Zielvolumen und andererseits sorgt diese Streustrahlung für eine Dosiseskalation in
anderen, primär nicht bestrahlten, Bereichen.
Darüber hinaus sind Zylindereinschübe auf der freien Seite des Phantoms denkbar
(ähnlich dem CIRS-Phantom), die die Dichte von Knochen- (z.B. um Rippenknochen
zu simulieren), Leber- oder Herzmuskelgewebe besitzen, um die Darstellung von diesen nur leicht unterschiedlichen Geweben im CT zu verifizieren und damit das CT zu
evaluieren. Darüber hinaus kann die freie Seite des Phantoms ebenfalls einen Lungenflügel, also eine zweite korkgefüllte Kavität erhalten, um die Streu- und Rückstrahlung
noch genauer zu simulieren.
Schließlich kann man noch detaillierte Dosismessungen in der Lunge durchführen,
um damit zu überprüfen, welche Dosis bei einer typischen Bestrahlung in der Lunge erreicht wird. Hiermit kann dann auch ein Vergleich mit den in der Bestrahlungsplanung
errechneten Dosis erfolgen und damit auch eine Validierung der Planungsalgorithmen
stattfinden. Weiterhin könnte man eine Vorrichtung konstruieren, mit der es möglich
ist, die absolute Kenndosisleistung in der geschlossenen Lungenkavität mit einer Ionisationskammer zu messen. Ebenso ist es vorstellbar, andere dosimetrische Methoden,
wie ein Filmdosimeter oder radiochrome Filme zu nutzen, um Aussagen über die Dosis
in der Lunge und in umliegenden (Risiko-)Strukturen, wie dem Rückenmark oder dem
benachbarten gesunden Lungenflügel, machen zu können.
33
Literatur
[1] Statistisches Bundesamt Deutschland: http://www.destatis.de/jetspeed/portal/
cms/Sites/destatis/Internet/DE/Content/Statistiken/Gesundheit/
Todesursachen/Aktuell,templateId=renderPrint.psml (abgerufen am 08.09.2011)
[2] http://www.chemgapedia.de/vsengine/media/vsc/de/ch/13/pc/spektroskopie/
theorie/images/spekber.gif (abgerufen am 26.09.2011)
[3] H. Krieger; 2009. Grundlagen der Strahlungsphysik und des Strahlenschutzes. 3.
Auflage. Vieweg + Teubner. Wiesbaden.
[4] O. Dössel; 2000. Bildgebende Verfahren in der Medizin. Springer. Heidelberg.
[5] I. Simiantonakis; 2011. Skript zur Vorlesung: Grundlagen der Strahlentherapie.
HHU Düsseldorf.
[6] http://physics.nist.gov/cgi-bin/Xcom/xcom3_2 (abgerufen am 26.09.2011)
[7] T.H. Schiebler, H.W. Korf; 2007. Anatomie. 10. Auflage. Steinkopff. Heidelberg.
[8] M. Witt; 2007. Anatomie - GK 1 Kompakt Band 3 Anatomie. Springer. Heidelberg.
[9] J. Lorenz; 2009. Checkliste XXL: Pneumologie. 2. Auflage. Thieme. Stuttgart.
[10] H. Leischner; 2007. Basics Onkologie. 1. Auflage. Elsevier. München.
[11] G.W. Kauffmann, E. Moser, R. Sauer; 2006. Radiologie. 3. Auflage. Urban
& Fischer. München.
[12] J. H. Karstens et al.; 2010. Strahlentherapie und Radioonkologie aus interdisziplinärer Sicht. 5. Auflage. Lehmanns Media. Berlin.
[13] T. Heinzel; 2010. Skript zur Vorlesung: Einführung in die Medizinische Physik.
HHU Düsseldorf.
[14] H. Krieger; 2011. Strahlungsmessung und Dosimetrie. 1. Auflage. Vieweg +
Teubner. Wiesbaden.
[15] Deutsche Gesellschaft für Medizinische Physik e.V.; 2000. DGMP Bericht Nr. 15.
Köln.
34
Literatur
[16] http://www.info-radiologie.ch/computertomographie-thorax.php (abgerufen am
22.07.2011)
[17] R. Sauer; 2010. Strahlentherapie und Onkologie. 5. Auflage. Urban & Fischer.
München.
