Entwicklung von Verfahren zur Verbesserung der Genauigkeit ... · Die Extrakranielle Stereotaktische Radiotherapie (ESRT) ist eine der Methoden, die auf der 3DCRT basiert, die bis

Entwicklung von Verfahren zur Verbesserung derGenauigkeit bei der stereotaktischen Bestrahlung

von bewegten Targets in der Lunge

DIPLOMARBEIT

vorgelegt von

Torsten Müller

aus Landshut

durchgeführt an der

Klinik und Poliklinik für Strahlentherapiedes Klinikums der Universität Regensburg

unter Anleitung von

PD Dr. rer. nat. Bogner

2006

Inhaltsverzeichnis

Einleitung und Motivation............................................................................................................................... 5

1.1 Behandlung von Lungentumoren.............................................................................................................5

1.1.1 Die 3DCRT-Methode zur Bestrahlung von Lungentumoren.......................................................... 5

1.1.2 Die ESRT-Methode zur Bestrahlung von Lungentumoren............................................................. 6

1.1.3 IMRT in der Lunge.......................................................................................................................... 8

1.2 Probleme bei der Lungenbestrahlung...................................................................................................... 9

1.2.1 Ungenauigkeiten der verwendeten Dosisalgorithmen..................................................................... 9

1.2.2 Verwendung von 6 MV- oder 15 MV-Photonenenergien zur Bestrahlung thorakaler Zielvolumina...........................................................................................................................................11

1.2.3 Zielbeweglichkeit...........................................................................................................................11

1.2.3.1 Extended Margin.........................................................................................................................12

1.2.3.2 Multi-Margin-Konzept................................................................................................................13

1.2.3.3 Bewegungshemmung..................................................................................................................14

1.2.3.4 Bewegungsverfolgung bei der Bestrahlung................................................................................15

1.2.4 Spezielle Probleme der CT-Bildgebung........................................................................................ 17

1.2.4.1 Bewegungsartefakte im CT-Abbild............................................................................................ 17

1.2.4.2 Dynamische CT-Aufnahmen (4D-CT)....................................................................................... 17

1.2.5 Das ITV-Konzept aus der ICRU 62...............................................................................................19

1.2.6 Effekte der Zielbeweglichkeit auf die Dosisdeposition.................................................................20

Material und Methoden..................................................................................................................................22

2.1 Derzeitiger Ablauf einer Thoraxbestrahlung als Extrakranielle Stereotaktische Radiotherapie (ESRT)......................................................................................................................................................................22

2.2 Dosisberechnungsalgorithmen...............................................................................................................25

2.2.1 Der Pencil-Beam-Algorithmus...................................................................................................... 25

2.2.2 Der Collapsed-Cone-Algorithmus................................................................................................. 26

2.2.3 Monte-Carlo-Algorithmus XVMC................................................................................................ 27

2.3 Untersuchte Möglichkeiten zur Verbesserung der Genauigkeit bei der Bestrahlung von

i

ii - INHALTSVERZEICHNIS

Lungentumoren............................................................................................................................................ 29

2.3.1 Bei der Bestrahlungsplanung durch verbesserte Zielvolumendefinition.......................................29

2.3.2 Bei der Bestrahlungsplanung durch die Verwendung präziserer Dosisalgorithmen..................... 37

2.3.3 Bei der Bestrahlungsplanung durch den Vergleich verschiedener Photonenfeldenergien............ 41

2.3.4 VEFM für XVMC-X15-Kommissionierung................................................................................. 42

2.4 Methoden zur Untersuchung und dosimetrischen Auswertung............................................................. 50

2.4.1 TPS und 4D-CT: Verwalten des PTV und sonstiger Daten im TPS............................................. 50

2.4.2 Datenauswertung........................................................................................................................... 52

2.5 Messtechnische Dosisverifikation......................................................................................................... 53

2.5.1 Das Alderson Phantom von RSD...................................................................................................54

2.5.2 Messmethoden............................................................................................................................... 56

2.6 Weitere allgemeine Grundlagen............................................................................................................ 57

2.6.1 Aufbau und Möglichkeiten eines medizinischen Linearbeschleunigers........................................57

2.6.2 Aufbau und Möglichkeiten eines Computertomographiesystems................................................. 59

2.6.3 Aufbau und Möglichkeiten eines Therapieplanungssystems.........................................................62

2.6.3.1 Module Image Registration und Target Definition im TPS....................................................... 62

2.6.3.2 Modul Beam Modelling des TPS................................................................................................64

2.6.3.3 Dosisberechnungsalgorithmus (Dose Engine) im TPS...............................................................65

2.6.3.4 Modul Evaluation des TPS......................................................................................................... 65

2.6.3.5 Allgemeines................................................................................................................................ 66

Ergebnisse........................................................................................................................................................ 69

3.1 Kommissionierung des VEF-Modells für XVMC 15 MV Photonen.................................................... 69

3.2 Therapieplanvergleich für einen Lungentumor in 3DCRT- bzw. ESRT- Bestrahlungstechnik............75

3.2.1 Dosisvergleich Oncentra Masterplan Collapsed-Cone 6 MV- und 15 MV-Therapiepläne...........76

3.2.2 Dosisvergleich Oncentra Masterplan Pencil-Beam 6 MV- und 15 MV-Therapiepläne................78

3.2.3 Dosisvergleich XVMC 6 MV- und 15 MV-Therapiepläne........................................................... 80

3.3 3D-Dosisvergleich................................................................................................................................. 82

3.3.1 6 MV-Planvergleich.......................................................................................................................83

INHALTSVERZEICHNIS - iii

3.3.2 15 MV-Planvergleich.....................................................................................................................85

3.4 Konsequenzen der 4D-PTV-Optimierung bei der ESRT im Thoraxbereich......................................... 87

Diskussion, Ausblick und Zusammenfassung.............................................................................................. 93

4.1 6 MV-Photonenfelder im Vergleich zu 15 MV-Photonenfelder........................................................... 93

4.2 Planvergleich..........................................................................................................................................95

4.3 Dosiverifikation..................................................................................................................................... 96

4.4 4D-CT und Planung auf das PTV(mod.Summe)................................................................................... 98

4.5 Potentieller Vorteil der Planung auf das PTV(gated) im Vergleich zum technischen uns zeitlichen Aufwand.......................................................................................................................................................99

4.7 Schlussfolgerung und Ausblick........................................................................................................... 100

Anhang........................................................................................................................................................... 103

Literatur......................................................................................................................................................103

Beschreibung des erstellten IGART-Toolkits............................................................................................109

B.1 Das Pre-Sorter-Modul.................................................................................................................... 109

B.2 Das T-Index-Modul........................................................................................................................110

B.3 Das Fuse-It-Modul......................................................................................................................... 111

B.4 Systemvoraussetzungen................................................................................................................. 111

Verzeichnisse............................................................................................................................................. 113

C.1 Abbildungsverzeichnis...................................................................................................................113

C.2 Tabellenverzeichnis........................................................................................................................115

C.3 Abkürzungsverzeichnis.................................................................................................................. 116

Erklärung und Danksagung........................................................................................................................119

iv - INHALTSVERZEICHNIS

Kapitel 1

Einleitung und Motivation

1.1 Behandlung von Lungentumoren

Die allgemeinen Tumorbehandlungskonzepte sind mindestens ebenso vielfältig wie die Orte und

Arten der auftretenden Tumoren. Grundsätzlich gibt es aber in der Krebstherapie immer

chirurgische, chemotherapeutische und strahlentherapeutische Ansätze. Es sollten im Rahmen

dieser Arbeit spezielle Methoden und Verbesserungen untersucht werden, die auf der

Strahlentherapie basieren und dort existierende Therapiekonzepte unter Umständen verbessern

helfen. Dabei stehen Tumore im Thoraxbereich und insbesondere in der Lunge im Vordergrund.

1.1.1 Die 3DCRT-Methode zur Bestrahlung von Lungentumoren

Die ursprüngliche Standardmethode zur Bestrahlung von Lungentumoren ist die so genannte

3DCRT. Für diese Bestrahlungstechnik wird auf ein normales Planungs-CT ein normaler

Mehrfelderbestrahlungsplan inklusive einer rechnerischen Dosiskontrolle erstellt und in mehreren

Fraktionen, typischerweise drei, bestrahlt. Dabei beginnt das Ablaufschema mit der Erstellung eines

normalen Planungs-CTs. Zu diesem Zweck wird ein Spiral-CT-Protokoll oder ein ein anderes

einfacheres Steady-Scanning-Protokoll angewendet, welches nur einen momentanen Einzelzustand

abbildet, weil keine weiteren Parameter der zeitlichen Veränderlichkeit in die Aufnahme eingehen.

5

6 – EINLEITUNG UND MOTIVATION

Aufgrund dieses Planungs-CTs wird anschließend die Zielvolumen- und Risikoorgandefinition

vorgenommen. Auf diese Zielvorgabe wird unter Berücksichtigung der Risikostrukturen ein 3- bis

5-Feldertherapieplan erstellt, der die entsprechend geringste Belastung von gesundem Gewebe zur

bestmöglichen Abdeckung der Planungszielvolumina mit entsprechend hoher Dosis beinhaltet.

Dazu werden im Planungssystem die Blenden, Gantry- und Kollimatorwinkel sowie die genauen

Kollimatoreinstellungen manuell angepasst. Nachdem der Planungsvorgang entsprechend der

medizinischen Vorgaben abgeschlossen ist, werden die Felder am Bestrahlungssimulator mit

keV-Röntgenstrahlung simuliert und auf der Haut des Patienten die jeweiligen Feldzentren

markiert. Anschließend wird der Patient mit den im Therapieplanungssystem errechneten

Monitoreinheiten bestrahlt. Zur genauen Dosisgabe ist es erforderlich, dass die

Lokalisationsunsicherheiten mit berücksichtigt werden. Zu diesem Zweck werden großräumige

Randvolumina dem eigentlichen Bestrahlungsziel zugeordnet. Die Größe der erwähnten

Sicherheitsrandzonen ist jedoch nur phänomenologisch aus dem Wissen des ärztlichen

Strahlentherapeuten motiviert. Insofern ist die 3DCRT zwar historisch gesehen die Grundlage für

alle heutigen Präzisionsbestrahlungen, jedoch sind die Unsicherheiten bei der Lagerung und auch

durch die Organbeweglichkeiten während der Bestrahlung nur eher ungenau abschätzbar. Weiterhin

machte diese Bestrahlungstechnik die weiterführenden Entwicklungen erst möglich.[33]

1.1.2 Die ESRT-Methode zur Bestrahlung von Lungentumoren

Die Extrakranielle Stereotaktische Radiotherapie (ESRT) ist eine der Methoden, die auf der 3DCRT

basiert, die bis heute eine sehr erfolgreiche Weiterentwicklung darstellt. Die entscheidenden

Neuerungen im Vergleich zur Vorgängermethode sind die Verbesserungen bei Lagerung und

Lokalisation. Weiterhin wird ein normales CT-Abbild vom Patienten erstellt, welches als

Planungsgrundlage für die zu erfolgende Therapie verwendet wird. Ein erster deutlicher

Unterschied findet sich jedoch bereits bei der CT-Aufnahme. Für eine ESRT wird der Patient in

einer Vakuummatratze fixiert auf den CT-Tisch gelegt. Diese Matratze ist eine einfache

wiederverwendbare Möglichkeit, den Patienten stets in der selben Position zu lagern. Dabei hat sie

gleichzeitig weder auf die CT-Bildgebung noch auf die eigentliche Bestrahlung einen Einfluss,

insofern die Matratze nur eine vernachlässigbare Menge der eingestrahlten Photonen absorbiert. Ein

weiterer Zusatzpunkt ist der stereotaktische Rahmen, der in einer zur Vakuummatratze festen

1.1.2 DIE ESRT-METHODE ZUR BESTRAHLUNG VON LUNGENTUMOREN – 7

Einstellung um den Patienten herum montiert wird. Dieser Rahmen besteht eigentlich nur aus den

jeweiligen Oberflächen eines an drei Seiten offenen Würfels mit einer Kantenlänge von 60 cm. Die

geschlossenen Seiten sind mit jeweils zwei Drähten versehen, von denen je einer parallel zur

Längsachse des Patienten verläuft, und der zweite den ersten als Flächendiagonale schneidet. Diese

Vorrichtung wird erwartungsgemäß in der CT-Aufnahme abgebildet und erlaubt eine genaue

Definition eines absoluten Nullpunktes, nämlich der Verbindung der Schnittpunkte der Drähte auf

den Einzelflächen*. Dieser so definierte Nullpunkt wird für die Bestrahlungsplanung ebenso wie

auch für die eigentliche Bestrahlung verwendet. Allerdings wird der Rahmen zur Bestrahlung nur

zum Einstellen des Tisches angebracht und während der Bestrahlungsvorgangs danach ohne

Rahmen stattfindet, um die – wenn auch geringe – Streustrahlung der Drähte zu vermeiden.

Aufgrund dieser deutlich verbesserten Lagerungs- und Nullpunkteinstellung kann man erstmals die

Randsäume in unterschiedliche Bereiche echt separieren und anschließende Untersuchungen zur

Verkleinerung eines jeden einzeln durchführen. So wird in der Therapieplanung für eine ESRT

zuerst der Tumor selbst als Ziel eingezeichnet. Dieses Volumen wird als Gross Tumor Volume

(GTV) bezeichnet. Darum wird ein Randsaum gelegt, der die Lagerungsungenauigkeit und die im

CT-Abbild nicht sichtbaren Tumorrandstrukturen beinhaltet. Zu diesen Tumorrandstrukturen

gehören je nach Tumorart mehr oder weniger fadenförmige Auswüchse, die zu einem Befall von

Blut- und/oder Lymphgefäßen führen kann, auch wenn der eigentliche Haupttumor zerstört wurde.

Aus einem solchen Befall könnten sich dann im späteren Verlauf noch Metastasen oder andernorts

neue Tumoren bilden. Das durch diesen Schritt gewonnene Zielvolumen wird Clinical Target

Volume (CTV) genannt, und es enthält somit die Möglichkeiten für eine interfraktionelle

Zielbeweglichkeit. Im nächsten Schritt wird die intrafraktionelle Zielbeweglichkeit abgedeckt. Dazu

wird ein weiterer Randsaum um das CTV gelegt, so entsteht das Planning Target Volume (PTV).

Dieses ist nun das Volumen, auf das die jeweils einfallenden Photonenstrahlen ausgerichtet werden

sollen, um im Inneren zu einer Dosisdeposition zu führen. Diese Deposition erfolgt durch die

Wechselwirkung der bestrahlten Materie mit dem einfallenden Strahl; es handelt sich also vom

rechnerischen Standpunkt aus um ein nichttriviales Problem. Einerseits werden die Photonenfelder

durch ebendiese Wechselwirkung in ihrer Intensität für dahinterliegende Punkte in ihrem

Strahlengang geschwächt, andererseits findet die eigentliche Dosisdeposition eben auch durch die

losgeschlagenen Sekundärelektronen statt, deren kinetische Energie ebenfalls zur

Gewebezerstörung beiträgt. [1],[2],[3],[5],[6]

* Dadurch, dass sich die Drähte im 45°-Winkel schneiden, lässt sich sonst (i.e. außerhalb des Nullpunkts) der Abstand

zum Schnittpunkt aus dem Abstand der Schnittpunkte beider Drähte mit der Fläche der CT-Schicht bestimmen.


1.1.3 IMRT in der Lunge

Das IMRT-Konzept steht für eine hohe Dosiskonformität im Zielvolumen und dabei einer

gleichzeitig maximalen Schonung des tumorumgebenden Gewebes sowie der Risikoorgane durch

die Möglichkeit, hohe Dosisgradienten am Rand der Zielvolumina zu erreichen. Die Abkürzung

IMRT bedeutet Intesity Modulated Radiotherapy (Intensitätsmodulierte Strahlentherapie). Eine

Tumortherapie nach diesem Schema verläuft im Prinzip ähnlich einer ESRT, allerdings werden

IMRT-Bestrahlungen insbesondere im HNO- und Kopfbereich wegen den extrem präzisen

Patientenlagerungsmöglichkeiten angewendet; gleichzeitig finden bei der IMRT eine Vielzahl von

Einzelfeldern im Bestrahlungsplan ihre Anwendung. Diese IMRT-Einzelfelder, auch Segmente

genannt, werden errechnet, indem eine automatische Planoptimierung stattfindet. Dazu wird ein

geeignet scheinender Mehrfelderplan erstellt und dem Optimierungsalgorithmus übergeben. Dieser

errechnet entsprechend einer zugrundeliegenden Optimierungfunktion eine Feldfluenz für die

Dosisvorgabe unter Berücksichtigung der einzelnen Einstrahlrichtungen. Eine solche Feldfluenz

muss anschließend noch segmentiert werden, also einem Vorgang unterzogen werden, der die

Fluenz in eine Vielzahl von Einstrahlsegmenten unterteilt. Aus diesen einzelnen

Einstrahlsegmenten wiederum setzt sich die Dosis entsprechend der Planvorgabe zusammen. Dabei

fällt auf, dass es eine Vielzahl von Segmenten gibt, die nicht zentral angeordnet sind. Gleichzeitig

kommt bei dieser Bestrahlungstechnik stärker als in einfacheren Techniken der Fakt zur Geltung,

dass die deponierte Dosis kumulativ ist. Jedoch muss eben bei der Kumulation der Gesamtdosis bei

einem IMRT-Bestrahlungsplan auch die gesamte Bestrahlungszeit in Betracht gezogen werden.

Dabei darf eine Einzelfraktion nicht erheblich länger dauern als ungefähr 40 Minuten, um einer

Erholung des Zielgewebes noch während der Bestrahlungszeit vorzubeugen. Deshalb ist es bei der

IMRT auch besonders wichtig, nicht zu kleine Segmentgrößen zuzulassen, um die Bestrahlungszeit

nicht länger als die Maximalzeit werden zu lassen. Gleichzeitig ist diese Einschränkung auch

erforderlich, weil ein MLC oder microMLC naturgemäß nur eine endliche Ortsauflösung in

Isozentrumsebene erzeugen kann. Insofern bietet sich bei Erstellung eines IMRT-Plans nach der

Segmentierung ein zusätzlicher Reoptimierungsschritt an, bei dem auf sehr kleine und gering

gewichtete Segmente testweise verzichtet wird, und gleichzeitig die aus der endgültigen Summe der

Einzelsegmente resultierende Dosisverteilung nochmals rechnerisch überprüft wird.

1.1.3 IMRT IN DER LUNGE – 9

Jetzt stellt sich im Fall einer Thoraxbestrahlung natürlich die Frage, inwiefern eine IMRT sinnvoll

sein könnte. Zuerst scheint es viel zu aufwändig und problematisch, die Tumorbeweglichkeit

aufgrund der Atemtätigkeit mit dieser Präzisionsmethode zu vereinen. Aber auf der anderen Seite

würde der Gewinn an Dosiskonformität und Schonung von gesundem Gewebe diesen Aufwand

sicher rechtfertigen. Es gibt auch durchaus Ansätze, thorakale Tumoren mit einer solchen Methode

zu bestrahlen. [16],[30]

Das nach wie vor größte Problem einer IMRT-Bestrahlung ist jedoch der extreme Aufwand und die

langen Bestrahlungszeiten. Der zusätzliche Aufwand liegt bei der deutlich umfangreicheren

Planung, einer speziellen Film- und Absolutdosisverifikation und dem Anpassen individuellen

Zubehörs. Deswegen muss schon allein aus Gründen der Resourceneinteilung genau abgewägt

werden, wann eine IMRT einen deutlichen Vorteil für den Patienten bringt, oder wo sie nur eine

zusätzliche Belastung für ihn darstellt, ohne dabei wirklich etwas am Bestrahlungsergebnis

verbessern zu können.