[18] Strahlenschutzkommission; 2010. Physikalisch-technische Qualitätssicherung in
der Strahlentherapie – Vorschläge zur Prüfung des gesamten Behandlungssystems.
Bonn.
[19] A. H. Köneke; 2009. Bestimmung von Präzision und Reproduzierbarkeit der Volumetrie von Lungenrundherden mit einer neuen Volumetrie-Software (LungVCAR™) an einem Lungenphantom mit Rundherden unterschiedlicher Größe und
Lokalisation. Dissertation. HHU Düsseldorf.
[20] E. Drud; 2006. MOSFET-Dosimetrie von radioaktiven Quellen für die Brachytherapie. Diplomarbeit. Universität Hamburg.
35
Anhang
A. 3D-Skizzen und Zeichnungen
A. 3D-Skizzen und Zeichnungen
Einige Bilder der Softwareskizzen und Zeichnungen aus der Planung des Phantoms.
A.1. Grundmodell
Abbildung 21: 3D Modell des gesamten Phantoms
I
A. 3D-Skizzen und Zeichnungen
A.2. Schichtmodelle
Abbildung 22: 3D Skizzen der einzelnen Schichten, die jeweils aus zwei je 5 mm dicken Platten bestehen. (a) Schicht 1. (b) Schicht 4. (c) Schicht 8. (d) Schicht 10. (e) Schicht 12. (f) Schicht 15. (g)
Schicht 18. (h) Schicht 20.
II
B. Bilder und CT-Aufnahmen
B. Bilder und CT-Aufnahmen
Hier sind einige Bilder des Phantoms, sowie CT-Aufnahmen desselben zu sehen, des
weiteren CT-Aufnahmen des Menschen als Relation.
B.1. Bilder des Phantoms
Abbildung 23: Zwei Platten des Phantoms. Links: Platte ohne Kavitätsausschnitt. Rechts: Platte mit
korkgefülltem Ausschnitt
Abbildung 24: Phantom von vorne, von oben, von der Seite und von schräg oben
III
B. Bilder und CT-Aufnahmen
B.2. Axiale CT-Aufnahmen des menschlichen Thorax
Abbildung 25: Menschliche CT-Thoraxaufnahmen [16]
IV
B. Bilder und CT-Aufnahmen
B.3. Axiale CT-Aufnahmen des luftgefüllten Phantoms
Abbildung 26: CT Aufnahmen - Schichtbilder des luftgefüllten Phantoms, Schrittweite 3 mm
V
B. Bilder und CT-Aufnahmen
B.4. Axiale CT-Aufnahmen des korkgefüllten Phantoms
Abbildung 27: CT Aufnahmen - Schichtbilder des korkgefüllten Phantoms mit 3 mm Schrittweite,
dargestellt im Lungenfenster
VI
B. Bilder und CT-Aufnahmen
B.5. iView-Aufnahmen
Abbildung 28: iView-Aufnahmen des Phantoms bei typischen Bestrahlungstechniken bei einem mediastinal liegenden Bronchialkarzinom
VII
B. Bilder und CT-Aufnahmen
Abbildung 29: iView-Aufnahmen eines Patienten mit mediastinal liegenden Bronchialkarzinom als
Referenz, wieder verglichen mit den Planungs-CT-Aufnahmen (rechts)
VIII
Danksagung
Ich möchte mich bei der Feinmechanikwerkstatt der Strahlentherapie des Universitätsklinikums Düsseldorf, insbesondere bei Christoph Stasch bedanken, der alle praktischen Arbeiten bei dem Bau des Meßphantoms übernahm und auch bei der Planung
tatkräftige Unterstützung leistete.
Auch meinem Betreuer und Erstkorrektor Dr. Ioannis Simiantonakis möchte ich für
die vielfältige Hilfe beim Erstellen dieser Arbeit danken, ebenso wie allen anderen
Mitarbeitern der Strahlentherapie des Universitätsklinikums.
Ehrenwörtliche Erklärung
Ich versichere hiermit, dass ich die Arbeit selbständig angefertigt habe und insbesondere keine anderen als die angegebenen Quellen und Hilfsmittel benutzt, sowie die
wörtlich oder inhaltlich übernommenen Stellen, insbesondere Zitate, als solche kenntlich gemacht habe.
Remscheid, den 19. Dezember 2011
Manuel Reifegerst