1.2 Probleme bei der Lungenbestrahlung

1.2.1 Ungenauigkeiten der verwendeten Dosisalgorithmen

Die verwendeten Dosisalgorithmen haben jeder für sich gewisse Unzulänglichkeiten, die bei der

klinischen Anwendung in ihrer Fehlerqualität und -quantität gegen die benötigten Rechenzeiten

abgewogen werden müssen. Grundsätzlich kann man zwar sagen, dass längere Rechenzeit mit einer

höheren Genauigkeit einhergeht; auf der anderen Seite bedeutet aber eine hohe Genauigkeit nicht,

dass man entsprechend länger auf ein Ergebnis warten muss. Ein Beispiel soll diesen

Zusammenhang verdeutlichen. Der wahrscheinlich meistverwendete Planungsalgorithmus ist nach

wie vor der Pencil-Beam-Algorithmus. Die Dosisberechnung dauert damit für einen einfachen

Bestrahlungsplan zwischen ca. 2 und 8 Minuten. Genauere Zeiten lassen sich nur schwer

angeben,weil oft die tatsächlich benötigten Zeitspannen aufgrund der Komplexität der eigentlichen

Rechnung bei gleichzeitig geringer Informationsdichte in der Anzeige beim Planungssystem dafür

nicht ausgelegt sind. Für die normale Anwendung ist das auch gar nicht wünschenswert, da das für

einen klinischen Benutzer relativ irrelevante Informationen sind, die nur vom Wesentlichen


ablenken könnten. Für den gleichen Plan benötigt der Collapsed-Cone-Algorithmus bereits deutlich

länger, nämlich ca. 7 bis 16 Minuten. Eine Monte-Carlo-Rechnung mit XVMC würde bei

1-prozentiger Rechengenauigkeit wiederum länger brauchen, nämlich ca. 20 bis 30 Minuten. Wenn

nur die Rechenzeit der ausschlaggebende Faktor für die Wahl eines Dosisberechnungsalgorithmus

wäre, bräuchte man weder Collapsed-Cone noch XVMC. Da schließlich aber auch die Genauigkeit

der dargestellten berechneten Dosis eine noch sehr viel höhere Priorität in der Beurteilung als die

schiere Rechenzeit hat, muss eben insbesondere diese Genauigkeit bei einem Vergleich

berücksichtigt werden. Was nun die bekannten Ungenauigkeiten der einzelnen Dosisalgorithmen

betrifft, so kann man einerseits feststellen, dass – ganz allgemein gesprochen – der

Pencil-Beam-Algorithmus der ungenaueste, der XVMC-Algorithmus hingegen der genaueste der

verwendeten Algorithmen ist. Hauptsächlich der Pencil-Beam-Algorithmus hat deutliche Probleme

bei der Darstellung des Dosisgradienten am Rand des Strahlengangs, aber auch beim

Collapsed-Cone-Algorithmus sind eben dort kleine Ungenauigkeiten festzustellen. Diese Probleme

rühren daher, dass die laterale Streuung der Sekundärteilchen nur ungenügend (im Fall des

Collapsed-Cone-Algorithmus) bis gar nicht (im Fall des Pencil-Beam-Algorithmus) bei der

Elementarstrahlmodellierung berücksichtigt werden. Die jeweiligen Unzulänglichkeiten machen

sich beim Pencil-Beam-Algorithmus durch eine zu scharfe Kante, das heißt einen sehr viel zu hohen

Gradienten am Rand des Strahlengangs bemerkbar, beim Collapsed-Cone-Algorithmus durch eine

"Dosisverwischung", die zu einer etwas unterschätzten Maximaldosis im Zentralbereich des

Strahlengangs führt. Um die Abweichung bei einer Rechnung mit dem CC-Algorithmus

auszugleichen, kann aber beispielsweise auf eine Reskalierung der berechneten Monitoreinheiten

zurückgegriffen werden. Für den Monte-Carlo-Algorithmus sind bei genügend großer statistischer

Genauigkeit (in der Praxis hat sich ungefähr 1 % als gut bis sehr gut tauglich erwiesen) nur sehr

geringe Abweichung von gemessenen Dosisverteilungen festzustellen. Es wird in der Fachliteratur

eigentlich nur von einer speziellen Versuchsanordnung berichtet[9], bei der geringe Abweichungen

zwischen gemessener und berechneter Dosis bei der Verwendung von XVMC bemerkbar ist,

nämlich dem Übergang von radiologisch wasseräquivalentem Material auf radiologisch

luftäquivalentes bzw. lungenäquivalentes Material in Einstrahlrichtung. Dort zeigt sich hinter dem

Übergang etwas, dass einem extrem geringen Aufbaueffekt ähnelt, welcher in der Realität nicht

vorhanden ist. Ansonsten wird bei einer XVMC-Dosisberechnung der Transport und die Streuung

der Einzelteilchen simuliert, was zu einer extrem realitätsnahen Abbildung der realen

Dosisverteilung führt. Dazu trägt auch die hohe Anzahl der simulierten Anfangspartikel bei, die bei

1-prozentiger Rechengenauigkeit und einem Strahlenfeld von ungefähr 100 cm² bei einer Zahl von

1.2.1 UNGENAUIGKEITEN DER VERWENDETEN DOSISALGORITHMEN – 11

schätzungsweise 500 000 bis 1 000 000 liegt. Zusätzlich werden dabei die einzelnen

Teilchen-Histories noch 45mal bis 75mal wiederholt, um eine zusätzliche statistische Sicherheit zu

erlangen. [4],[7],[8],[9],[10]

1.2.2 Verwendung von 6 MV- oder 15 MV-Photonenenergien zur Bestrahlung

thorakaler Zielvolumina

Nach den derzeitigen Ansichten und Empfehlungen[5],[6],[40] werden im Allgemeinen für eine

Lungen- oder Thoraxbestrahlung 6 MV-Felder verwendet. Der Grund dafür liegt in der stärkeren

lateralen Streuung der Photonenstrahlung in Körperregionen mit hohem Weichteilanteil, wie es in

der Lunge der Fall ist. Trotz allem ist diese Ansicht deshalb schon nicht unumstritten, weil dafür die

Reichweite höherenergetischer Photonenfelder bis zur maximalen Dosisdeposition im Gewebe

deutlich größer ist, und schon deshalb die nötige Einstrahlzeit zum Erreichen einer gegebenen Dosis

bei größeren Zieltiefen geringer ausfällt. Außerdem erlaubt eine höhere Reichweite auch

gleichzeitig eine höhere Dosiskonformität in tieferliegenden Zielvolumina bei gegebenenfalls

weniger Haupeinstrahlrichtungen. Um den tatsächlichen Photonen- und Sekundärteilchentransport

in Lungengewebe möglichst genau modellieren zu können, sollte XVMC verwendet werden. Zu

diesem Zweck erwies es sich als notwendig, das XVMC-eigene Strahlerkopfmodell VEFM für

15 MV-Photonenfelder zuerst einmal zu kommissionieren, da sonst keine Dosisberechnung mit

dem gesamten 15 MV-Spektrum möglich gewesen wäre.

1.2.3 Zielbeweglichkeit

Die Beweglichkeit des Bestrahlungsziels stellt offensichtlich aufgrund der Atem- und Herztätigkeit

gerade bei thorakalen Tumorbestrahlungen eine nicht zu vernachlässigende Problematik dar. Dafür

existieren bereits einige Lösungsansätze in der Literatur zusätzlich zu den gültigen

Bestrahlungsempfehlungen; diese Empfehlungen und Ansätze sollen hier näher erläutert werden.


1.2.3.1 Extended Margin

Um die Zielbeweglichkeit besser zu berücksichtigen, wurde die Extended-Margin-Methode

entwickelt. Dabei wird der Randsaum eines bewegten Zielobjekts erweitert, entsprechend der

Objektbeweglichkeit. Die Breite dieser Erweiterung wird vom Arzt phänomenologisch anhand

seiner persönlichen Einschätzung des individuellen Tumorherdes, der individuellen

Tumorhistologie und entsprechenden ärztlichen Empfehlungen aus medizinischen Studien

festgelegt. Es gibt prinzipiell die Möglichkeit, entweder das eigentliche PTV beim Einzeichnen

bereits mit dem entsprechenden Randsaum zu versehen, oder eine zusätzliche Hilfsstruktur als

Zusatzmargin des Ziels zu definieren. Da Letzteres auch im Multi-Margin-Konzept, dem Thema des

nächsten Abschnitts, behandelt wird, wird hier nicht weiter speziell darauf eingegangen. Die

Variante, das ursprüngliche PTV beim Einzeichnen bereits um eine gewisse Ausdehnung zu

vergrößern, erfordert vom behandelnden Arzt ein großes Spezialistenwissen, was die genauen

Tumorgrößen einerseits und die wahrscheinliche Beweglichkeit am gegebenen Ort andererseits

betrifft. Selbst wenn diese Voraussetzungen perfekt erfüllt sind, bleibt stets das Restrisiko, dass sich

im realen Patienten individuell im Nachinein alles ganz anders als in der Theorie verhält, und dass

durch die Beweglichkeit ein Teil des Tumors unterdosiert oder ein großer Teil gesunden Gewebes

unnötig überdosiert wird. Weiterhin wird auf eine so gewonnene Randstruktur insbesondere in

Gewebeumgebungen mit geringer Dichte auch einen weiteren Zweck zu erfüllen haben, nämlich

den, dass sich eine eingestrahlte Dosis aufgrund der höheren lateralen Reichweite von

Sekundärteilchen in Materialien mit geringer Dichte zum Rand des Strahlengangs abschwächt. Das

heißt im konkreten Fall bei einem Lungentumor, dass ein eingestrahltes Photonenfeld stets einen

geringeren Dosisgradienten am Rand seines Strahlengangs erzeugt, als ein beispielsweise

vergleichbares Feld bei einem Beckentumor, weil die Dichte des umgebenden Materials beim

Zweiten höher ist, was zu einer geringeren Reichweite der lateralen Sekundärteilchen führt. Also

wird einem erweiterten PTV auch die Aufgabe zukommen, dass damit die abfallende Randdosis

ausgeglichen wird. Eine Bestrahlungsplanungsvorgabe für ein solches Extended-Margin-PTV sieht

dann im Lungenfall so aus, dass bei der Normierung auf eine volle Dosisgabe, z.B. 60 Gy, auf den

Rand der Planungsstruktur PTV mindestens 60 % der Gesamtdosis, also 36 Gy, gegeben werden

sollen. Eine solche Vorgabe berücksichtigt dann die geringere Aufenthaltswahrscheinlichkeit des

eigentlichen Tumors im Randbereich des markierten Zielvolumens genauso wie die planerische

Unmöglichkeit, die Dosis außerhalb eines Zielvolumens in der Lunge extrem steil abfallen zu

1.2.3.1 EXTENDED MARGIN – 13

lassen.[5]

1.2.3.2 Multi-Margin-Konzept

Das Multi-Margin-Konzept folgt logisch und historisch dem Extended-Margin-Konzept. Jedoch

wird die Strukturdefinition quasi klassisch durchgeführt, und im PTV (wenn überhaupt vorhanden,

ansonsten im CTV) wird keine spezielle Randerweiterung berücksichtigt. Dafür bleibt die

Dosisvorgabe bei den vollen 100 %, dem entsprächen also 60 Gy im angesprochenen Beispiel. Um

die realen Möglichkeiten der Dosisdeposition und die Aufenthaltswahrscheinlichkeiten des

Bestrahlungsziels zu berücksichtigen, werden jetzt Hilfsstrukturen um das eigentliche Planungsziel

gelegt, in denen dann entsprechend einer Extended-Margin-Dosisverordnung ein gewisser

Dosisabfall zugelassen wird. Weil es sich dabei um meist mehrere Strukturen handelt, wird dieses

Konzept so bezeichnet. Einen weiteren Vorteil bringen solche zusätzlichen Hilfsstrukturen mit sich,

wenn man zusätzlich eine Schonung von Risikoorganen erreichen will. Dann kann man in einer

solchen Hilfsstruktur den Dosisgradienten entsprechend der maximalen Belastung eines

benachbarten Risikoorgans anpassen. Vorteilhaft ist dabei weiterhin ein solcher Dosisabfall mit

leicht erhöhter Dosis im Tumorzentrum aus dem Grund, dass im Inneren eines Tumors die

Sauerstoffsättigung des Gewebes geringer ist als am Rand, und deshalb der Tumor im Zentrum

weniger strahlenempfindlich ist. Dieser Effekt, Hypoxie genannt, rührt daher, dass das Wachstum

der Tumorzellen trotz der Stimulation des Blutgefäßwachstums durch die Krebsherde deutlich

schneller ist als normales Körperwachstum, was zwar für eine halbwegs ausreichenden

Sauerstoffversorgung der Außenzellen eines Tumorzellhaufens ausreicht, jedoch nicht für eine

genügende Versorgung der Zellen im Innern. Auf diese Tatsache zielt unter anderem auch die

Fraktionierung der Gesamtbestrahlung hin. Man erreicht damit, abgesehen von einer besseren

systematischen Schonung des Patienten, auch gewissermaßen eine Abschälung der äußeren

Tumorschichten und das Bloßlegen der inneren. Diese werden dann bis zur folgenden Fraktion

besser mit Sauerstoff versorgt, was zum Bestrahlungszeitpunkt dann wiederum zu einer höheren

Strahlenempfindlichkeit der entsprechenden Tumorbereiche führt. Nichtsdestotrotz sind auch im

Fall des Multi-Margin-Konzepts die eigentlichen Randsäume immer noch von der subjektiven

Einschätzung des Arztes abhängig, obwohl die Dosisdeposition deutlich besser als im

herkömmlichen Fall gesteuert werden kann.


1.2.3.3 Bewegungshemmung

Ein völlig anderer Ansatz, die Tumorposition möglichst exakt zu definieren, ist, die eigentliche

Beweglichkeit im Patienten, die zu der unerwünschten Tumorbeweglichkeit führt, einzudämmen.

Dafür gibt es wieder mehrere Ansätze, die hier aber nur kurz angesprochen werden sollen, weil sie

alle zu einer zumindest unangenehmen Erfahrung während der eigentlichen Bestrahlung für den

Patienten führt und auch für diese Arbeit nicht von Relevanz sind, da sie eher medizinische

Probleme aufwerfen. Die einfachste Methode ist zweifellos der Abdomenstempel, eine Vorrichtung,

die großflächig und unter konstantem Druck auf die Bauchdecke des Patienten gesetzt und dort für

die Planungs-CT-Aufnahme und auch später für die eigentliche Bestrahlung fixiert wird. Dieser

Stempel führt zu einer verminderten Atembewegung im Patienten durch eine Einschränkung der

freien Beweglichkeit des Zwechfells, ist aber deutlich besser für Lebertumorbestrahlungen als für

thorakale Bestrahlungen geeignet, da sich der Thorax bei gesetztem Stempel deutlich stärker hebt

als ohne ihn. Abgesehen davon kann diese Methode bei einigen Patienten Beklemmungszustände

oder ähnliches hervorrufen, ist also nur bedingt geeignet. Eine weitere Methode ist der so genannte

Sauerstoff-Jet[53]. Dafür wird der Patient unter Vollnarkose mit einem speziellen Tubus intubiert, in

dem ein Niedervolt-Hochfrequenz-Pol mitgeführt wird. Der Gegenpol ist weiter oberhalb am Tubus

in der Nähe des Kehlkopfs angebracht, so dass ein geringer Hochfrequenzstrom entlang der

Luftröhre fließt. Zusätzlich wird der Patient über den Intubationstubus nicht mit normaler Luft,

sondern mit einem hochprozentigen Sauerstoff-Gas-Gemisch beatmet, welches nur eine sehr

niedrige Strömungsgeschwindigkeit im Tubus aufweist. Man hat festgestellt, dass die komplette

Atemtätigkeit für eine solche Anordnung unterbunden werden kann, allerdings zulasten der

Herztätigkeit, die eine extrem hohe Frequenz annimmt. Das Herz schlägt dann mit bis zu

200 Schlägen pro Minute, normal sind etwa 60 bis 80. Insofern ist diese Methode a priori absolut

ungeeignet für Patienten, die zum Lungentumor zusätzlich in irgendeiner Form eine

kardiovaskuläre Auffälligkeit zeigen oder entsprechend vorbelastet sind. Weiterhin ist der

Herzschlag an sich eine weitere Quelle für eine folgende Tumorbeweglichkeit, so dass man damit

beispielsweise bei Patienten mit relativ zentralen Tumorlokalisationen kaum einen bis gar keinen

Gewinn bezüglich einer Einschränkung der Tumorbeweglichkeit erzielen kann. Zu alledem stellt

selbstverständlich auch die Vollnarkose ein zusätzliches Risiko für den Patienten dar, so dass man

1.2.3.3 BEWEGUNGSHEMMUNG – 15

insgesamt gesehen in dieser Richtung momentan kaum einen Ansatz vermuten kann, die

Tumorbeweglichkeiten effektiv und gleichzeitig sicher einzuschränken. Weiterhin wurden auch

Versuche angestellt, bei denen die zu bestrahlenden Patienten trainiert wurden, entsprechend einer

in ihrem Sichtfeld vorhandenen zeitlich ablaufenden periodischen Kurve ihre Atmung bewusst zu

steuern. Das setzt aber mindestens eine gewisse Kooperation voraus und die zeitliche Möglichkeit,

den Patienten zu trainieren, was nicht bei jeder Bestrahlungsindikation gegeben ist. Außerdem

wurde bei einigen Patienten festgestellt, dass beispielsweise die Konzentration nachließ und damit

auch die Übereinstimmung der tatsächlich getätigten Atmung mit der vorgegebenen erwünschten

Atemkurve. Die ganze Methode zielt schließlich darauf ab, möglichst lange einen definierten

Atemzustand zu halten und nur in diesem Zeitintervall die Strahlenquelle einzuschalten. Diese

Methode stellt damit eine Art der Vorstufe zu den Triggered bzw. Gated Bestrahlungstechniken

dar. [36],[37],[49]

1.2.3.4 Bewegungsverfolgung bei der Bestrahlung

Ein weiterer Ansatz, die Zielbeweglichkeit zu kompensieren, ist eine Bestrahlungstechnik, bei der

die jeweiligen Einzelstrahlen der inneren Patientenbewegung, also der Zielbewegung nachgeführt

werden. Zu diesem Zweck gibt es einerseits die Möglichkeit, durch Echtzeitblenden- und -MLC-

Korrekturen stets das Ziel zu treffen, oder andererseits die Beweglichkeit durch Gegenbewegungen

der Patientenlagerung relativ zum Beschleunigerkopf[37],[52] auszugleichen. Zur Steuerung dieser

Ausgleichsbewegungen gibt es zwei Hauptansätze, zum Einen durch die eigentliche Messung des

Atembeweglichkeit während der Planung (zur Bewegungsdefinition) und der Bestrahlung (zur

Bewegungssteuerung) oder zum Anderen durch die Einstellung einer wahrscheinlich erscheinenden

sinusförmigen Bewegung auf das Ausgleichssystem. Für jede dieser Kombinationen ist eine

komplette 4-dimensionale Bestrahlungsplanung nötig. Ebenso ist es offensichtlich, dass eine

pauschale Überlagerung kaum den gewünschten Effekt erzielen wird, auch wenn das im

Experiment mit einem Phantom das ein sinusförmig angetriebenes Ziel enthält durchaus gut

funktioniert. Jedoch müsste selbst bei bester Anpassung der periodischen Ausgleichsfunktion an die

tatsächliche Atemtätigkeit des Patienten das Ergebnis mit Argwohn betrachtet werden, weil das

biologische System sich nie ganz periodisch verhält. Weiterhin stellt sich die Frage nach der

Aufzeichnungsmethode zur Definition der inneren Beweglichkeit. Es gibt Ansätze, die das

Atemströmungsgeschwindigkeit und -richtung mit Hilfe eines Spirometers messen, wohingegen


andere Methoden aus Messungen am Patientenäußeren auf eine innere Beweglichkeit zu schließen

versuchen. Dazu werden inzwischen zum Beispiel Brustgurte angeboten, die mit einem Gas gefüllt

sind, welches bei einer großen Thoraxausdehnung durch die Gurtdehnung eine messbare

Drucksteigerung erfährt. Aufgrund der Messung dieser Druckerhöhung wird eine Funktionskurve

erstellt, die zur Beweglichkeitssteuerung der Ausgleichsbewegung verwendet wird. Eine andere

Methode verwendet Markierungen auf der Körperoberfläche des Patienten, die von einem

Stereokamerasystem erfasst werden und aus deren Bewegung im Raum die innere

Atembeweglichkeit abgeleitet wird. Dabei ist es allerdings stets zu beachten, dass die Messung von

äußeren Beweglichkeiten nie eine absolut sichere Aussage über die Verhältnisse im Inneren des

Patienten zulassen.

Die Triggered und Gated Ansätze sind jedoch grundsätzlich viel versprechend. Um einer

Verwirrung bei der Verwendung dieser Begriffe vorzubeugen, wird hier versucht eine möglichst

klare Abgrenzung vorzunehmen, die für diese Arbeit Gültigkeit haben soll. Es wird versucht,

aufgrund des kombinierten Ansatzes von Korreman et al.[35] diese Trennung zu definieren. Bei der

Triggered-RT soll es sich um ein Bestrahlungsmodell handeln, bei dem die Strahlung jeweils für

einen vorher anhand der 4D-CT-Auswertung und -Planung definierten individuellen Zeitraum

eingeschaltet bleibt, nachdem die Atemkurve eine gewisse Schwelle oder Form einmal erreicht hat,

die einer relativen und definierten Beweglichkeitsamplitude im Zielbereich mit großer

Wahrscheinlichkeit vorangeht. Im Gegensatz dazu wird bei der Gated-RT ein ebenso definiertes

entsprechendes Fenster in der Atemkurve bestimmt, für das im 4D-Planungs-CT eine geringe

Beweglichkeit erkennbar ist. Außerhalb dieses Fenster wird nicht bestrahlt, innerhalb entsprechend

der Bestrahlungsplanungsdefinition schon. Wie schon der Literaturverweis vermuten lässt, wird

häufig eine kombinierte Methode verwendet; jedoch ist es in den meisten Fällen zumindest so, dass

die Benennung etwas willkürlich erscheint. Deswegen ist in der vorliegenden Arbeit meist von

beiden Methoden gleichzeitig die Rede. Die Verwendung dieser Begriffe soll des weiteren wertfrei

bezüglich der Art und Weise der Aufnahmemethode der zu Grunde liegenden Atemkurven

geschehen.

1.2.4 SPEZIELLE PROBLEME DER CT-BILDGEBUNG – 17

1.2.4 Spezielle Probleme der CT-Bildgebung

1.2.4.1 Bewegungsartefakte im CT-Abbild

Auch bei der Bildgebung durch das CT können bereits Fehler und Ungenauigkeiten auftreten, die

beispielsweise auf die Atemtätigkeit des Patienten zurückzuführen sind, oder auf andere unbewusste

innere Beweglichkeiten. Bei der Betrachtung eines Einzelbilds muss immer bedacht werden, dass es

sich einerseits um eine Rekonstruktion aus rotationswinkelabhängigen Einzelschwächungen handelt

und andererseits, dass die gesamte Aufnahmezeit für eine Einzelschicht deutlich höher ist als

beispielsweise für eine Fotografie. Allein aus der Aufnahmezeit ist direkt ersichtlich, dass die

Bildschärfe begrenzt sein muss, wenn bewegte Objekte mit einem CT aufgenommen werden. Zwar

hat sich aufgrund der technischen Entwicklung die maximal mögliche Aufnahmegeschwindigkeit

seit den Anfängen der CT-Bildgebung deutlich erhöht, jedoch dauert die Aufnahme einer

Einzelschicht immer noch Zeiten in der Größenordung von 1 Sekunde. Beim normalen

CT-Abtasten eines Objekts oder Patienten muss stets eine größere Anzahl an Einzelschichten

aufgenommen werden, so dass sich die Beweglichkeit aufgrund der Atemtätigkeit auch auf den

Anschluss benachbarter Schichten auswirkt. Man erhält somit eine Gesamtaufnahme, deren

Einzelbilder an verschiedenen Orten und zu verschiedenen Zeiten konsekutiv aufgenommen

wurden. Diese Grundbedingung trägt ebenfalls zu der Unschärfe im endgültigen CT-Bild bei, weil

bei der Rekonstruktion die Schichten einfach aneinander gefügt werden ohne Atem- oder

Herztätigkeit zu berücksichtigen.[46]

1.2.4.2 Dynamische CT-Aufnahmen (4D-CT)

Ein weiterer Fortschritt bei der CT-Aufnahmetechnik ist die Entwicklung des Multizeilen-

Computertomographen. Dieser erlaubt die gleichzeitige Aufnahme von mehreren Schichten und

macht so überhaupt erst eine sinnvolle 4-dimensionale CT-Darstellung möglich. Ein 4D-fähiges

Mehrzeiler-CT hat eine maximale Dicke des gleichzeitig abtastbaren Volumens. Diese

Einschränkung rührt daher, dass der Gesamtmasse des rotierenden Aufnahmesystems mechanische

Grenzen gesetzt sind. Dieses Aufnahmesystem enthält die Röntgenröhre und auf der

gegenüberliegenden Seite eine Zeile (beim Mehrzeiler: mehrere) von Halbleiterdetektoren. Die


Detektorzeilen sind dabei auf einem kreisförmigen Bogensegment angeordnet, dessen Mittelpunkt

am Ort der Röntgenquelle liegt. Die verwendete Röntgenröhre sendet ihre Strahlung fächerförmig

in Richtung der Detektoren aus, die sonstigen Raumrichtungen sind abgeschirmt. Außerdem muss

die Kühlung der Röhre sichergestellt sein; dafür werden mehrere Ansätze gleichzeitig angewendet,

eine schnelle Kathodenrotation und ein Flüssigkeitskühlsystem, welches die heiße Kathode nach

dem Elektronenbeschuss und dem Wegrotieren des Brennpunkts wieder herunterkühlt. Die

Stromversorgung aller Bauteile sowie die Signalübertragung von den Detektorzeilen muss über

rundum laufende Schleifkontakte bewerkstelligt werden. Bereits diese Anordnung schränkt die

maximale Rotationsgeschwindigkeit der Aufnahmeeinheit ein, weil deren Gesamtmasse nicht

unerheblich ist, und die Kontaktstellen ihrerseits auch nur eine maximale Schleifgeschwindigkeit

erlauben. Um mit einem solchen Mehrzeilergerät eine 4D-CT-Aufnahme zu erstellen, wird an der

gewünschten Position der Tischvorschub auf Null gesetzt und ein zeitlich begrenzter Dauerscan auf

allen Zeilen durchgeführt. Dabei werden die entstehenden Einzelbilder zuerst zeilenweise

nacheinander, in zweiter Sortierordnung zeitlich nacheinander angeordnet. Da jedes gespeicherte

Einzelbild die Patientenposition – respektive Tischposition – in allen drei Raumrichtungen und

zusätzlich auch den Erstellungszeitpunkt enthält, ist im Nachhinein eine 4-dimensionale

Betrachtung, also eine Beurteilung der Aufnahme an jedem Einzelschichtort zu jeder Aufnahmezeit

möglich.

Zusätzlich sollen noch kurz die Eigenschaften des verwendete Siemens-CTs1 erwähnt werden. Das

Sensation Open besitzt einen Gantyöffnungsdurchmesser von 80 cm und eine

Gantryrotationsgeschwindigkeit von 1 s-1. Die große Öffnung ist inzwischen ein wichtiges

Merkmal, da ein immer größer werdender Anteil der Patienten eine überdurchschnittliche

Leibesfülle besitzen. Die Beschleunigungsspannung der Röntgenröhre ist stufenweise im Intervall

von 80 bis 140 kV einstellbar. Die zeitliche Auflösung liegt bei den erwähnten 1 s-1, könnte aber

prinzipiell durch den (kostenspieligen) Erwerb von Zusatzoptionen auf bis zu 4 s-1 erhöht werden,

Jedoch sind diese Erhöhungen auch mit einem Qualitätsverlust bei den rekonstruierten Bildern

verbunden, weil dann im schnelleren Fall ein Bild bereits aus einer halben Gantryrotation

rekonstruiert würde. Genaueres zur Funktionsweise von Computertomographen findet sich im

2. Kapitel im entsprechenden Unterabschnitt (2.6.2) zu diesem Thema.[12]

1 SIEMENS Somatom Sensation Open 80, Steuerungssoftware: SIEMENS SynGo, erweiterte Steuerung über:

SIEMENS Coherence Console

1.2.4.2 DYNAMISCHE CT-AUFNAHMEN (4D-CT) – 19

1.2.5 Das ITV-Konzept aus der ICRU 62

Die International Commission on Radiation Units and Measurement (ICRU) bringt in regelmäßigen

Abständen Empfehlungs- und Bewertungsschriften zu verschiedenen Themen heraus, einige sind

insbesondere für die Strahlentherapie relevant. Ein allgemeingültiges Werk ist die

ICRU 62 (Supplement to ICRU Report 50)-Richtlinie [5], [6]. Darin werden unter anderem

Therapiekonzepte für Tumoren vorgestellt und empfohlen, die in bewegtem Umgebungsgewebe

liegen. Dabei zielt diese Richtlinie auf den Versuch ab, möglichst die Bestrahlungsqualität

international einheitlich zu gestalten. Ein besonders für diese Arbeit interessantes Konzept verbirgt

sich hinter dem Kürzel ITV, das sich auf das Internal Target Volume bezieht. Dieses Volumen

beschreibt das normale klinische Zielvolumen (CTV) plus einen zusätzlichen Randsaum, der die

möglichen Bewegungen zwischen den Bestrahlungsterminen und während der Bestrahlungszeit mit

einschließen soll. Somit wird eine tatsächliche Separation der Bewegung des Ziels von den

Lagerungsungenauigkeiten erreicht. Klassisch gab es dafür keine spezielle Vorgabe, so dass jede

Abteilung eine eigene Methode mit jeweils unterschiedlichem Erfolg entwickeln musste.

Gleichzeitig werden in diesem Report auch Empfehlungen für die Dicke von Randsäumen für

Organbefall-Tumorart-Kombinationen geliefert, die auf den gesammelten Einzelerkenntnissen von

vielen Gruppen basieren. Der Ablauf einer solchen Planung wird im Hauptteil genauer behandelt.

Was die Umsetzung dieser Richtlinie betrifft, so werden die Zielvolumendefinitionen im nächsten

Kapitel ausführlicher erläutert. Jedoch wird momentan in der Klinik und Poliklinik für

Strahlentherapie des Klinikums der Universität Regensburg eine Abwandlung der

Vorgängerrichtlinie (ICRU 50) verwendet, bei der die Beweglichkeitskomponente nicht als

gesondertes Zielvolumen eingezeichnet wird, aber bei der Randsaumdefinition des CTVs zur

Erstellung des PTVs berücksichtigt wird. Die originale ICRU 62-Definition der Zielgebiete für die

Bestrahlungsplanung sieht aber wie folgt aus:


Abbildung 1.1: Zielvolumendefinition laut ICRU 62

[5],[6],[47]

1.2.6 Effekte der Zielbeweglichkeit auf die Dosisdeposition

Wie bereits bei Bortfeld et al.[16] beschrieben wurde, ist die Dosisdeposition von bestrahlten,

bewegten Zielvolumina nicht dermaßen gleichmäßig, wie sie im statischen Planungsfall im

Therapieplanungssystem aussieht. Vielmehr wird eine "verwischte" Dosisdeposition am und um

den eigentlichen Zielort erreicht, abhängig von der eigentlichen Zielbeweglichkeit. Gleichzeitig

ergibt die, relativ zur Periodendauer der Beweglichkeit lange Bestrahlungszeit, eben nur dieses

Verwischen und keine einseitige Über- oder Unterdosierung. Das heißt, dass man auf bewegte Ziele

– mit entsprechendem Randsaum geplant – durchaus auch eine IMRT anwenden könnte. Jedoch

stellt sich wieder die Frage, ob der Gewinn an Dosiskonformität derart groß ist, dass sich der

Aufwand für die Anwendung dieser Präzisionsmethode im Vergleich zu einer normalen

Bestrahlung mit abschätzbar gutem Ergebnis tatsächlich lohnt. Auch können Bewegungsartefakte

im Einzelfall die ganze Planung unbemerkt durcheinanderbringen. Insofern erfordert jegliche

Bestrahlung von bewegten Zielen jedenfalls eine besonders genaue Randsaumdefinition, die

möglichst den ganzen Tumor zu jeder Zeit mit Bestrahlungsdosis abzudecken versucht.

Kapitel 2

Material und Methoden

2.1 Derzeitiger Ablauf einer Thoraxbestrahlung als Extrakranielle

Stereotaktische Radiotherapie (ESRT)

Der derzeitige Ablauf einer thorakalen Bestrahlung mit hochenergetischen Photonenfeldern erfolgt

nach folgendem Schema:

• Planungscomputertomographie des Patienten im Lungenbereich

• Bestrahlungsplanung

• stereotaktische Bestrahlung

Bei der Aufnahme der Planungscomputertomographie (Planungs-CT) wird der Patient in eine

individuell angeformte Vakuummatratze gebettet, die dann für weitere Computertomographien und

für die eigentliche Bestrahlung verwendet wird, um eine möglichst genaue Patientenlagerung

sicherzustellen. Üblicherweise werden Vakuummatrazen in der Notfallmedizin eingesetzt. Sie

bestehen aus einer extrem strapazierfähigen PVC-Hülle, die luftdicht verschlossen ist und ein nicht

aufgeschäumtes Polystyrolgranulat enthält. Über ein Ventil kann die enthaltene Luft abgesaugt

werden, so dass sich die Granulatkörner aufgrund der großen Gesamtoberfläche gegenseitig

stabilisieren und eine feste Form entsteht. Wird die Form nicht mehr benötigt, wird das Ventil

einfach wieder geöffnet, und durch den Druckausgleich ist den Körnern wieder eine relativ freie

Bewegung möglich. Durch die verwendeten Materialien ist eine sehr gute Durchlässigkeit für

21

22 – MATERIAL UND METHODEN

Röntgen- und Gammastrahlung gewährleistet, d.h. die Matratze kann problemlos für CT und

Bestrahlung als Lagerungshilfe verwendet werden. Das Planungs-CT wird mit einer Schichtdicke

von 5mm als Spiralcomputertomographie unter Verwendung des Protokols

"Thorax_Erwachsener_(5mm)" bzw. bei Kindern "Thorax_Individuell_(5mm)" aufgenommen.

Die Bestrahlungsplanung erfolgt mit dem Therapieplanungssystem (TPS) Oncentra MasterPlan

(OTP). Das TPS wird verwendet, um einerseits eine optimale Photonenfelderanordnung bezüglich

der Winkel der Gantry des Linearbeschleunigers, des Multilamellenkollimator (MLC) am Kopf des

Linearbeschleunigers und des Patientenlagerungstisches einzugeben, andererseits um die

Feldanzahl, Feldform mit dem MLC, Photonenenergie und die Fraktionierung der Bestrahlung

bezüglich der vom Arzt verschriebenen Dosis zu bestimmen. Außerdem wird mit dem TPS die

Dosisverteilung aufgrund der Bestrahlungsanordnung und unter Zugrundelegung der

Patientenaufnahmen mittels eines auswählbaren Dosisberechnungsalgorithmus ermittelt. Diese

Dosisberechnug wird dann vom TPS direkt in Monitoreinheiten des Beschleunigers (MU) pro

Einzeleinstrahlrichtung umgerechnet. Die MU sind bei den Beschleunigern der Strahlentherapie des

Klinikms der Universität Regensburg auf eine Standarddosis, nämlich

(2.1)

geeicht. Dabei ist der Dichtezusatz so zu verstehen, dass die Kalibrierungsmessung mit einer

Feldgröße in Isozentrumsabstand von 10 cm·10 cm im wasseräquivalenten Plattenphantom

durchgeführt und dabei in der energietypischen Maximumstiefe im Zentrum des Strahls dieses

Dosisäquivalent (2.1) eingestellt wird. Diese Beschleunigerkalibrierung wird im Rahmen der

Qualitätssicherung überprüft, da die radiotherapeutische Dosisgabe mit einem Linearbeschleuniger

dem Medizinproduktegesetz (MPG) unterliegt. Diese Qualitätssicherungsmaßnamen finden in

jeweils unterschiedlichem Umfang arbeitstäglich, wöchentlich, viertel-, halb- und ganzjährlich statt,

so dass eine kontinuierlich gleiche Dosisgabe von dieser Seite sichergestellt werden kann.

Bei der Bestrahlungsplanung im TPS wird normalerweise im Planungs-CT der thorakale Tumor

vom Arzt als GTV (Gross Tumor Volume) eingezeichnet. Darauf wird ein Randsaum, der eine,

phänomenologisch aus der allgemeinen anatomischen Tumorlage, und aus der Patientenanatomie zu

erwartende Dicke in entsprechende Raumrichtungen aufweist, dazu gegeben und dann als CTV

(Clinical Target Volume) abgespeichert. Dieser Rand soll die Tumorbeweglichkeit aufgrund der

Lagerungsungenauigkeit und der intrafraktionellen Beweglichkeit kompensieren. In manchen

Fällen soll damit dann auch gleich die interfraktionelle Beweglichkeit, also beispielsweise die durch

100MU=1Gy ϱ=1 kgm3

∣DMax ,Zentralstrahl

2.1 DERZEITIGER ABLAUF EINER THORAXBESTRAHLUNG ALS EXTRAKRANIELLE STEREOTAKTISCHE RADIOTHERAPIE (ESRT) – 23

die Atemtätigkeit des Patienten hervorgerufenen Tumorbewegungen, ausgeglichen werden. Dieses

Vorgehen wird dann angewandt, wenn der behandelnde Arzt die Beweglichkeit des Tumors

aufgrund seiner Lage und Größe für eher gering hält. Ansonsten wird ein weiterer Randsaum zum

CTV hinzugefügt, welcher die maximale Amplitude der Tumorbeweglichkeit während der

einzelnen Bestrahlungsfraktionen umschließen soll. Weil sich innerhalb dieses Randsaums der

Tumor nur mit einer kleinen Wahrscheinlichkeit am äußeren Rand befindet, wird der bei diesem

Schritt – als PTV hinzugefügte – Randsaum mit einer Dosisvorgabe von 60 % bis 70 % der

Gesamtdosis bedacht, um gleichzeitig gesundes Gewebe zu schonen. Es gilt dabei innerhalb des so

gewonnenen PTVs, dass die Dosis dort mindestens diesen Anteil der Gesamtdosisgabe erreichen

muss. Dabei wird üblicherweise eine Gesamtdosis von 60 Gy vorgegeben, die in 3 Fraktionen

bestrahlt werden soll.[1],[2],[3]

2.2 Dosisberechnungsalgorithmen

2.2.1 Der Pencil-Beam-Algorithmus

Der Pencil-Beam-Algorithmus (wörtlich: "Nadelstrahlalgorithmus") verwendet eine Menge

ebensolcher einzelner Nadelstrahlen, um die Dosisdeposition im Patienten zu simulieren. Dabei

wird eine Primärquellenfluenz des Strahlerkopfes als Amplitude der finiten Einzelstrahlen

angewendet. Im Verlauf des Strahlengangs wird die Dosisdeposition als äquivalent zur

Strahlschwächung aufgrund einer im Wegintervall ds durchlaufenen durchschnittlichen Dichte

angenommen. Die jeweiligen Voxeldichten des Patienten-CT-Bildes werden aus einer stückweise

linearen Hounsfield-Dichte-Kalibration gewonnen:

ϱH'={−0,0081,033⋅H'0,1080,904⋅H'0,3300,685⋅H'0,5800,580⋅H'

} ∀H':{ H'0,8950,895H'1,1001,10H'2,381

2,381H'} (2.2)

wobei H' definiert ist als:

H'=1 H1000


Bereits aus der Nadelstrahlform der Elementarstrahlen ist direkt ersichtlich, dass der Algorithmus

ziemlich fehlerbelastet sein muss. Zum Einen fehlt gänzlich die Berücksichtigung einer eventuellen

lateralen Streuung, zum Anderen ist der Zusammenhang zwischen Schwächung von

Röntgenstrahlung und verursachender Dichte nicht linear, auch wenn im Dichtebereich des

menschlichen Körpers aufgrund des geringen Dichteintervalls aller vorkommenden Einzeldichten

fast eine Linearität zu beobachten ist. Der Effekt beim Vergleich von berechneter zu gemessener

Dosisverteilung ist besonders an den Feldkanten zu bemerken. Die deutlich unterschätzte

Lateralstreuung führt in der Realität zu einer erheblich weicheren Feldkante, als der

Pencil-Beam-Algorithmus berechnet hat.

2.2.2 Der Collapsed-Cone-Algorithmus

Der Collapsed-Cone-Algorithmus wird auch Konvolutionskernelalgorithmus genannt und stellt eine

deutliche Verbesserung zum Pencil-Beam-Algorithmus dar, insofern er auf einer anderen finiten

Elementstrahlform basiert, die bei der Dosisberechnung zu einer deutlich eher der Realität

entsprechenden Relativdosisverteilung führt. Es werden zwar weiterhin die finiten

Elementarstrahlen als gegeben hingenommen und auch die Dichte-Hounsfield-Konversion (2.2)

bleibt erhalten, jedoch entspricht die Form keineswegs mehr der von Nadelstrahlen. Es wird

vielmehr eine "Keulenform" der Elementarstrahlen angenommen. Dem "Griff" dieser "Keule"

kommt dabei die Funktion der einzelnen Elemtentarstrahlenquelle zu. Das bedeutet, dass im

Gegensatz zum Pencil-Beam-Algorithmus auch ein geringer lateraler Dosisdepositionsanteil bereits

bei der verwendeten Elementarstrahlform berücksichtigt wird. Die Keule wird dann als Ganzes in

ihrer Länge und in ihrem Durchmesser stückweise linear skaliert, entsprechend der

Durchschnittsdichte des passierten Volumenelements. Durch die rotationssymmetrische

Ausdehnung eines solchen Elementarstrahls wird auch die laterale Streuung berücksichtigt. Die

auftretenden Probleme des Collapsed-Cone-Algorithmus rühren von dieser linearen Skalierung und

der Problematik der tatsächlich angenommenen Größe des lateralen Anteils der Elementarstrahlen

her. Was diesen Anteil betrifft, so ist der Zusammenhang der lateralen Sekundärteilchenstreuung

keineswegs linear zur Dichte des entsprechenden Volumenelements. Der offensichtliche Nachteil

des Collapsed-Cone-Algorithmus ist, dass eine deutlich längere Rechenzeit zur Dosisberechnung

benötigt wird als bei der Verwendung des Pencil-Beam-Algorithmus. Aufgrund der Einschränkung

2.2.2 DER COLLAPSED-CONE-ALGORITHMUS – 25

bei der Rechenzeit findet der Collapsed-Cone-Algorithmus nur dann seine Anwendung im

Therapieplanungssystem, wenn ein Bestrahlungsplan entweder genau nachgerechnet werden soll

oder es sich um ein Bestrahlungsziel in niedriger Dichteumgebung handelt, weil dort die Effekte der

lateralen Streuung besonders hoch sind. Insofern werden Bestrahlungspläne für Ziele im

Thoraxbereich ausschließlich unter Zuhilfenahme dieses Algorithmus erstellt. Ansonsten ist man

bereit, die auftretenden Fehler des Pencil-Beam-Algorithmus für eine etwas unrealistischere

Relativdosisdarstellung in Kauf zu nehmen, wobei ja dessen Fehler bekannt sind, und man sich

durch seine Verwendung einen erheblichen Vorteil bei der Rechenzeit verschafft. Trotz allem ist

der Collapsed-Cone-Algorithmus aber der genauere Algorithmus.

2.2.3 Monte-Carlo-Algorithmus XVMC

Um eine möglichst realistische Darstellung der relativen Dosisverteilung in der Patientengeometrie

zu erreichen, wurde von Iwan Kawrakow und Matthias Fippel zuerst ein Monte-Carlo-Code

entwickelt, der den Elektronentransport simulieren sollte (VMC). Dabei wurden zur

Geschwindigkeitsverbesserung bei der benötigten Rechenzeit im Vergleich zu einem universellen

Monte-Carlo-Code für den Teilchentransport die Annahmen gemacht, dass die Dichten der

durchlaufenen Volumenelemente im Dichtebereich von menschlichem Gewebe sei und dass die

kinetische Anfangsenergie der Elektronen zwischen 3 MeV und 30 MeV liegen darf. Weiterhin

bleibt auch hier die Dichte-Hounsfield-Kalibration aus Gleichung (2.2) erhalten. Die

vereinfachenden Annahmen entsprechen den realen Vorgaben einer klinisch relevanten

Patientenbestrahlungskonfiguration. So liegen beispielsweise die Elektronenenergien, die an den

PRIMUS-Linearbeschleunigern2 der Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie des

Universitätsklinikums Regensburg möglich sind, zwischen 6 MeV und 21 MeV. Die

Einschränkungen des Dichtebereichs basieren auf der Annahme, dass nur ein vernachlässigbar

geringer Anteil des menschlichen Gewebes aus Elementen mit einer hohen Nukleonenzahl Z

besteht, und somit eben dieses, für Wechselwirkungen zwischen Atomkernen und einem

passierenden Elektron relevante Z, eine gewisse Wahrscheinlichkeitsabschätzung der möglichen

eintretenden Wechselwirkungen zulässt. Dieser voxelbasierte Monte-Carlo-Algorithmus wurde

verifiziert, und es konnten nur sehr geringe Abweichungen zu einem universellen

2 Siemens PRIMUS®


Monte-Carlo-Code zur Simulation des Teilchentransports bei einer extremen Steigerung der

Rechengeschwindigkeit festgestellt werden.[7],[8],[10],

Dieser voxelbasierte Monte-Carlo-Dosisberechnungsalgorithmus für den Elektronentransport wurde

später von Matthias Fippel noch erweitert, um auch den Photonentransport und daraus resultierende

Sekundärteilchentransporte und deren Dosisdeposition simulieren zu können. Dieser Schritt war

deswegen erforderlich, weil die Wechselwirkung von Elektronen mit menschlichem Gewebe

ungefähr um den Faktor 100 höher ist als die von Photonen, und somit für eine hinreichende

statistische Genauigkeit auch entsprechend mehr Primärteilchenhistories berücksichtigt werden

müssen. Der entstandene Algorithmus, XVMC genannt, kann also daraufhin mit einem deutlichen

Geschwindigkeitsvorteil die deponierte Dosis aufgrund von Photoneneneinstrahlung simulieren.

Selbstverständlich gelten die gleichen Dichteeinschränkungen wie auch für den VMC-Code. Um

die Einschränkungen für die maximale und minimale Sekundärelektronenenergie einhalten zu

können, wurde die Photonenenergie auf ein Spektrum von 0,25 MV bis 30 MV

Beschleunigungsspannung beschränkt. Die 0,25 MV stellen die standardmäßige Unterkante des

Simulationsspektrums dar, das heißt die simulierten Photonen deponieren ihre gesamte kinetische

Energie, sobald sie nur noch höchsten diese 0,25 MeV besitzen, am aktuellen Ort. Ebenso werden

jetzt auch Elektronen, deren kinetische Energie diesen Wert unterschreitet, am aktuellen Ort ihren

Energierest als Dosis deponieren. Zusätzlich wurde eine weitere Optimierung des Codes zur

Geschwindigkeitsverbesserung implementiert. Der eigentliche Geschwindigkeitsvorteil gegenüber

herkömmlicher Monte-Carlo-Simulationen resultiert aber aus der Art und Weise der

Dosisberechnung. Wegen der Ähnlichkeit von menschlichen Geweben zu Wasser wird zuerst die

Primärpatikelhistory in einem homogenen Wasservolumen simuliert, ohne dass wie sonst üblich

beim Passieren der Voxelgrenzen neu gewürfelt werden muss. Diese erste Simulation wird

anschließend auf die physikalischen Einzeldichten der im Primärstrahlengang liegenden

Einzelvoxel skaliert, wobei eben nicht mehr nach jeder Voxelgrenze neu gewürfelt werden muss.

Außerdem werden die im Wasservolumen berechneten Primärhistories zwischengespeichert und

wiederverwendet, wenn vom selben Ort erneut ein Primärteilchen starten soll. Die Verteilung dieser

dosiserzeugenden Primärteilchenhistories sind dabei aber keinesfalls mit den Primärphotonen des

Beschleungerstrahlerkopfes zu verwechseln. Die Beschleunigerkopfmodellierung VEFM definiert

eine räumliche und energetische Verteilung aufgrund der VEFM-eigenen Parameter und den

Blenden- und MLC-Einstellungen, die von der Dose Engine als Primärteilchenstartpunkte und

-energien interpretiert werden.[4],[7],[8],[9],[10]

2.2.3 MONTE-CARLO-ALGORITHMUS XVMC – 27

2.3 Untersuchte Möglichkeiten zur Verbesserung der Genauigkeit bei der

Bestrahlung von Lungentumoren

2.3.1 Bei der Bestrahlungsplanung durch verbesserte Zielvolumendefinition

Zur Begutachtung der 4-dimensionalen Computertomographieaufzeichnungen (4D-CT) wurden

verschiedene Softwarewerkzeuge in C++ erstellt. Dabei wurden zuerst die DICOM-Informationen

aus den Einzelbildern ausgelesen, um eine Sortierung nach gewissen Aspekten zu ermöglichen. Es

wurde die GNU C++ Compilerumgebung verwendet (v3.3.5, GPL), in die zusätzlich Pakete und

Bibliotheken von Qt (v3.3.5-Non_Commercial (GPL), Trolltech, Abk.: Qt) und vom DICOM-

Toolkit (v3.5.1 (GPL), Offis GmbH, Abk.: DcmTk) eingebunden wurden. Qt wurde zur

Programmiervereinfachung verwendet und um einige Erleichterungen beim Dateizugriff zu

erreichen, DcmTk für die Interaktionen mit DICOM-Dateien.3

Zuerst wird nach Patientenname (PatientsName), Erfassungsnummer des Patienten (PatientID) und

dem Datum der Aufnahme (AcquisitionDate) vorsortiert, um sicherzustellen, dass es sich um

Aufnahmen in der selben Lagerung handelt. Im Rahmen dieser Vorsortierung wird auch über eine

Plausibilitätsprüfung des DICOM-Tags SOPClassUID abgeklärt, ob es sich bei der aktuellen Datei

um ein DICOM-Bild handelt; das bedeutet, es wird ein Vergleich mit einem DcmTk-UID

durchgeführt.

Der nächste Schritt ist eine Sortierung nach Studie (StudyID) und Serie (SeriesNumber) der

einzelnen Bilder, die entsprechend der jeweiligen Inhalte dieser Feldbezeichner in

Unterverzeichnisse verschoben werden. Dort werden danach jeweils in nachfolgender Instanz

entsprechend der anschließenden Sortierschritte weitere Unterverzeichnisse erstellt, in die die

Bilddateien nach Zeit der Aufnahme (AcquisistionTime) plus Datum der Aufnahme

(AcquisitionDate) kopiert werden. Gleichzeitig wird auch entsprechend der z-Position der Schicht

(ImagePositionPatient[3]) eine Kopie der Datei in einem Unterverzeichnis dieses Namens abgelegt.

Es ist zu beachten, dass die Koordinatensystem für CT und Planungssystem sich von dem

unterscheiden, welches für das VEFM-Strahlerkopfmodell verwendet wird. Im Fall des CTs ist die

3 Eine anwendungsrelevante Beschreibung des erstellten IGART-Toolkits findet sich in Anhang B.


z-Position gleichbedeutend mit dem Tischvorschub.

Nachdem diese vorbereitenden Teilschritte erfolgt sind, beginnt der als Indizierung bezeichnete

Vorgang, bei dem das Folgende durchgeführt wird. An jeder Einzel-z-Position wird zuerst die

Pixelsumme der Einzelbilder erzeugt und in einem entsprechenden Array der Bildgröße abgelegt.

Dabei wird auch die Anzahl der Bilder pro z-Position erfasst. Anschließend wird eine

Renormierung dieses Summenbildes vorgenommen, damit die Grauwerte wieder innerhalb der

sinnvollen Hounsfield-Einheiten-Skala entsprechend ihrer tatsächlichen Dichte sind. Dabei ist

dieses Bild bereits keine tatsächliche Dichteinterpretation der urspünglichen Patientenaufnahme

mehr, da aufgrund der Beweglichkeiten innerhalb des Patienten während der Gesamtaufnahmezeit

einzelne Bereiche örtliche Verschiebungen aufweisen. Somit kann man dieses Bild als eine

Dichtewahrscheinlichkeit für jeden Einzelbildpunkt ansehen. Diese Aufsummierung ist auch gerade

deswegen möglich, weil bei der DICOM-Erstellung im CT-System nicht die tatsächlichen

Hounsfieldeinheiten abgespeichert werden, sondern die Werte des Intervalls [-1024;3071] um 1024

erhöht abgespeichert sind, und man so eine lineare Skalierung zu den Ursprungswerten bei

gleichzeitig ausschließlich positiven Endwerten hat. Für das Summenbild mit den Pixelindices ij

aller Einzelaufnahmezeiten t gilt also:

(2.3)

Das renormierte Summenbild entsteht aus dem Summenbild und der Zahl der Bilder n an dieser

z-Position mittels:

(2.4)

Im nun folgenden Schritt wird pixelweise die Differenz von jedem Einzelbild zu diesem

renormierten Summenbild gebildet und wieder in einem entsprechend den Bilddimensionen

angelegten Array zwischengespeichert. Es gilt also für die Differenzbilder:

(2.5)

Der Sinn dieser Differenzbilder bestand urspünglich darin, die Einzelbeweglichenkeiten qualitativ

sichtbar zu machen. Dabei ist im Differenzbild ein positiver Pixelwert als Vorhandensein einer

größeren Dichte (i.e. Hounsfieldeinheit) an diesem Punkt im Einzelbild zu verstehen. Die

ursprüngliche Idee zur Verwendung des Differenzbildes bestand darin, das Pixelquadrat der

Einzelpixel pro Differenzbild aufzusummieren und daraus einen skalaren Wert zu extrahieren, der

S ij z =1n⋅S z

D ij z , t =P ij t ∣z − S ij z

S ij z ,t =∑tP ij t ∣z

2.3.1 BEI DER BESTRAHLUNGSPLANUNG DURCH VERBESSERTE ZIELVOLUMENDEFINITION – 29

eine quantitative Aussage über die Einzelbeweglichkeit innerhalb des zugehörigen Einzelbildes an

dieser z-Position gegen eine angenommene Mittellage an ebendieser z-Position zulässt. Das ist

deshalb eine zulässige Annahme, weil sämtliche Beweglichkeit im Einzelbild ausschließlich von

der inneren Patientenbeweglichkeit stammt; schließlich ist ja die Lagerung in allen Einzelbildern

identisch. Die Motivation bei dieser Annahme war, dass vielleicht weiterführend die Atemtätigkeit

als Kurve über die Aufnahmezeit ohne weitere Hilfsmittel extrahiert werden könnte. Leider stellte

sich bei genauerer Betrachtung heraus, dass zwar eine tendenziell periodische Abbildung gefunden

wird, jedoch die Periode im Vergleich zu den verursachenden Funktionswerten viel zu klein war.

Das ist auch nicht weiter verwunderlich, weil die Atemfrequenz in Ruhe beim Erwachsenen bei ca.

12 bis 15 min-1 liegt, was 0,20 bis 0,25 Hz entspricht. Diese Frequenz kann bei einer

Beeinträchtigung der Atmungsorgane – also beispielsweise beim Vorhandensein eines

Lungentumors – leicht noch weiter ansteigen Bei einer zeitlichen Auflösung von 1 Hz liefert das im

günstigsten Fall 5 Stützstellen pro Periode. Insbesondere kann bei dieser Methode keinerlei

Aussage über den Atemzyklus gemacht werden, weil kein Zusammenhang des Index' zwischen

einer hohen Abweichung gegen die Mittellage und dem Ein- oder Ausatemzustand erkennbar ist.

Schließlich wird das Summenbild ja als Mittellage angenommen, was seinerseits aber wiederum nur

der Durchschnitt der aufgenommenen Bilder und der während der Aufnahmezeit durchlaufenen

Atemlagen ist. Zusätzlich zum beschriebenen Effekt kommen noch weitere störende Bewegungen

im Einzelbild dazu, deren Gewebeverschiebungseffekt von ähnlicher Größenordnung ist. Das

Offensichtlichste ist dabei die Pumpbewegung des Herzens, die gerade in Lungenschichten

ebenfalls aufgezeichnet wird. Trotz allem war im untersuchten Einzelfall zumindest erkennbar, dass

die zeitliche Entwicklung dieses Bildindexes auch mit den jeweiligen Entwicklungen der zeitlich

vergleichbaren Indices der Nachbarschichten qualitativ einen grob ähnlichen Verlauf aufweist.

Für einen sinnvollen Einsatz bei der Bestrahlungsplanung reicht das renormierte Summenbild

aufgrund der enthaltenen Informationen theoretisch aus; da alle Atemlagen im 20sekündigen

Aufnahmezeitraum sogar mehrfach enthalten sind. Damit sind prinzipiell auch alle

4D-Informationen über die Beweglichkeit aus den enthaltenen Einzelbildern enthalten. Es stellt sich

jedoch im praktischen Einsatz ein Problem dar, welches die Verwendung ebendieser Information

aus dem modifizierten Summenbild in der Therapieplanung unmöglich macht. Ein Lungentumor

hat naturgemäß zwar eine höhere Dichte als das umgebende Lungengewebe und damit auch

durchschnittlich eine deutlich höhere Hounsfieldeinheit in seinen abbildenden Einzelpixeln. Jedoch

wird im Summenbild aufgrund der Überlagerung und Renormierung ein

Wahrscheinlichkeitsverteilungseffekt erzielt, der das Tumorgebiet in der einzelnen


Schichtaufnahme nur noch verschwommen erkennen lässt. Zur Verdeutlichung nehme man aus den

Bildern die gleiche Zeile, die durch den Tumor geht, einerseits aus dem renormierten Summenbild

und andererseits aus der zugehörigen Schicht des originalen Planungs-CTs. Die Pixelwerte dieser

Zeile stelle man nun graphisch als Diagramm gegen die zugehörigen Pixelpositionen dar. Dabei

kann man im Summenbild am Tumorrand erkennen, wie die Grauwerte der Einzelpixel gegen den

Grauwert des umgebenden Lungengewebes ähnlich einer Gausskurve abfallen. Dieser Effekt beruht

auf der enthaltenen Wahrscheinlichkeitssaussage des renormierten Summenbildes, ist aber vom

anatomisch-morphologischen Standpunkt bei der Bildbetrachtung zur Konturierung nicht

auswertbar. Deshalb wird nun eine Verbesserung der Kantenschärfe von Objekten, die sich während

der Gesamtaufnahmezeit in der Lunge bewegt haben, im renormierten Summenbild benötigt. Um

das zu erreichen, wird das modifizierte Summenbild eingeführt. Es wird aus dem renormierten

Summenbild und aus der Summe der einzelnen Differenzbilder nach folgender Vorgabe erstellt:

(2.6)

Dabei wird berücksichtigt, dass die verwendeten Differenzbilder an einer beliebigen Pixelposition ij

einen positiven Wert haben, falls ein Objekt größerer Dichte als seine Umgebung an dieser Position

zu dieser Zeit vorhanden ist. Deswegen wird auch nur der positive Anteil der Differenzbilder zum

renormierten Summenbild addiert. Der Faktor 2 vor der Summe soll den Wegfall des negativen

Anteils der Differenzbilder kompensieren. Der wäre eigentlich erforderlich, um das gesamte

Volumen der erhöhten Dichte abzubilden, liefert aber zu seinem Einzelzeitpunkt den falschen

Beitrag zum Gesamtbild. Denn der negative Anteil der Differenzbilder beschreibt das

Nichtvorhandensein einer höheren Dichte als der Umgebungsdichte an der Pixelposition ij. Da aber

für die Kantenschärfung im modifizierten Summenbild nur das Vorhandensein des Tumors an einer

Position zählt, und der Tumor eben eine höhere Dichte hat als das umgebende Lungengewebe, darf

ausschließlich der positive Anteil des Differenzbildes Verwendung finden.

Am Beispiel eines realen Patienten mit Lungentumor soll anhand von Abbildungen verdeutlicht

werden, inwiefern sich die Möglichkeiten zur Zieldefinition aufgrund der Verwendung des

modifizierten Summenbildes verbessern lassen. Dabei muss allerdings beachtet werden, dass dieser

Ansatz darauf abzielt, lieber die unnötige Bestrahlung gesunden Gewebes in Kauf zu nehmen, als

auch nur den kleinsten Teil des Tumors zu irgendeinem Zeitpunkt der normalen Atemtätigkeit zu

verschonen. Bei dem Beispielpatienten wurde ein Lungenkarzinom im rechten Lungenflügel (im

S ij t ={S ij t 2⋅∑tD ij z ,t ∣z ∀D ij z ,t ∣z≥0

S ij t sonst }


Bild links oben) diagnostiziert; die Position des Tumors befindet sich frontal direkt am Übergang zu

den Rippen. Von einem Befall von Lungen- und Rippenfell ist wahrscheinlich auszugehen. Zuerst

wird hier ein Bild aus dem originalen Planungs-CT gezeigt, welches als Vergleichsgrundlage für

die nachfolgenden Bilder fungieren soll. Es gibt dabei leider keine exakte Übereinstimmung der

z-Positionen, weil Planungs-CT und 4D-CT mit unterschiedlichen Schichtabständen aufgenommen

wurden, wobei die Einzelschichten nirgendwo im interessanten Zielbereich zusammenfallen. Es

wurde also das am nächsten liegende Bild aus dem Planungs-CT zum Vergleich mit den weiteren

Bildern herangezogen:

Abbildung 2.1: Schicht aus dem normalen Planungs-CT (z: -0,5 mm)

Hier ist jetzt ein vergrößerter Ausschnitt des Tumors zu sehen, wie er im Planungs-CT erscheint:

Abbildung 2.1a: Ausschnitt und Vergrößerung von Abb.2.1

Als nächstes folgt das normale Summenbild, in dem man kaum eine auffällige Veränderung

feststellen kann, außer vielleicht einer gewissen Unschärfe:


Abbildung 2.2: Summenbild aus dem 4D-CT, örtlich nächstes (z: -0,0 mm)

Und auch hier folgt wieder die Vergrößerung des relevanten Ausschnitts:


Anschließend kann man hier in der Abbildung der positiven Differenzbildanteile erkennen, an

welchen Orten sich der Tumor auch noch aufgehalten hat und wo sich sonst dichtere Objekte in

weniger dichte Umgebungen verschoben haben:

Abbildung 2.3: positiver Anteil der Summe der Differenzbilder (z: -0,0 mm)


Dazu folgt auch ein vergrößerter Ausschnitt vom Tumor:

Abbildung 2.3a: Ausschnitt und Vergrößerung von Abb.2.3 (z: -0,0 mm)

Und schließlich nun das modifizierte Summenbild, in dem der Tumor mitsamt seiner Bewegung

während der normalen Atemtätigkeit zu sehen ist:

Abbildung 2.4: modifiziertes Summenbild

Und bei entsprechender Vergrößerung des bekannten Ausschnitts sieht man die verbesserte

Randschärfung:



Für die gezeigten Bilder wurde übrigens immer die gleiche Grauwertfensterung verwendet, soweit

das möglich war.

Zur endgültigen Nutzung der gesamten modifizierten Summenbilder wird ein Export der

gewonnenen Daten ins DICOM-Format vorgenommen. Damit lässt sich im TPS eine CT-Serie

importieren, die diese Bilder mit Pixelwerten im entsprechend sinnvollen Hounsfieldintervall

enthält und somit für die Zieldefinition in der Bestrahlungsplanung verwendet werden kann.

Obwohl nun allerdings diese 3D-Serie im TPS wie eine normale CT-Serie erscheint, darf der

Benutzer mit diesem Stapel ausschließlich die Konturendefinition vornehmen, eine

Dosisberechnung unter Zugrundelegung dieser Serie würde aber jedenfalls eine falsche

Dosisverteilung liefern, da bei der Erstellung der Serie willkürlich die Dichten der Bildpunkte

verändert wurden. Deshalb wurden die DICOM-Dateien dieser Serie mit der Studienbeschreibung

(StudyDescription) und der Serienprozedurbeschreibung (RequestedProcedureDescription) "Virtual

Contouring Series" versehen. Daran kann der Benutzer beim Importieren erkennen, dass es sich um

keine gewöhnliche CT-Serie handelt; weiterhin wird diese Serie dadurch immer als zu einer

zusätzlichen Studie gehörend, bezüglich der sonstigen echten CT-Serien, angezeigt. Eine weitere

Veränderung bei der DICOM-Modifikation ist, dass Aufnahmedatum und -uhrzeit auf den

Exportzeitpunkt gesetzt werden. Zusätzlich werden alle sortierten und exportierten Serien mit der

aus dem originalen Planungs-CT stammenden Rahmenbezugsidentifizierung

(FrameOfReferenceUID) versehen, was im TPS dazu führt, dass die einzelnen Serien bereits als

Identität registriert sind, und die eingezeichneten ROIs direkt von einer auf die andere Serie kopiert

werden können.

Der nächste unternommene Schritt im TPS war, die gewonnenen Bildserien in einen neuen Fall zu

importieren. Im Modul Registration des Planungssystems kann man dabei sehr anschaulich mit

verschiedenen Werkzeugen den Serienvergleich von registrierten Serien darstellen. Dabei waren

bereits qualitativ die ersten Unterschiede zwischen dem originalen Planungs-CT und der

modifizierten Summenserie zu sehen. Jetzt wurde analog zum ursprünglichen Bestrahlungsplan des

Patienten eine Planung vorgenommen. Jedoch mussten dabei verschiedene Unterschiede beachtet

werden. Als erstes wird die Zielvolumen- und die Risikoorgandefinition mit der modifizierten

Summenserie vorgenommen. Anschließend wurden die gewonnenen ROIs kopiert und an das

Original-Planungs-CT angehängt. Anders lassen sich die definierten Strukturen nicht so ohne

weiteres auf die jeweils andere Serie übertragen, weil ansonsten vom TPS zu viele Diskrepanzen

zur Zielserie festgestellt werden. Als Nächstes wird das Strukturenset als Vorlage für die zu


vergleichenden Fälle verwendet. Dabei wurden Vergleiche zwischen dem Originalbestrahlungsplan

und einem Bestrahlungsplan, der auf den Strukturdefinitionen der modifizierten Summenserie

basiert, angestrebt.

2.3.2 Bei der Bestrahlungsplanung durch die Verwendung präziserer

Dosisalgorithmen

Zum Vergleich der Effizienz der eingesetzten Dosisberechnungsalgorithmen wurde ein Standardfall

am Alderson-Radiation-Therapy-Phantom (Alderson-Phantom) definiert und mit verschiedenen

Dosisberechnungsalgorithmen bestrahlt. Zur Planung wurde dabei auf eine CT-Aufnahme des

Alderson-Phantoms zurückgegriffen, die eine Schichtdicke von 5mm aufweist. Das

Alderson-Phantom wurde in einer Thoraxkonfiguration4 verwendet, bei der nur die Schichten von

Hals bis einschließlich Abdomen Verwendung fanden. Abgesehen von der Praktikabilität wegen

des deutlich verminderten Gewichtes war der ursprüngliche Grund für diese Konfiguration, dass

inzwischen nicht mehr alle Verspannungsstangen für das Phantom unversehrt erhalten sind. In

Laufe des Benutzungszeitraums sind insbesondere die Längsten aufgrund der Materialermüdung

gebrochen und lassen sich wegen der nichtmetrischen Dicke nicht durch den Originalteile

gleichwertige Stangen ersetzen. Deswegen wurde später auf eine Eigenbaulösung ausgewichen; es

wurde 8 mm Stäbe benutzt, die zwar etwas Spiel in den Bohrungen aufweisen, aber den gesamten

Stapel unter Zug halten können. Ein weiterer Aspekt, der im Verlauf der Verwendung des

Alderson-Phantoms aufgefallen ist, ist die abweichende verwendete Lungendichte. Im Lehrbuch

wird dafür – je nach individueller Gewebebeschaffenheit – ein Wert von

[21]

angegeben. Im Phantom wurde durch mehrere Stichproben ein Wert von

bestimmt. Damit ist die Dichte in der Lunge zwar gerade noch im Rahmen dessen, was als

Normalfall angesehen wird, jedoch wird daraufhin aufgrund der erhöhten Wechselwirkung mit dem

4 siehe Abbildung 2.6

ϱPhant.Lunge≃0,5gcm3

ϱPat.Lunge≃{0,3...0 ,5} gcm3


Lungenmaterial des Phantoms eine höhere Schwächung der eingestrahlten Photonen erfolgen, was

wiederum zu einer erhöhten Dosisdeposition in der Lunge führen wird. Wie genau die erhöhte

Lungendichte zustande kommt, kann nicht mit Bestimmtheit festgestellt werden. Es kann zwar

vermutet werden, dass sich seit der Anschaffung Anfang der 1990er Jahre die Matrialdichte erhöht

hat, genauso gut ist es aber möglich, dass das verwendete Material die höhere Dichte von

vornherein aus aufweist. Warum bei der ersten Vermutung die Dichte erhöht ist, ist ebenso

ungeklärt. Man kann Materialermüdung genauso wie eine fehlerhafte Lagerung annehmen. Weitere

mechanische Abweichungen vom Ursprungszustand des Phantoms waren schließlich ebenso

erkennbar. So erkennt man bei bloßer Betrachtung der sagittalen rekonstruierte Schnitte der

CT-Serien, dass sich die einzelnen Platten des Alderson-Phantom, die transversal geschnitten sind,

gegenüber ihren direkten Nachbar bereits etwas verzogen haben. Das führt zu gewissermaßen

variablen Spaltmaßen im Phantom als systematische Fehlerquelle bei einer Dosisbestimmung. Zu

diesem systematischen Fehler kommt noch ein zusätzlicher Effekt bei einer Dosismessung. Es

müssen nämlich bei der Verwendung von Filmen diese ebenfalls zwischen die Platten geschoben

werden. Die angesprochenen Filme erlauben dann eine Relativdosimetrie direkt im

Alderson-Phantom. Für eine Absolutdosismessung benötigte man jedoch im Alderson-Phantom

Thermoluminiszenzdosimeter, die in der Strahlentherapie des Klinikums der Universität

Regensburg inzwischen nicht mehr eingesetzt und somit auch nicht mehr vorhanden sind.

Um die Pläne aus den verschiedenen Dosisberechnungsverfahren mit den realen Gegebenheiten

vergleichen zu können und trotzdem auf die theoretisch notwendige Absolutdosimetrie verzichten

zu können, welche im Alderson-Phantom praktisch unmöglich ist, wurde als sinnvoll angenommen,

dass alle Dosisalgorithmen im Bereich der höchsten Dosis im Zentralstrahl an einer Stelle mit

niedrigem Dosisgradienten die gleiche Puntktdosis bei gleichen Monitoreinheiten deponieren. Es

sind für die einzelnen Dosisberechnungsalgrithmen zwar jeweilige Eigenheiten und

Unzulänglichkeiten bekannt, an einer solchen Stelle sollten diese jedoch nicht zum Tragen

kommen. Bekannte Fehler bei der Dosisberechnung sind für den Nadelstrahlalgorithmus (PB) eine

deutliche Kantenschärfung entlang der Strahlengangrichtung, welche sich nicht mit der gemessenen

Realität deckt. Dabei wird der Dosisgradient am Rand einer Dosisverteilung höher als er in der

Realität tatsächlich ist, was auf eine verminderte Berücksichtigung der lateralen Streuung

zurückzuführen ist. Im Falle des Konvolutionskerneldosisalgorithmus (CC) ist bekannt, dass dieser

Fehler zwar nicht auftritt, weil die laterale Streuung besser berücksichtigt wird, jedoch sind dafür

Probleme bei der Übereinstimmung von Rechnung und Messung bei tatsächlich hohen

Dosisgradienten zu finden. Der verwendete Monte-Carlo-Dosisalgorithmus (XVMC) sollte ohne

2.3.2 BEI DER BESTRAHLUNGSPLANUNG DURCH DIE VERWENDUNG PRÄZISERER DOSISALGORITHMEN – 37

Probleme, bei genügender Rechengenauigkeit die Realität nachbilden können. Es wurde ein leichter

Fehler bei der Dosisdeposition beim Dichteübergang von hoher auf niedrige Dichte in

Strahlrichtung festgestellt[9], was sich auf die Vereinfachungen aufgrund der Annahme

zurückführen lässt, dass es sich bei einem Bestrahlungsziel um biologisches Gewebe mit einer

Dichte aus dem entsprechenden Intervall handelt. Jedoch machen erst diese Vereinfachungen des

allgemeinen Monte-Carlo-Codes eine Dosisberechnung in einer annehmbaren Zeitspanne mit einem

aktuellen Arbeitsplatzcomputer möglich.

Die vergleichende Untersuchung wird durchgeführt, indem zuerst ein hochaufgelöstes Planungs-CT

vom Alderson-Phantom aufgenommen wurde. Der Schichtabstand beträgt dabei 5 mm. Dabei

wurde der Bestrahlungsreferenz- und Einstellpunkt auf einen Punkt am Mammabefestigunsgewinde

des Alderson-Phantoms in der erwähnten Thoraxkonfiguration gelegt, einer Stelle, die auch ohne

anatomische Kenntnisse eindeutig wiedergefunden werden kann, selbst in einer

CT-Schichtabbildung. Dieser Punkt wird im weiteren Verlauf als Koordinatenursprung

herangezogen, auch das Bestrahlungsisozentrum wird relativ zu diesen Koordinaten eingestellt.

Anschließend wird im TPS ein Patientenfall geöffnet, in den die aufgenommene CT-Serie

importiert wird. Jetzt findet als nächster Schritt eine Zieldefinition für einen angenommenen Tumor

statt, dessen Position sich vom Mediastinalbereich auf den rechten Lungenflügel großflächig

erstreckt und grob rund ist. Dieser Tumor wird für diese Untersuchung durch das willkürliche

Einzeichnen eines Planungsziels, des GTV, in die CT-Serie dargestellt. Entsprechend realistischer

Vorgaben in einem üblichen Lungenfall wurde ein Randsaum von 5 mm in alle Raumrichtungen als

CTV definiert. Als abschließender Schritt der Zieldefinition wird mit einem weiteren Randsaum

von 3 mm um das CTV das PTV definiert. Dies stellt die ganze Zieldefinition dar, die im Fall eines

realen Patienten von einem als Strahlentherapeut qualifizierten Mediziner durchgeführt wird. Bei

der Definition der Risikoorgane, wurden die Strukturen für die beiden Lungenflügel, das

Rückenmark und die Außenkontur eingezeichnet. Für die letztere wurde die automatische

Konturierungshilfe angewendet, die mit Hilfe eines Schwellwertverfahrens die begrenzenden

Konturen vom Patieninneren zum -äußeren findet. Anschließend wird die übliche Dosisgabe für

einen solchen Tumor verwendet, d.h. es sollen 60 Gy in 3 Fraktionen bestrahlt werden, wobei die

60%-Isodose das Planungsziel (PTV) einschließen soll. Dieser Plan wird nun entworfen und, um

einen gewissen Vergleich zu anderen Photonenfeldenergien zu ermöglichen, wird er mit

gleichgewichteten Monitoreinheiten erstellt. Das dient dazu, zusätzlich die Therapieplanung mit

15 MV Photonenenergie zum Vergleich heranziehen zu können. Erst diese Vorgabe ermöglicht es,

eventuelle Bestrahlungsvorteile mit einer anderen als der üblichen 6 MV- Photonenenergie deutlich


aufzuzeigen, weil sonst die Planoptimierung einen erheblichen Spielraum bei der Strahlgewichtung

zulässt, die einer Energie bei ansonsten gleichen Planvoraussetzungen einen ungewollten Vorteil

verschaffen könnte. Für den Vergleich der verschiedenen Dosisalgorithmen wird vorerst das

Augenmerk auf die 6 MV Photonenbestrahlung gelegt, weil das der üblichen Methode entspricht.

Die Gantrywinkel im so erstellten Plan werden später ebenso wie die Kollimatorwinkel als Vorgabe

für den 15 MV Photonenplan verwendet. Zur manuellen Planoptimierung wird der

Collapsed-Cone-Algorithmus herangezogen, was dem üblichen Vorgehen bei der Planerstellung im

Thoraxbereich entspricht. Das bedeutet, dass zuerst je nach den vorgegebenen Einstrahlrichtungen

eine Dosisberechnung mit einer Kollimator- und Blendeneinstellung neu durchgeführt wird, die auf

ein annehmbares Ergebnis schließen lässt. Anschließend wird in Rahmen vieler Einzelschritte

dieser Plan, also explizit die einzelnen Kollimatorlamellen und Y-Blenden, so verändert, bis die

gewünschte Dosisvorgabe erreicht wird. Dazu ist nach jedem Teilschritt wieder eine

Dosisberechnung für die veränderten Strahlen erforderlich, da die Gesamtdosis für jeden

Einzelstrahl abgespeichert wird. Das endgültige Ziel ist erreicht, wenn die Kollimatoröffnungen

nicht mehr verkleinert werden können, ohne dass die 60%-Isodose ins PTV wandert und somit also

das PTV möglichst eng umschließt. Dieser Plan wird dann kopiert und mit dem

Pencil-Beam-Dosisalgorithmus neu berechnet, so dass man einen direkten Vergleich zwischen

diesen beiden Dosisalgorithmen in der relativen Dosisverteilung und im Dosisvolumenhistogramm

(DVH) vornehmen kann. Um die aus dem Plan resultierende Dosis mit dem Monte-Carlo-Code

XVMC berechnen zu können, muss zuerst ein Export der DICOM-Objekte aus dem TPS erfolgen.

Anschließend kann dann der gesamte Datensatz mit einem Datenträger zu einem Arbeitsplatz mit

Linux transportiert werden, welcher mit dem Universitätsforschungsnetzwerk verbunden ist, da

einerseits die XVMC-Dosisberechnungsumgebung nur unter Linux/UNIX läuft, andererseits die

ausführbaren Programmdateien und Bibliotheken auf einem Server liegen, der im Forschungsnetz

der Universität zu finden ist, welches physikalisch vom Kliniknetzwerk getrennt ist. Auf diesem

Arbeitsplatzrechner wird mit dem abteilungseigenen Programm eines früheren Diplomanden5 der

DICOM-Datensatz über das Auslesen der DICOM-Strukturdatei für die angestrebte

XVMC-Rechnung aufbereitet. Anschließend müssen noch die erstellten Steuerdateien angepasst

werden, damit die Rechnung sicher den TPS-Vorgaben genügt. Auch muss eine sinnvolle

Rechengenauigkeit für die Monte-Carlo-Simulation angegeben werden. Ein übliches Beispiel ist für

einen Patientenfall 1 %; das kann allerdings bis zu theoretischen 0,1 % gesteigert werden, obwohl

eine derartige Rechnung kaum bessere Erkenntnisse bringt, dafür aber exponentiell länger dauert.

5 dicomtransfer, Jürgen Diermeier

2.3.2 BEI DER BESTRAHLUNGSPLANUNG DURCH DIE VERWENDUNG PRÄZISERER DOSISALGORITHMEN – 39

Es ist bei diesem Prozess momentan noch nicht möglich, zusätzliche Elemente im Strahlengang –

wie beispielsweise Metallkeile – zu integrieren, weil es für die XVMC-Dose-Engine bislang kein

Beam-Modeling-Modul gibt. Deshalb können nach derzeitigem Stand der XVMC-Umgebung

ausschließlich Pläne ohne Keilfilter nachgerechnet werden. Auch Elektronenfelder können

momentan aufgrund der fehlenden Kommissionierung noch nicht berechnet werden, obwohl der

Code prinzipiell dazu fähig wäre. Die anschließende Monte-Carlo-Simulation bedeutet einen

ungefähren Zeitaufwand von 20 bis 30 Minuten und ist somit (also ungefähr um den Faktor 5)

langsamer als einer der in OTP integrierten Algorithmen. Dafür kann man sich im Rahmen der

Rechengenauigkeit aber sicher sein, dass die berechnete Dosis mit der real applizierten, aufgrund

der Natur einer Monte-Carlo-Simulation, am besten übereinstimmen wird. Die berechnete

XVMC-Dosis kann nun in einem ebenfalls abteilungseigenen Betrachtungs- und

Auswertungsprogramm6 untersucht werden. In diesem Programm können Schichtbilder sowie

DVHs und Dosiskonformitätsinformationen berechnet und abgespeichert werden.

2.3.3 Bei der Bestrahlungsplanung durch den Vergleich verschiedener

Photonenfeldenergien

Wie im vorangegangenen Abschnitt bereits erwähnt, ist auch ein Vergleich mit verschiedenen

Photonenfeldenergien durchgeführt worden, um eine Aussage zu ermöglichen, inwiefern die

Verwendung von 15 MV Photonenfeldern bei der stereotaktischen Bestrahlungen von thorakalen

Tumoren einen Vorteil bringen könnte. Dazu werden die Planungsschritte für einen neuen

Bestrahlungsplan im Alderson-Phantom-Fall im TPS genauso für die zweite Photonenenergie –

15 MV – wiederholt; allerdings wird die bereits erfolgte 6 MV Photonenplanung vom

Dosisberechnungsalgorithmusvergleich als Photonenfeldenergievergleich herangezogen und also

nicht erneut durchgeführt. Die eingezeichneten Konturen werden für diesen Fall wiederverwendet,

das heißt, dass das Planungsziel in beiden Fällen identisch ist. Es wird auch im Fall der

15 MV-Planung eine Dosis von 60 Gy in 3 Fraktionen vorgeschrieben, und dabei soll die

60%-Isodose das PTV direkt umschließen. Um eine bessere Vergleichsbasis zu schaffen, werden

ebenfalls die Gantry- und MLC-Winkel übernommen. Auch die Gewichtung wird für die

6 RTView, Jürgen Diermeier


Einzelstrahlen wieder gleich eingestellt. Es bleibt also nur noch die Feldform als variabler

Parameter und die zu berechnenden Monitoreinheiten bei der Bestrahlungsplanung übrig. Dabei ist

es durchaus möglich, die Planungsvorgaben auch mit der höheren Photonenenergie zu erfüllen. Um

zusätzlich noch einen Vergleich zur Realität darzustellen wird außerdem der erstellte Therapieplan

zur Bestrahlung für das Alderson-Phantom freigegeben. Dabei werden allerdings die

Monitoreinheiten für die Filmbestrahlung niedriger skaliert, da das Ansprechverhalten der

verwendeten Kodak EDR-2 Filme am besten im Dosisbereich von ungefähr 2 Gy im Maximum

liegt; das heißt, es wird jeweils nur ein Zehntel des berechneten MU-Werts des Originalplans

tatsächlich eingestrahlt. Die Filme müssen zur Bestrahlung halbiert werden, weil sie ansonsten nicht

zwischen die Führungsstangen des Phantoms passen. Das geschieht in der Dunkelkammer;

abschließend der Präparation werden die Filme noch verklebt. Bei der Phantombestrahlung werden

sie im Phantom durch die Verschraubung desselben fixiert und, sobald das Phantom zur

Bestrahlung entsprechend der Bestrahlungsplanung ausgerichtet ist, mit einer Nadel entlang des

zentralen Positionierungslasers (cranio-caudal) angestochen, um die relative Lage im späteren

Filmabbild rekonstruieren zu können. Zusätzlich wird mittels Anstechnadel auch die

Raumrichtungsecke markiert. Diese Ecke ist durch eine eineindeutige Konvention festgelegt, so

dass auch die räumliche Lage des Films rekonstruiert werden kann.

2.3.4 VEFM für XVMC-X15-Kommissionierung

Das VEF-Strahlerkopfmodell wurde von M. Fippel[4] entwickelt, um eine analytische Modellierung

des Strahlerkopfes in Planungssystemen zu ermöglichen. Im herkömmlichen Planungssystem findet

eine numerische Näherung Anwendung, das heißt, dass bei der Kommissionierung eines

Beschleuniger-Planungssystem-Paares Messungen durchgeführt werden, wie sich der Strahlerkopf

verhält, und wie die räumliche Intensitätsmodulation der vom Strahlerkopf abgestrahlten Felder

aussieht. Diese Informationen werden in eine statische Strahlerkopfbibliothek (Head-Scatter-

Matrix) verpackt. Darin sind alle vom Strahlerkopf abhängigen Parameter als fertige

Matrixelemente abrufbereit für die jeweiligen Dosisalgorithmen gespeichert. Diese Matrix umfasst

die Effekte wie Elektronenkontamination und Streustrahlung des individuellen Strahlerkopfes, so

dass relativ schnell bei einer beliebigen Blenden- und MLC-Einstellung eine Dosis berechnet

werden kann. Allerdings werden für die Dosisberechnung in diesem klassischen Fall numerische

2.3.4 VEFM FÜR XVMC-X15-KOMMISSIONIERUNG – 41

Näherungen bei jeder Einzeldosis gemacht, die in der Natur einer solchen statischen Matrix liegen.

Die Idee, die zur Entwicklung von VEFM geführt hat, lag in der Frage, ob sich ein Strahlerkopf

auch komplett analytisch modellieren ließe. Die Versuche mit verschiedenen Beschleunigern haben

gezeigt, dass diese Möglichkeit besser als, oder zumindest ähnlich gut wie das bestehende System

funktioniert. Der direkte Vorteil liegt in der Form der Modellierung. Es werden bei VEFM

ausschließlich wenige Parameter übergeben, mit denen der gesamten Strahlerkopf inklusive aller

Effekte beschrieben werden kann, wohingegen in derzeitigen Planungssystemen grundsätzlich die

komplette Head-Scatter-Matrix angewendet werden muss. Mithilfe dieses komplett analytischen

Systems, können auch Effekte wie die Leckstrahlung zwischen den Lamellen des MLC besser

berücksichtigt werden. Momentan ist VEFM allerdings nur in XVMC als Strahlerkopfmodellierung

integriert, dafür ist es dort aber auch die einzige Möglichkeit, den Strahlerkopf zu modellieren. Da

bislang nur für die 6 MV-Photonenfelder eine Kommissionierung vorlag, und auch ein Vergleich

mit 15 MV-Photonenfeldern bei der Dosisberechnung im Rahmen dieser Arbeit untersucht werden

sollte, wegen der Genauigkeit der Monte-Carlo-Dosisberechnung, wurden die von M. Hartmann

während seiner Doktorarbeit bereits gemessenen Kommissionierungsdaten auch zum VEF-Modell

für 15 MV-Photonenstrahlung für XVMC verarbeitet. Dabei ist anzumerken, dass die

vorgenommenen Messungen denen gleichen, die für die Kommissionierung eines kommerziellen

TPS nötig sind. Allerdings unterscheiden sie sich in einem Punkt deutlich, nämlich werden für die

Geometrie des zukünftigen Strahlerkopfes Messungen in Luft mit Aufbaukappe durchgeführt,

anstelle der sonst üblichen Messungen im Wasserphantom. Für das Tiefen- und Energieverhalten

des Strahlerkopfes wird dann allerdings tatsächlich eine Tiefendosiskurve in Wasser benötigt. In

diesem Detail besteht ein weiterer Vorteil des VEF-Modells gegenüber einer herkömmlichen

Head-Scatter-Matrix. Es ist bei VEFM möglich, eine Separation von geometrischem und

energetischem Anteil bei der Strahlerkopfmodellierung durchzuführen. In der klinischen Praxis hat

das zwar keine echte Relevanz, jedoch kann man vom physikalischen Standpunkt aus interessante

Aussagen aufgrund dieser Daten treffen. So ist allein die Tatsache der Separierbarkeit neu. Es ist

zusätzlich noch erwähnenswert, dass die Messungen keineswegs umfangreicher sind, als die für

eine herkömmliche Kommissionierung notwendigen, sondern in einer ähnlichen Größenordnung

anzusiedeln sind. Der allergrößte Vorteil jedoch besteht zweifellos in der Kombination aus

Datensicherheit und Genauigkeit eines solchen Modells. Es ist sehr einfach, die einmal bestimmten

VEFM-Parameter wieder herzustellen, wohingegen man beim Verlust der Head-Scatter-Matrix –

beispielsweise durch Virenbefall des Servers – im ungünstigsten Fall die gesamte

Kommissionierung wiederholen muss. Selbst ein Teilverlust der Daten einer solchen Matrix macht


sie schließlich unbrauchbar für eine weitere Dosisberechnung.

Die grundsätzliche Idee hinter dem VEF-Modell ist eine Primärphotonenfluenz, die dem

Strahlerkopf zugeordnet wird, und die einer relativen Strahlintensität mit einer Ortsabhängigkeit

bzw. einer Winkelabhängigkeit des realen Strahlengangs entspricht. Dabei besteht diese

Primärfluenz aus der Überlagerung zweier 2-dimensionaler Gausskurven, einer primären und einer

sekundären Photonenquelle. Zusätzlich kommt noch eine kreisförmige Fläche am Ort der

sekundären Photonenquelle, die senkrecht zum Strahlengang liegt, und die die

Kontaminationselektronen des Beschleunigerkopfes emittiert. Dabei wird die Primärphotonenquelle

an den Ort des Targets gesetzt, von dem ja in der Realität die Bremsstrahlungsphotonen ursächlich

emittiert werden. Die Sekundärquelle hat ebenso ein reales Gegenstück, nämlich die Unterkante des

Ausgleichsfilters. Dieser Filter besteht aus einem in erster Näherung kegelförmigen Metallstück im

Strahlengang, dessen Aufgabe es ist, die tatsächliche Strahlerkopfphotonenfluenz so zu glätten, dass

eine zumindest halbwegs gleichmäßige Winkelunabhängigkeit der Strahlungsintensität im späteren

Strahlengang entsteht. Es kann jedoch mit einer solchen Anordnung keine echte

Winkelunabhängigkeit der Strahlungsintensität erzeugt werden, da der Effekt des Strahlaufhärtung

(Beam Hardening) eintritt, der darauf beruht, dass die Photonenabsorption in einem beliebigen

Medium nicht gleichmäßig ist, sondern – besonders in schweren Metallen – für höherenergetische

Energieanteile durchlässiger ist als für niederenergetischere. Gleichzeitig ist die Reichweite

höhernergetischer Photonenstrahlung entsprechend dieses Zusammenhangs im Medium höher als

die niederenergetischer. Daraus folgt, dass im zentralen Bereich des Strahls die mittlere

Photonenenergie höher sein wird als im Randbereich.

Im eigentlichen Strahlerkopfmodell werden die Richtungen folgendermaßen definiert: Z ist die

Richtung entlang des Strahlenganges, X und Y die beiden übrigen Raumrichtungen. Dabei werden

die X-Richtung auch als Crossplane-Richtung und die Y-Richtung auch als Inplane-Richtung

bezeichnet. Für die genauen Angaben zu VEFM werden die Originalarbeiten von M. Fippel [4][9]

sowie die ausführliche Beschreibung für die 6 MV-Modellierung von M. Hartmann [7] empfohlen.

Das Modell geht zuerst von folgender Annahme aus, nämlich der Normierungsbedingung:

PPe=1 (2.7)

wobei Pγ die Primärphotonenintensität und Pe die Elektronenkontaminationsintensität darstellen,

wobei letztere aber aufgrund ihrer geringen Größe vernachlässigbar ist. Wichtiger ist die

Betrachtung der einzelnen Photonenbeiträge, der Primärphotonenbeitrag (P0) und der


Photonenbeitrag aus dem Head-Scatter (PS), welche ihrerseits die Bedingung erfüllen:

P0PS=1 (2.8)

Für die Modellierung werden weiterhin geometrische Parameter benötigt, die aus der tatsächlichen

Geometrie des Beschleunigerkopfes gewonnen werden. Die Primärphotonenquelle wird auf das

Bremsstrahlungstarget, welches zur Photonenerzeugung dient, gesetzt, und als Ursprung des

entstehenden Koordinatensystems verwendet (z = z0 = 0). Die Sekundärphotonenquelle wird in die

Ebene der Unterkante des Ausgleichsfilter gesetzt (z = zS = 4 cm). Außerdem werden die Abstände

der Y-Blendenunterkante und der MLC-Lamellen-Unterkante (stellt die X-Blenden dar) relativ zum

definierten Koordinatenursprung verwendet. Der geometrische Fokus der gesamten

Blendenanordnung befindet sich in der Bremsstrahlungstargetebene im Koordinatenursprung.

Daraus werden die tatsächlichen Feld- und Blendengrößen bestimmt, die im Isozentrumsabstand zI

definiert werden. Daraus ergibt sich die Strahlöffnung wXX in der MLC-Ebene zX und wY

Y in der

Y-Blendenebene zY wie folgt:

w XX =w I

X ⋅z X

z I

bzw. w YY =w I

Y ⋅z Y

z I

(2.9)

Die Primärphotonenfluenz wird aus der erwähnten Gaussverteilung mit einer Gleichgewichtung in

X- und Y-Richtung (zX und zY) gestartet und kann somit über die Integration dieser Gaussfunktion

bestimmt werden. Dabei erhält man die Verteilung:

F0x, y,z =zX−z0zY−z0

z−z02

14{erf

x0

0

erf x0

−

0

erf y0

0

erf y0

−

0

} (2.10)

bestehend aus vier Fehlerfunktionen. Die Beiträge x+0, x-

0, y+0 und y-

0 lassen sich bestimmen als:

x0=

wXI zXz−z02x zIz0−zX

22zIz−zX(2.11a)

x0−=

wXI zXz−z0−2x zIz0−zX

22zIz−zX(2.11b)

y0=

wYI zY z−z02y zIz0−zY

22zIz−zY (2.11c)


y0−=

wYI zY z−z0−2y zIz0−zY

22zIz−zY (2.11d)

Entsprechend kann man ebenso die Verteilung für die Head-Scatter-Photonen, ebenfalls aus der

Integration der Gaussfunktion, bestimmen:

FSx ,y ,z=zX−zSzY−zS

z−zS2

14{erf

xS

S

erf xS

−

S

erf yS

S

erf yS

−

S

} (2.12)

mit:

xS=

wXI zXz−zS2xzIzS−zX

22zIz−zX(2.13a)

xS−=

wXI zXz−zS−2xzIzS−zX

22zIz−zX(2.13b)

yS=

wYI zY z−zS2yzIzS−zY

22zIz−zY(2.13c)

yS−=

wYI zY z−zS−2yzIzS−zY

22zIz−zY(2.13d)

Die Standardabweichungen der Gaussfunktionen gehen als σ0 und σS in die obigen Gleichungen

ein; sie werden beim Anpassungsprozess mittels eines Least-Sqare-Fits aus Luftprofilmessungen

bestimmt. Man kann jetzt also die gesamte Photonenfluenz Fγ(x,y,z) schreiben als:

F x, y ,z =P0F0x ,y ,zFhornx,y ,zPSFSx, y ,z (2.14)

Der zusätzliche Term Fhorn(x,y,z) korrigiert den Horneffekt (central depression effect), der durch den

Ausgleichsfilter verursacht wird. Die Hornfunktion lässt sich schreiben als:

Fhornx, y ,z =1ϱ2h0h1ϱh2ϱ2h3ϱ

3h4ϱ4 (2.15)

mit

ϱ=x2y2

z−z0


Es konnte mit Hilfe des Monte-Carlo-Codes BEAM [19] bei Strahlerkopfuntersuchungen

nachgewiesen werden, dass auf eine zusätzliche Korrektur der Streustrahlungsfluenz verzichtet

werden kann. Die resultierende Dosis Dair(x,y,z) in Luft der Einstrahlung ist proportional zur

gesamten Photonenfluenz Fγ(x,y,z) mit dem Proportionalitätsfaktor NF:

Dair x ,y ,z=NFF (2.16)

Bei den für die geometrischen Parameter erforderlichen Luftmessungen kann die

Elektronenkontamination vernachlässigt werden; es wird deshalb eine Aufbaukappe aus Messing

verwendet, deren Dicke von der nominellen Energie abhängig ist, und die eben diese Elektronen

herausfiltert. Zum Erstellen der geometrischen Parameter wird (2.14) in (2.16) eingesetzt und die

entstehende Gleichung mit einem nichtlinearen χ2-Minimierungsalgorithmus, der auf der

Levenberg-Marquard-Methode basiert [18], an die Messwerte gefittet.

Weiterhin werden für die vollständige Modellierung des Strahlerkopfes noch die Energie-Parameter

benötigt. Theoretisch lässt sich das Energiespektrum aus wenigen Parametern analytisch

modellieren [9]:

dEpE=dENE'e−bE ∀ EminEEmax (2.17)

Der Normierungsfaktor N wird über die minimalen und maximalen Photonenenergien (Emin und

Emax) festgelegt nach der Normierungsbedingung:

∫Emin

Emax

dEp E=1 (2.18)

Daraus resultieren die Einzelenergie Ep mit der größten Wahrscheinlichkeit und die mittlere Energie

⟨E⟩, welche beide über die freien Parameter l und b bestimmt werden können:

Ep=lb

; ⟨E ⟩≈ l1b

(2.19)

Eigentlich ist die Bestimmung von ⟨E⟩ nur dann exakt, falls Emin = 0 und Emax = ∞ erfüllt sind. Ein

weiterer Aspekt, der zusätzlich berücksichtigt werden muss, ist die Strahlaufweichung

(Off-Axis-Softening) aufgrund der geringeren Dicke des Ausgleichsfilters für größere Winkel θ des

Strahlengangs relativ zum Zentralstrahl. Dafür ist in VEFM bereits eine Korrektur implentiert, die

auf gemessenen HVL-Daten (von Half-Value Layer) in Wasser für verschiedene θ basiert [20]. Von


A. Ahnesjö et al. [17] wurde gezeigt, dass das Verhältnis aus HVL des Zentralstrahls und des

Winkels θ bei verschiedenen Beschleunigern für nominelle Energien als Polynom 3. Grades

entwickelt werden kann. Aufgrund des bestimmten Photonenspektrums wäre man in der Lage,

einen genaueren Zusammenhang zwischen der gesamten Photonenfluenz und Luftdosis zu

ermitteln, für die Modellierung der geometrischen Parameter genügt jedoch der

Proportionalitätszusammenhang. Es kann für die Primärfluenz und die korrespondierende Luftdosis

mit Energien zwischen Eθ und Eθ +dEθ angenommen werden:

Dair x ,y ,z,EdE∝F0x ,y ,zFhornx ,y ,zEp E ,cap EdE (2.20)

Dabei wird durch µcap(Eθ) die Energieabhängigkeit bei der Luftmessung der verwendeten

Aufbaukappe der Ionisationskammer berücksichtigt. Für die Bestimmung der Off-Axis-Korrektur

wird (2.20) auf den Dosisbeitrag des Zentralstrahl normiert:

E0≡E ; Fhorn0,0,z=1

Daraus folgt:

Dair ,0 x, y ,z ,EdE

Dair,0 0,0,z,EdE=F0 x ,y ,z Fhornx ,y ,z

F00,0,z1

wE(2.21)

mit:

1wE

≡EpE ,capEdE

EpEcap EdE(2.22)

Weil dieser Zusammenhang bei der Anpassung der geometrischen Parameter vernachlässigt wurde,

müssen für die eigentliche Monte-Carlo-Simulation die entstehenden Abweichungen korrigiert

werden, indem das statistische Photonengewicht mit wE(θ) multipliziert wird, welches die

Energieabhängigkeit der Aufbaukappe und die Off-Axis-Softening-Korrektur enthält.

Auf diese Art und Weise sind alle notwendigen Parameter für eine Monte-Carlo-Simulation der

Photonen festgelegt. Gewürfelt werden Startposition, Energie E aus dem Energiespektrum und die

Richtung θ. Es fehlt für die endgültige Strahlerkopfsimulation nur noch der Quellenanteil der

Kontaminationselektronen. Weil dieser Beitrag aber sehr gering ist im Vergleich zum

Photonenanteil (ca. 1 %), wird die Elektronenquelle vereinfacht als kreisförmig und an der

Unterseite des Ausgleichsfilters gelegen angenommen. Ihr Radius entspricht dabei dem des Filters


an seiner Unterseite. Die Elektronenrichtung wird auf die gleiche Art wie die der Primär- und

Streuphotonen ermittelt. Für das Elektronenspektrum wird hingegen eine exponentielle Verteilung

erstellt:

p EedEe=Nee−Ee

⟨Ee⟩dEe ∀EminEeEmax(2.23)

mit der mittleren Elektronenenergie:

⟨Ee⟩≈0,13Enom[MeV ]0,55MeV (2.24)

und der nominellen Energie Enom der Photonenstrahlung. Der relative Gewichtsanteil Pe der

Elektronenquelle rührt von der Anpassung an eine gemessene Wassertiefendosiskurve her.

Für den geometrischen Anpassungsprozess benötigt VEFM die erwähnten, in Luft gemessenen

Dosisprofile (Inplane- und Crossplane-Richtung), mit der Aufbaukappe. Zum Fitten der

Energieparameter werden aufgrund der, aus der Luftmessung bestimmten Strahlerkopfparameter

und den bekannten festen geometrischen Parametern des Strahlerkopfes, monoenergetische

Tiefendosiskurven in Wasser für Energien von 0,25 MeV bis 20 MeV sowie eine

Elektronenkontaminationstiefendosiskurve berechnet, die dann an eine gemessene

Wassertiefendosiskurve ebenfalls mit einem χ2-Minimalisierungsalgorithmus nach

Levenberg-Marquard angepasst werden. Die verwendeten festen geometrischen Parameter werden

aus den inneren Gegebenheiten des tatsächlichen Beschleunigerstrahlerkopfes möglichst genau

bestimmt. Dabei ist auch die Möglichkeit gegeben, auf beschleunigerspezifische Aspekte wie

beispielsweise die für die Dosisberechnung wichtige Form der Enden der Lamellen des MLC

Rücksicht zu nehmen.[4],[7],[8],[9],[10],[15],[17],[18][19],[20]

2.4 Methoden zur Untersuchung und dosimetrischen Auswertung

2.4.1 TPS und 4D-CT: Verwalten des PTV und sonstiger Daten im TPS

Im oben genannten Schritt der Erzeugung der modifizierten Summenbildserie wird gleichzeitig

auch eine weitere Serie extrahiert, die simulieren soll, wie sich eine tatsächliche Gated


Radiotherapy oder Triggered Radiotherapy auf die Zielvolumendefinition und die

Patientenbelastung auswirken würde. Diese Serie besteht aus Bildern, die eine Minimalabweichung

zum Indizierungsindex im gesamten Indizierungsraum in ihrer Pixelsumme aufweisen. Dafür wird

die Pixelsumme jedes Einzelbildes mit den zugehörigen Zuordnungswerten im Indizierungsraum

verglichen, und im Fall des globalen Minimums wird von dem Einzelbild, dessen Pixelsumme das

Minimum darstellt, eine Serie aus den zugehörigen, gleichzeitig aufgenommenen Bildern

konstruiert. Diese konstruierte Serie stellt eine Einzelzeitaufnahme aus dem gesamten 4D-Stapel

dar, beim Vohandensein mehrerer solchen 4D-Stapel wird eine Teilserie aus jedem Einzelstapel

nach diesem Modus extrahiert. Die entstehenden Bilder werden abschließend zu einer Gesamtserie

zusammengefügt, die den Ortsraum aller Einzelstapel umfasst. Dazu sollten die Stapel nicht

erheblich weiter auseinander liegen als die eingestellte Schichtdicke im Stapel. Auch

Überschneidungen sollten vermieden werden. Es ist bei der Serie bewusst darauf verzichtet worden,

einen komplizierteren Minimalisierungsalgorithmus anzuwenden, nachdem offensichtlich wurde,

dass der Indizierungsindex der Einzelbilder im zeitlichen Verlauf keine tatsächliche

Atembeweglichkeitskurve darstellt, wie sie für eine Gated- oder Triggered- Radiotherapy

erforderlich wäre. Wegen der Minimalbedingung wird diese Serie auch als "Minimalabweichende"

oder "Minimalserie" bezeichnet. Das aus dieser Serie gewonnene Struktursystem von VOIs wird

mit dem Index "gated" bezeichnet. Beim Sortierungs- und Indizierungsvorgang werden somit zwei

Serien aus den verfügbaren 4D-CT-Daten gewonnen. Damit die Bildinformationen im

Therapieplanungssystem überhaupt verfügbar sind, müssen sie in DICOM-Dateien verpackt

werden. Dabei wird aus dem originalen Planungs-CT der Serienidentifikationsschlüssel

(FrameOfReferenceUID) ausgelesen und in die neu erstellten Serien geschrieben. Das führt dazu,

dass die einzelnen Serien mit der Planungs-CT-Serie bereits unter einer Registrierung im TPS

erscheinen, und dass das auch nicht mehr veränderbar ist. Diese Identitätsregistrierung besagt

ausschließlich, dass die Einzelbilder entsprechend ihrer Aufnahmepositionen zueinander angeordnet

werden, was aber dadurch bereits gegeben ist, dass die Patientenaufnahme in der selben Lagerung

mit der selben Nullpunktdefinition am selben Tag erfolgt ist. Um die Serien nun beim Import

unterscheiden zu können, wurde die Serienbeschreibung der modifizierten Summenbildserie

geändert, so dass sie nicht länger ein CT-Scan-Protokoll enthält, sondern eine eindeutig

beschreibende Zeichenfolge ("Virtual Contouring Series"). Die Minimalserie benötigt eine solche

Modifikation nach der einschlägigen Erfahrung nicht, weil die einzige vorhandene Serie, die zu

Verwechslungen führen könnte, das originale Planungs-CT ist, welches sich aber bereits durch die

deutlich größere Anzahl an Einzelbildern und das Vorhandensein eines Übersichtsbildes

2.4.1 TPS UND 4D-CT: VERWALTEN DES PTV UND SONSTIGER DATEN IM TPS – 49

unterscheidet. Um nun die vorhandenen drei Einzelserien sinnvoll nutzen zu können, müssen sie in

einen gesonderten Fall importiert werden, der allein für diesen Zweck angelegt wird. In diesem

Patientenfall wird in der modifizierten Summenbildserie die Ziel- und Risikovolumendefinition für

das Struktursystem mit dem Index "mod.Summe" definiert. In diesem Strukturset ist auch ein

Planungszielvolumen PTV(mod.Summe) enthalten. Als nächster Schritt werden zur weiteren

Verwendung die eingezeichneten Strukturen auf die anderen Bildserien kopiert. Das erfolgt für jede

Struktur einzeln, weshalb man nur die nötigsten Strukturen einzeichnen sollte. Allerdings müssen

alle Strukturen eingezeichnet sein, die für einen späteren Vergleich herangezogen werden sollen.

Die einzige Ausnahme bildet die Außenkontur, die sich in der verwendeten Version 1.4 des

Therapieplanungssystems OTP nicht kopieren lässt und deshalb in jeder Serie erneut mittels

Auto-Contouring-Werkzeug angelegt werden muss. Das Kopieren hat den Sinn, dass beim späteren

Export des entstandenen Struktursets aus diesem Patientenfall und einem späteren Import die

Konturen auch in allen anderen zugehörigen Serien sichtbar sind. Es stellt sich nämlich das Problem

bei Planvergleichen verschiedenener CT-Serien, dass eine Dosisberechnung stets nur auf die erste

Bildserie eines Patientenfalls möglich ist, und somit die jeweiligen Bildserien nochmal in einen

jeweils eigenen Fall importiert werden müssen, um eben dieses erreichen zu können. Zusätzlich

sollte auch immer das gleiche Strukturset Verwendung finden; es muss also ebenfalls in die neuen

Serien importiert werden.

Um eine sinnvolle Planung und Berechnung anstellen zu können, benötigt man ein genügend

großes Patientenvolumen. Da aber die Abdeckung der 4D-CT-Serien nur eine Länge von maximal

2,4 cm pro Stapel aufgrund des maximalen CT-Ausschnitts, der für zeitgleiche Aufnahmen zur

Verfügung steht, aufweisen, ist die resultierende Patientendichtematrix in z-Richtung einfach zu

kurz für eine Dosisdepositionsberechnung. Es fehlt nicht nur bei den Randschichten, sondern fast

über das gesamte Volumen, die laterale Rückstreuung aus den nicht vorhandenen

Nachbarschichten, weil das Zielvolumen bis fast direkt an den Rand des CT-Stapels reicht. Somit

sind alle aus den 4D-Aufnahmen gewonnenen Serien ungeeignet für eine Dosisberechnung.

Allerdings bezöge sich das in der Realität sowieso nur auf die Minimalserie, weil die modifizierte

Summenserie aufgrund ihrer Entstehung keine realen, sondern nur noch simulierte Dichten enthält

und unter diesen Bedingungen völlig ungeeignet für irgendeine Form von Dosisberechnung zur

Gewinnung einer sinnvollen Aussage ist. Als Ausweichmöglichkeit bleibt nur die CT-Serie, die das

originale Planungs-CT enthält. Man kann diese Serie auch insofern für alle Möglichkeiten

verwenden, als dass man damit wenigsten eine variable Größe fixiert, und somit weniger freie

Parameter übrigbleiben, die das Ergebnis eines Vergleichs beeinflussen könnten. Zusammenfassend


sind also zur Planung und zum Dosisvergleich zwei neue Fälle für den Patienten notwendig, in

denen jeweils die Planungs-CT-Serie enthalten ist. Zusätzlich muss einmal das originale Strukturset

und einmal das Strukturset des modifizierten Summenbildes importiert werden. Bestrahlungspläne

kann es mehrere pro Patientenfall geben, insofern ist es einfach möglich, weitere Pläne an einen

Fall mittels Importfunktion oder Beam Modelling später anzuhängen. Für den durchgeführten

Planvergleich wurden Patientenfälle mit den drei verschiedenen Struktursets, nämlich "original",

"mod.Summe" und "gated" unter jeweiliger Verwendung der originalen Planungs-CT-Bildserie

erstellt.

2.4.2 Datenauswertung

Die Planauswertungen können wieder nur fallweise durchgeführt werden. Dafür können aber

jeweils alle Pläne eines Falles in diesen Vergleich einbezogen werden. Das primäre Kriterium eines

erstellten Plans ist, dass die Dosisvorgabe in den einzelnen Schichten erfüllt wird. Bei einem

importierten Plan hingegen, ist es wichtig, die originalen Monitoreinheiten wiederzuverwenden. Zur

erfolgreichen Planung muss immer wieder eine Dosiberechnung angestoßen werden; die endgültig

berechnete Dosis wird dann abgespeichert. Das nächste wichtige, übersichtliche Kriterium für die

Güte eines Plans ist das Dosis-Volumen-Histogramm (DVH), welches alle Pläne für alle ROIs des

aktuellen Falles beinhalten kann. Aufgrund der Form der Einhüllenden für die einzelnen Strukturen

kann man leicht einzelne Pläne bezüglich ihrer Güte vergleichen. Dabei haben Risikoorgane und

Zielvolumina jeweils eine unterschiedliche Idealkurve als Einhüllende. Risikoorgane sollten

baldmöglichst so steil wie möglich abfallen; das heißt die Fläche unter der Einhüllenden sollte

minimal sein. Für Zielvolumina gilt das genaue Gegenteil; die entsprechende Fläche also sollte

möglichst maximal sein. Im direkten Vergleich mehrerer Pläne bedeutet das einfach gesagt, dass

derjenige, der diesen jeweiligen Idealkurven am nächsten kommt, der beste Plan ist. Natürlich sollte

dabei immer und unbedingt berücksichtigt werden, dass Risikoorgane auch individuelle

Dosisgrenzen haben, die nicht überschritten werden darf. Ansonsten könnte die Zieldosis beliebig

gut sein, der Plan würde dann sicher ausscheiden.

2.5 MESSTECHNISCHE DOSISVERIFIKATION – 51

2.5 Messtechnische Dosisverifikation

Um die berechneten Bestrahlungsdosen verifizieren zu können, ist es erforderlich, Messungen

anzustellen. Dafür gibt es grundsätzlich zwei verschiedene Ansätze, entweder die relativen

Dosisverteilungen mit Filmbestrahlungen aufzunehmen oder in geeigneten Umgebungen

punktweise die Absolutdosis zu messen. Als geeignete Umgebung für eine Absolutdosimetrie gibt

es das Wasserphantom oder verschiedene Plattenphantome, die Aufnahmemöglichkeiten für die zu

verwendende Messsonde besitzen. Solche Plattenphantome gibt es in verschiedenen radiologisch

relevanten Dichten, üblich sind beispielsweise wasser-, plexiglas- oder lungenäquivalentes Material.

Dabei besitzen die Plattenstapel einheitliche Grundflächen und auch die Plattendicke ist einheitlich,

üblicherweise 1 cm. Zusätzlich gibt es noch Kammer- und Diodenplatten für die Messkammern

bzw. -dioden. Auch dünnere Platten stehen bis zu einer minimalen Dicke von 1 mm im

wasseräquivalenten Phantom zur Verfügung, um genauere Stapelhöhen zu ermöglichen.

Plattenphantome lassen sich auch für Relativdosimetrien verwenden; allerdings wird dabei auf eine

gleichzeitige Absolutdosismessung verzichtet, weil ansonsten der Schatten der Messkammer lokal

die Dosisverteilung beeinflussen würde. Für die Relativdosimetrie ist es zusätzlich wichtig, die

Monitoreinheiten unter Umständen zu skalieren, damit die eingestrahlte Dosis eine verwendbare

Filmschwärzung erzielt. Bei den eingesetzten EDR-2-Filmen von Kodak wird ein optimaler

Schwärzungsgrad bei einer absoluten Dosis von ungefähr 2 Gy erzielt. Das bedeutet, dass für einen

Plan, dessen Maximaldosis bei 20 Gy pro Fraktion liegt, die Dosis um den Faktor 10 gesenkt

werden sollte, die Monitoreinheiten sind dafür also durch 10 zu teilen.


2.5.1 Das Alderson Phantom von RSD

Abbildung 2.5: Alderson-Phantom (komplett zusammengebaut)

Ein spezieller Phantomtyp sind die anthropomorhen radiologischen Phantome. In der Klinik und

Poliklinik für Strahlentherapie des Klinikums der Universität Regensburg gibt es zu diesem Zweck

ein Torso-Phantom der Firma RSD7. Es handelt sich bei diesem Phantom um ein radiologisch

menschenähnliches Phantom, das heißt, die inneren Dichten sollen denen eines realen Menschen

entsprechen. Dabei handelte es sich noch bis in die 1980er Jahre um menschliche Skelette, die mit

entsprechenden Kunststofflagen überzogen wurden; jedoch ist das verwendete Phantom nicht mehr

aus menschlichen Überresten hergestellt, sondern vielmehr aus handbearbeitetem Kunststoff, der

Knochendichte besitzt. Die restlichen Organe werden durch einen Kunststoff mit

wasseräquivalenter Dichte dargestellt, mit Ausnahme der Lunge, die mit lungendichteäquivalentem

Material gefüllt wird. Dabei sind mit Ausnahme der Knochenstrukturen keine äußerlichen

farblichen Unterschiede festzustellen, dafür aber sieht man in einem CT-Abbild die

Dichteunterschiede. Dieses Phantom ist in Scheiben geschnitten, wobei die Schnittfläche senkrecht

zur zentralen Körperlängsachse verläuft. In den Schichten sind in einem quadratischen Raster

7 Anthropomorphic Radiological Phantom (ART), ©RSD Radiology Support Devices Inc.,

Vertrieb Deutschland: PTW-Freiburg (Stand: 1992)

2.5.1 DAS ALDERSON PHANTOM VON RSD – 53

Bohrungen zur Aufnahme von Thermolumineszenzdosimetern (TLDs) mit einem jeweiligen

Durchmesser von circa 1 mm angebracht. Da jedoch in der Klinik und Poliklinik für

Strahlentherapie des Klinikums der Universität Regensburg keine TLDs aufgrund des hohen

Kalibrationsaufwands mehr verwendt werden, kann keine Absolutdosimetrie am Alderson-Phantom

durchgeführt werden. Es bleibt aber immer noch die Möglichkeit einer Relativdosimetrie, wobei die

Filme einfach zwischen entsprechende Schichten geklemmt werden und entsprechend der

möglicherweise notwendigen Monitoreinheitenskalierung bestrahlt werden.

Abbildung 2.6: Alderson-Phantom (Thoraxkonfiguration)


Abbildung 2.7: Einzelne Scheibe des Alderson-PhantomsGut sichtbar sind die knochenäquivalenten Strukturen und die TLD-Aufnahmebohrungen.

(Die zentrale Aussparung ist die Luftröhre.)

2.5.2 Messmethoden

Wie bereits erwähnt wurde beim Vergleich der Dosisberechnungsalgorithmen angenommen, dass

unabhängig vom verwendeten Algorithmus die Dosis in einem zentralstrahlnahen Punkt in der

Nähe des Isozentrums und möglichst entfernt von hohen Dosisgradienten ungefähr gleich berechnet

wird. Diese berechnete Dosis wird als Referenz-Renormierungs-Dosis für die bestrahlten Filme

herangezogen. Die Monitoreinheiten zur Filmbestrahlung wurden so reduziert, dass die

Dosisdeposition ungefähr im Bereich von 2 Gy liegt. Im TPS kann man keine gemessene mit einer

berechneten Dosis vergleichen; dafür muss ein weiteres Auswertungsprogramm eingesetzt werden.

Im Fall der Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie des Klinikums der Universität Regensburg

handelt es sich dabei um das Programm Verisoft8 von PTW. Dieses erlaubt auch prinzipiell den

Vergleich in berechneten Bestrahlungsdosen genauso wie den Vergleich zu gemessenen. Ein sehr

anschauliches Werkzeug bei der Auswertung ist der Gamma-Plot, der beim Bildvergleich ein

Ergebnisbild liefert, welches nur grüne oder rote Pixel enthält. Dabei bedeutet Grün, dass der

Pixelvergleich innerhalb, Rot, dass er außerhalb der Toleranzschwelle liegt. Diese Schwelle besteht

8 Verisoft Version 3.0; © PTW-Freiburg

2.5.2 MESSMETHODEN – 55

primär in einem absoluten Wertvergleich, erlaubt aber auch Abweichungen bis zu 5 % falls

innerhalb von einer einstellbaren Reichweite (Standardreichweite: 3 mm) der Wert erreicht wird.

Zum Zweck des Dosisagorithmenvergleichs wurde zusätzlich zu einer Dosisberechnung mit jedem

Algorithmus auch der mit dem Collapsed-Cone-Algorithmus erstellte Plan auf das

Alderson-Phantom bestrahlt, allerdings mit reskalierten Monitoreinheiten. Dazu werden Filme an

relevanten Stellen im Thorax eingeklemmt, und das Phantom wird bestrahlt. Vorher werden die

Filme mit einer Anstechnadel entsprechend der Phantommittellinie und dem längs verlaufenden

Positionierungslaser markiert. Direkt nach der Bestrahlung sollten die Filme gleich entwickelt und

fixiert werden. Um ein späteres Nachdunkeln zu vermeiden, sollten sie an einem lichtgeschützten

Ort aufbewahrt werden. Um die Relativdosis der Filme für das Auswerteprogramm zugänglich zu

machen werden sie mit einem Durchlichtscanner eingescannt. Zur genauen Auswertung wird

zusätzlich zu den Dosisfilmen noch eine Dosistreppe bestrahlt. Dabei wird ein Filmstreifen in

10 cm Tiefe unter wasseräquivalenten Phantomplatten, mit einer Unterlage zur Verhinderung der

Rückstreuung, mit Monitoreinheiten bestrahlt, die einer diskreten Dosisabstufung in 0,5 Gy-Stufen

von 0,5 Gy bis 3,5 Gy entsprechen. Jeder der eingestrahlten diskreten Einzeldosen wird dafür auf

dem Film eine diskrete Fläche ausreichender Größe zugeordnet. Dieser Vorgang erweist sich

deshalb als notwendig und muss auch bei jeder neuen Verifikation mit einem Film aus der aktuellen

Charge wiederholt werden, weil erstens die Filme kein lineares Ansprechverhalten bezüglich ihrer

Schwärzung entsprechend einer eingestrahlten Dosis haben, und zweitens weil sich Filme aus

unterschiedlichen Chargen in ihrem Ansprechverhalten auch wieder unterscheiden. Mit dieser

Treppe wird eine Linearkalibrationszuordnung erzeugt, die dann im Anschluss auf die Filmabbilder

angewandt wird. Anschließend muss dann nur noch die Filmdosis auf die berechnete Dosis örtlich

gefittet und abschließend auf den Dosisreferenzpunkt skaliert werden. Möglicherweise müssen die

Länge und Breite des gescannten Bildes extra angegeben werden, damit daraufhin keine Diskrepanz

entsteht. Dann kann direkt der Gammaplot erzeugt werden.


2.6 Weitere allgemeine Grundlagen

2.6.1 Aufbau und Möglichkeiten eines medizinischen Linearbeschleunigers

Medizinische Linearbeschleuniger sind nach dem allgemeinen Prinzip eines

Linearteilchenbeschleunigers aufgebaut. Jedoch finden sich einige spezielle Eigenheiten, die hier

erläutert werden sollen. Aufgrund des Anwendungsgebiets wird eine hohe Gleichmäßigkeit der

abgestahlten Teilchenfluenz einerseits und eine geometrische Genauigkeit andererseits benötigt. Im

medizinischen Linearbeschleuniger werden in einem Zyklotron Elektronen beschleunigt und beim

Erreichen der Austrittskreisfrequenz werden sie schließlich als Hochfrequenzpaket ausgekoppelt.

Die Weiterleitung erfolgt durch Vakuumhohlleiter (Wave Guides) bis zur eigentlichen

Linearbeschleunigerröhre. Diese Beschleunigerröhre ist mit seitlichen Kavitäten zwischen den

Beschleunigerdynoden versehen, die die Rückstreuung der stehenden Wellenfront vermindert, und

somit die effektive Ausbeute beim endgültigen Auskoppeln erhöht. Die eigentliche Beschleunigung

erfolgt mit ultrahochfrequenter (UHF) Spannung, wobei im Beschleunigerrohr die

Dynodenabstände kontinuierlich zunehmen, so dass bei gleicher Frequenz die für die

Elektronenpakete zu durchlaufenden Wege jeweils immer größer werden. Gleichzeitig wird der

negative Spannungsanteil für eine abstoßende Beschleunigung in Strahlrichtung genutzt. Die

erreichten kinetischen Energien liegen bei bis zu 21MeV (Siemens PRIMUS). Diesem

Ausgangsstrahl wird über exakt positionierte Permanentmagneten (Bending Magnets) im

Strahlerkopf des Linearbeschleunigers die Richtung der strahlformenden Geometrie gegeben. Für

eine Bestrahlung mit Elektronen wird dieser Strahl mittels einer Streufolie aufgeweitet, so dass eine

weitgehend homogene Intensitätsverteilung in lateraler Richtung erreicht wird. Für eine

Photonenbestrahlung wird der umgelenkte Elektronenstrahl auf ein Schwermetalltarget (Siemens

PRIMUS: früher Au, inzwischen W) gelenkt, auf dem durch das Auftreffen

Bremsstrahlungsgammaquanten entstehen. Um die laterale Intensitätsverteilung dieser

entsprechenden Primärquelle zu homogenisieren, ist ein komplex geformter Ausgleichsfilter im

weiteren Strahlengang angeordnet. Dadurch wird zwar die Intensitätsform ziemlich gleichmäßig in

der Referenztiefe, jedoch nimmt die Energiequalität des Spektrums aufgrund der direkt hinter dem

Filter auftretenden Strahlaufhärtung ab. Das Phänomen der Strahlaufhärtung tritt immer dort auf,

wo sich zwischen einer Gammaquelle und dem Detektor ein erhebliches Hindernis wie

beispielsweise ein Metallblock, befindet. Dieser Effekt ist darauf zurückzuführen, dass ein beliebig

langwelligerer Anteil des Spektrums besser absorbiert wird als ein vergleichsweise kurzwelligerer.

Er wird also auch immer dann relevant, wenn sich ein Metallteil – wie eine Absorberplatte oder ein

2.6.1 AUFBAU UND MÖGLICHKEITEN EINES MEDIZINISCHEN LINEARBESCHLEUNIGERS – 57

intensitätsverändernder Keil – im Strahlengang befindet. Im weiteren Strahlverlauf finden sich dann

Blenden und meistens ein Multilamellenkollimator (MLC). Der MLC ist aus zwei Plattenstapeln

aufgebaut, deren Kanten jeweils eine Blendenkante ersetzen. Dabei ist jede Einzelplatte oder

-lamelle (Leaf) eines solchen Stapels einzeln ansteuerbar, so dass mittels geeigneter

Bestrahlungsplanung eine günstige Feldform eingestellt werden kann. Außerdem werden den

Lamellen solche Formen gegeben, dass die Leckstrahlung zwischen zwei Nachbarn möglichst

gering ist. Das wird hauptsächlich durch Nut- und Feder-Konstruktionen erreicht. Auch werden

weitere der Strahlqualität und -konformität dienliche Konstruktionsmerkmale wie beispielsweise

abgerundete Lamellenenden in den MLC integriert. Eine weitere wichtige Baugruppe des

medizinischen Linearbeschleunigers ist ein integriertes, redundant ausgelegtes Monitorsystem, das

die abgestrahlte Energieleistung in Monitoreinheiten (MU) erfasst. Die Monitorkalibration erfolgt

aufgrund der Energiedosismaximumstiefe (DMax) oder einer Referenztiefe im Medium. Übliche

Kalibrationen beziehen sich dabei auf die biologisch wirksame Dosis in Gray (Gy) in Wasser. Zur

Messung wird dabei oft auf radiologisch gesehen wasseräquivalententes Material (Bezeichnung:

RW 3) zurückgegriffen. Eine übliche Kalibration des Monitorsystems ist beispielsweise die in (2.1)

verwendete.[24]

2.6.2 Aufbau und Möglichkeiten eines Computertomographiesystems

Das Computertomographiesystem (CT) besteht aus einer Röntgenröhre und einem

gegenüberliegendem CCD-Detektor. Um Schichtaufnahmen zu erzeugen, sind nur wenige Zeilen

im Detektor nötig. Gleichzeitig enthält der Detektor möglichst viele Spalten. Die gesamte

Anordnung ist in einer Gantry so aufgehängt, dass die Röhre auf der einen Seite und der Detektor

auf der anderen Seite kontinuierlich um den Patienten rotieren können und dabei zueinander einen

konstanten Abstand haben. Es wird für jeden Rotationswinkel die Schwächung der

Röntgenstrahlung entlang ihres Weges von der Röntgenquelle zum jeweiligen Detektorelement

bestimmt. Dabei ist der begrenzende Faktor der Anordnung die Auslesegeschwindigkeit der

einzelnen CCD-Elemente. Diese maximale Auslesegeschwindigkeit bestimmt dann in Kombination

mit der bekannten und als konstant gesetzten Rotationsgeschwindigkeit die finite Winkelgröße der

Rotation. Die eigentliche Bilderzeugung findet anschließend während der Rekonstruktionsphase

statt. Dabei wird einerseits der rotationssymmetrische Datensatz in ein karthesisches


Speicherformat überführt. Der dritte Raumkoordinatenwert wird aus der diskreten Zuordnung der

CT-Tischbewegung gewonnen. Wegen der Diskretion dieser Zuordnung ist es möglich, ein

Spiral-CT-Protokoll aufzunehmen, welches sich dadurch auszeichnet, dass ein kontinuierlicher

Tischvorschub stattfindet, und trotzdem pro Bild einen diskreten Koordinatenwert zu erhalten Der

Rekonstruktionsalgorithmus wird in diesem Fall die Schwächunsdaten von benachbarten

Rotationswinkelelementen so vergleichen, dass in die Mitte einer ganzen Umdrehung die

CT-Tischkoordinate als der diskrete Wert angenommen wird. Schwächungen aus dem Intervall

[0°;180°[ werden einen Interpolationsbeitrag zur vorangehhenden Schicht, solche aus dem

Intervall ]180°;360°[ einen Interpolationsbeitrag zur nachfolgenden Schicht liefern. Der Einfachheit

halber soll hier aber beispielhaft die Rekonstruktion bei diskretem Tischvorschub und zuerst für

eine Einzelschicht, also für eine einzelne CCD-Zeile, genauer erläutert werden. In allen anderen

angewandten Fällen wird die Rekonstruktion mit zusätzlichen Parametern versehen, die im

Endergebnis entweder bessere Bildqualitäten liefern oder eine Beschleunigung des gesamten

Aufnahmevorgangs bei gleichbleibender Bildqualität erlauben. Historisch gewachsen ist die

verwendete Matrixgröße für die fertigen Schichtbilder. Sie beträgt 512·512 Pixel pro Einzelbild bei

4096 möglichen Grauwerten pro Pixel. Eine Rekonstruktion erfolgt, indem die einzelnen

gantrywinkelabhängigen Schwächungswerte zu einem Bild durch die Annahme überlagert werden,

dass die jeweilige Einzelschwächung durch eine homogene Schwächung im Strahlengang

hervorgerufen wurde. Das bedeutet, dass ein fertiges CT-Bild einer Einzelschicht als Summe von

Einzelbildern, die für sich jeweils einem Schwächungsbild aus den jeweiligen diskreten Teilwinkeln

der Gantryrotation stammenden Schwächungswerten entsprechen, zusammengesetzt wird. Zur

Schärfung dieses Einzelschichtbildes wird ein sogenannter Faltungskern über die Summe der

Winkelteilbilder gelegt. Dieser Faltungskern entstammt einer numerischen Rückrechnung von

aufgenommenen Objekten, deren Geometrie bekannt ist, und welche mit dem fertig rekonstruierten

Bild verglichen wird. Um den Faltungskern anzuwenden, wird das fertige Bild einer

Fouriertransformation unterzogen. Auf die Fouriertransformierte wird dann der Faltungskern

multipliziert, und anschließend erfolgt die Rücktransformation. Das hat den Zweck,

aufnahmebedingte Artefakte aus den fertigen Bildern zu entfernen. Solche Faltungskerne werden

vom Hersteller für patientien- und aufnahmetypische Fälle entsprechend bereitgestellt und sind bei

Auslieferung der CT-Geräte bereits in das Rekonstruktionsmodul integriert. Informationen darüber,

welcher Faltungskern für einen gegebenen Aufnahmetypen sinnvoll ist, bezieht das

Rekonstruktionsmodul aus der Angabe, welches Patientenprotokoll für den Einzelfall vom

Anwender ausgewählt wurde, denn je nach aufgenommener Körperregion oder

2.6.2 AUFBAU UND MÖGLICHKEITEN EINES COMPUTERTOMOGRAPHIESYSTEMS – 59

Patientenabmessungen kommen unter Umständen andere Faltungskerne zum Einsatz. Im Falle eines

mehrzeiligen CTs besteht auch die Möglichkeit, mehrere Schichtbilder zeitgleich aufzunehmen. Bei

einer solchen Aufnahmemodalität wird in der Rekonstruktion einer beliebigen Einzelschicht noch

ein zusätzlicher Faltungskern eingebracht, der die Abweichung des Strahlenganges gegen die

Rotationsebene beschreibt, so dass die entstehenden Bilder (trotz der stärkeren der

rotationswinkelelementabhängigen Teilbildschwächungen) letztendlich von vergleichbarer Qualität

wie das Bild im Zentralstrahl sind. Für so genannte 4D-CT-Studien wird genau diese Möglichkeit

eines Mehrzeiler-CTs genutzt. Dabei werden bei fester Tischposition mehrere Bilder aus den

verfügbaren Zeilen gleichzeitig aufgenommen; dieser Vorgang wird für einen längeren Zeitraum

wiederholt, bis eine genügende Anzahl von aufeinanderfolgenden Bildern an benachbarten

Schichtpositionen erhalten wurde. Bei der Rekonstruktion wird ein solcher Datensatz genau wie

eine übliche Aufnahme behandelt, nur das nachfolgend die Zeiten abgearbeitet werden, und der

jeweilige "Zeitstapel" wie eine Einzel-3D-Aufnahme behandelt wird. Der einschränkende Faktor

einer solchen 4-dimensionalen Aufnahme liegt in der maximalen Gantrywinkelgeschwindigkeit (die

ihrerseits ja nicht ausschließlich von den mechanischen Fähigkeiten des Antriebs beschränkt wird,

sondern auch von der Ansprechzeit der CCD-Detektoren), weil aus geometrischen Gründen pro

Einzelbild mindestens eine halbe Rotation erforderlich ist, um ein realistisches Abbild des Patienten

rekonstruieren zu können. In der Realität wird allerdings meist eine ganze Gantryrotation

eingesetzt, um Bildfehler bei der Rekonstruktion verringern zu können. Außerdem sind Geräte bzw.

Geräteoptionen, die Rekonstruktionen aus dem Schwächungsbild nach bereits einer halben

Gantryrotation ermöglichen, deutlich teurer als solche, die eine ganze Umdrehung voraussetzen.

Die für diese Arbeit verwendeten 4D-Patientenaufnahmen wurden mit einem solchen

Mehrzeiler-CT aufgenommen, welches eine Gantryrotationsfrequenz von 1 s-1 bereitstellt und über

16 Zeilen bei einer maximalen Dicke des Aufnahmestapels von 2,4 cm verfügt. Die karthesischen

CT-Koordinaten sind so festgelegt, dass durch die Tischverschiebung z, durch oben und unten y und

durch die Lateralverschiebung x definiert werden. Diese Informationen werden neben anderen in

den DICOM-Dateien, die die Bildinformationen enthalten, abgelegt.

Die Grauwertinterpretation basiert auf der Hounsfield-Skala, einer üblichen Skalierung von

CT-Schwächungswerten µ eines aufgenommenen Objekts zur Dichte dieses Objekts. Dafür gilt:

(2.25)[HU ]µObjekt :=µObjekt−µWasser µWasser−µ Luft

⋅1000


Obwohl diese Skala theoretisch nach oben offen ist, verwendet das Dateiformat nur Werte zwischen

-1024 und 3071. Der Grund dafür liegt hauptsächlich in der Geschichte des CTs und entstammt

Zeiten, als Speicherplatz noch ein sehr viel teureres Gut war als heutzutage. Dabei wurde

berücksichtigt, dass die realen Werte für einen Patientien innerhalb dieses Intervalls zu finden sind.

Die Speicherung erfolgt, indem man den eigentlichen Hounsfieldwert (HU) linear nach oben

skaliert, indem 1024 addiert wird, um ausschließlich positive Werte zu erhalten. Diese werden in

einem 1-dimensionalen Array als Datenelement im DICOM-Dataset der CT-Bilddatei zeilenweise

abgespeichert.[12]

2.6.3 Aufbau und Möglichkeiten eines Therapieplanungssystems

Das Therapieplanungssystem (Treatment Planning System, TPS) ist ein computergestütztes System,

mit welchem die gesamte Bestrahlung geplant und – soweit rechnerisch möglich – überprüft wird.

Dazu bedarf es mehrerer Module, die dem Planenden die einzelnen Planungsaufgaben ermöglichen.

In der Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie des Klinikums der Universität Regensburg wird

momentan das von der Firma Nucletron stammende Planungssystem Oncentra MasterPlan (OTP)

in der Version 1.5 ServicePack 1 verwendet, jedoch hat sich die Versionsnummer seit Beginn der

Arbeit von 1.3 erhöht. Dabei ist festzustellen, dass nicht jede Version auch alle Fähigkeiten ihrer

direkten Vorgängerversion übernommen hat. Ein wichtiges Beispiel in diesem Zusammenhang ist

die ersatzlos fehlende Möglichkeit seit dem Update auf v1.4 des Imports von 4D-CT-Serien. Im

folgenden soll OTP als Beispiel für die typischen Fähigkeiten eines TPS beschrieben werden. Für

spezielle Fragen, insbesondere zum Thema DICOM, wird auf den Teil Allgemeines am Ende dieses

Unterkapitels verwiesen.[11]

2.6.3.1 Module Image Registration und Target Definition im TPS

Im Registrierungsmodul findet, wie der Name bereits vermuten lässt, die Registrierung der

einzelnen Bildserien eines Patientenfalles statt. Dabei ist es für das Planungssystem unerheblich,

2.6.3.1 MODULE IMAGE REGISTRATION UND TARGET DEFINITION IM TPS – 61

von welcher Aufnahmequelle (Aufnahmemodalität) die Bildserien stammen. Mit verschiedenen

Registrierungsalgorithmen können in diesem Modul die Serien mittels rigider Registrierung

aufeinander so angepasst werden, dass eine möglichst gute topologische Übereinstimmung

zwischen beiden Bildmengen und den daraus konstruierten dreidimensionalen Objekten entsteht.

Aufgrund der Rigidität der Registrierung werden ausschließlich Streckung, Rotation und

Translation der einzelnen Serien gegeneinander berücksichtigt. Für den eigentlichen

Registrierungsvorgang stehen mehrere Registrierungsalgorithmen zur Verfügung. In OTP sind die

zur Verfügung stehenden Algorithmen Manual, Identity, Landmark, Surface Matching und Mutual

Information. Auf die einzelnen Registrierungsalgorithmen soll im Rahmen dieser Arbeit nicht näher

eingegangen werden. Die Identität entspricht dabei einer absoluten Übereinstimmung der beiden

Serien bezüglich der in den Einzelbildern gespeicherten Positionsinformationen, das bedeutet, hier

wird eigentlich gar keine Registrierung durchgeführt, sondern es wird von Benutzerseite behauptet,

die Serien lägen direkt übereinander, was im vorliegenden Fall auch den Tatsachen entspricht. Das

kann unter Umständen dann von Vorteil sein, wenn von vornherein bereits sicher ist, dass es eben

so ist. Dann kann mit dieser Methode auf eine länger dauernde Rechnung verzichtet werden.

In das Registrierungmodul ist das Modul zur Zielregionendefinition (Target Definition) integriert,

da beide in das DICOM-Strukturset schreiben. Die Zielregionen (Regions Of Interest, ROI) werden

schichtweise einfach per Hand oder mit Hilfswerkzeugen (Automatic Contouring), wie

beispielsweise einem Kantendetektionsverfahren zur Bestimmung der Außenkontur, eingezeichnet

und als Polygonzüge für die jeweilige Schicht und das jeweilige ROI im DICOM-Strukturset

abgespeichert. Ein fertiger Satz aus Regions Of Interest der Einzelschichten für eine bestimmte

Einzelstruktur wird entsprechend seiner 3D-Interpretation auch als Volume Of Interest (VOI)

bezeichnet. Grundsätzlich gibt es verschiedene Typen von ROIs. Einerseits werden die

Bestrahlungsziele als ROIs definiert, andererseits werden auch die anatomisch-morphologischen

Patientengegebenheiten als ROI eingezeichnet. Demzufolge unterscheidet man die ROIs in Ziele

(Targets) und in Risikoorgane (Organs At Risk, OAR). Typische Risikoorgane bei

Thoraxbestrahlungen sind das Rückenmark und die Lunge. Bei der eigentlichen

Bestrahlungszieldefinition unterscheidet der einzeichnende Arzt zwischen Gesamttumorvolumen

(Gross Tumor Volume, GTV), Klinischem Zielvolumen (Clinical Target Volume, CTV) und

Primärbestrahlungsvolumen (Planning Target Volume, PTV). Dabei sind diese Begriffe so definiert,

dass in jedem nachfolgenden Volumen das vorangehende enthalten ist. Das GTV ist dabei so

definiert, dass es den Tumor entsprechend seiner erkennbaren morphologischen Ausdehnung

einschließen soll. Das CTV wiederum wird mit einem (zum Teil variablen) Randsaum um ein


eingezeichnetes GTV gelegt, so dass mögliche, durch die Bildgebungsmethode nichterkennbare

Tumorauswüchse je nach Tumorart noch mit eingeschlossen werden sollen. Das PTV schließlich

soll die Patientenbeweglichkeit während der Bestrahlung kompensieren. Das heißt speziell im Fall

einer thorakalen Bestrahlung, dass im PTV die Tumorbeweglichkeit wegen der

Patientenatemtätigkeit und möglicher Verschiebungen aufgrund der Herzbewegungen enthalten

sind. Anzumerken ist noch abschließend, dass normale anatomische Gegebenheiten, also die

meisten Risikoorgane, nicht unbedingt immer vom Arzt eingezeichnet werden müssen, wohingegen

die Definition der Bestrahlungsziele auf jeden Fall immer durch einen Arzt mit der nötigen

Ausbildung zu erfolgen hat.[11]

2.6.3.2 Modul Beam Modelling des TPS

Dieses Modul wird benutzt, um die Dosisverschreibung des Arztes in einen tatsächlichen

Bestrahlungsplan umzusetzen. Dazu wird der Patientenfall mit den eingezeichneten Konturen und

eine Dosisverschreibung mit Fraktionierungsvorgabe für diesen Fall benötigt. Es muss also klar

sein, welches VOI wie bestrahlt werden soll, denn das unterliegt schließlich der

Dokumentationspflicht. Zuerst wird der Einstellpunkt definiert. Er ist vom Arzt so gewählt worden,

dass er leicht in der Bildfolge wiedergefunden werden kann, ohne dass auf die mitgelieferten

Bildinformationen zurückgegriffen werden muss. Es handelt sich also bei der stereotaktischen

Bestrahlung um die Schnittpunkte von Waagerechter und Senkrechter durch die Schnittpunkte des

Gitters am stereotaktischen Rahmen. Bei einer Bestrahlungsplanung ohne den stereotaktischen

Rahmen wird ein anatomisch-morphologisch leicht wiederzufindender Punkt, wie beispielsweise

die Wirbelvorderkante eines speziellen Brustwirbels oder die Unterkante des Brustbeins bzw.

äußere Markierungen auf der Haut des Patienten verwendet. Es werden nun entsprechend der

Erfahrung des Bedienenden und analog verschiedener Beispielfälle die Strahlanordnung für die

Bestrahlung in einem 3D-Modell um die sichtbare Patientengeometrie angeordnet. Dabei handelt es

sich also um den Gantrywinkel, den Kollimatorwinkel, die Blendenanordnung und die

Lamellenanordnung des MLC, desweiteren die Bestrahlungsqualität, also Elektronen- oder

Photonenfelder und deren jeweilige Energie, und gegebenenfalls noch weitere strahlverändernde

Zubehörteile, wie Keile für Photonenfelder oder spezielle Tubi für Elektronenfelder. Für die

eigentliche Bestrahlungseinstellung werden die einzelnen Strahlengänge als jeweils eigener Beam

2.6.3.2 MODUL BEAM MODELLING DES TPS – 63

festgelegt und dann entsprechende Anpassungen wie Gantrywinkel, Kollimatorwinkel und

MLC-Lamelleneinstellungen vorgenommen.[11]

2.6.3.3 Dosisberechnungsalgorithmus (Dose Engine) im TPS

Der Dosisberechnungsalgorithmus erfüllt grundsätzlich zwei Aufgaben, nämlich einerseits die zu

erwartende relative Dosisverteilung im 3D-Modell des Patienten möglichst genau zu berechnen,

andererseits die Dosisvorgabe entsprechend der geplanten Fraktionierung in einen Bestrahlungssatz

aus Monitoreinheiten zugehörig zum jeweiligen Einzelstrahl für jede Einzelbestrahlungssitzung

zuzuordnen. Nach Abschluss der Bestrahlungsfeldmodellierung wird eine Dosisberechnung

durchgeführt um sicherzustellen, dass die verschriebene Dosis nicht überschritten wird und

andererseits auch nicht unterschritten wird. Einfach gesagt, es soll sichergestellt werden, dass die

Dosisdeposition an dem Ort und im angestrebten Maß stattfindet. Dabei wird als

Bewertungskriterium allerdings nicht ausschließlich die absolut berechnete Dosisverteilung

zugrunde gelegt, sondern es werden auch die Besonderheiten des einzelnen

Dosisberechnungsalgorithmus berücksichtigt. In OTP stehen zwei verschiedene Algorithmen zur

Dosisberechnung zur Verfügung, ein Nadelstrahlalgorithmus (Pencil Beam, PB) und ein

Konvolutionskernelsuperpositionsalgorithmus (Collapsed Cone, CC). Beide Algorithmen haben

gewisse Unzulänglichkeiten. So ist bekannt, dass der Pencil-Beam-Algorithmus die

Dosisgradienten im Halbschatten des Strahlengangs schärfer darstellt, als sie in Wirklichkeit sind.

Auf der anderen Seite stellt der Collapsed-Cone-Algorithmus das absolute Dosismaximum

niedriger dar, als es in Realität tatsächlich ist, was sich daraufhin wieder auf die Berechnung der

Monitoreinheiten (MU) überträgt, und diese entsprechend der Dosisvorgabe erhöht. Auch haben

beide Algorithmen in Bereichen hoher Dichtevarianzen Probleme, die eigentliche Dosisdeposition

in einer solchen Umgebung exakt zu modellieren. Abschließend kann man zur Qualität der derzeitig

praktikablen Algorithmen aufgrund diverser Publikationen sagen, dass PB zwar kürzere Rechenzeit

benötigt als CC und gleichzeitig die Absolutdosis realistischer modelliert, andererseits aber CC die

relative Dosisverteilung besser beschreibt. Inwiefern sich diese allgemeinere Aussage auch auf den

thorakalen Bestrahlungsfall übertragen lässt, folgt später noch eine genauere Ausführung.[11]


2.6.3.4 Modul Evaluation des TPS

Nach Abschluss der Dosisberechnung wird also die Planvorgabe mit dem Ergebnis verglichen; bei

Akzeptanz durch den behandelnden Arzt kommt dann dieser Plan mit den berechneten

Monitoreinheiten und der zugrundeliegenden Fraktionierung zur Bestrahlung ins

Bestrahlungsverwaltungssystem. Von dort aus kann er von der Beschleunigersteuerung abgerufen,

bestrahlt und im Kostensystem erfasst werden. Wird der Plan jedoch nicht akzeptiert, so muss eine

erneute Therapieplanung stattfinden, das heißt, dass entsprechend der Kritikpunkte des Arztes der

bestehende Plan nachgebessert wird und eine neue Dosisberechnung erfolgt. Dabei wird dann zum

Beispiel eine bessere Schonung von Risikoorganen oder eine genauere Zielabdeckung gefordert.

Um die Güte eines Planes nicht ausschließlich qualitativ vergleichen zu können, sondern um auch

eine quantitative Vergleichsmöglichkeit nutzen zu können, verwendet man als üblichen und

einfachsten Vergleichsmodus ein Dosis-Volumen-Histogramm (DVH). Darin wird das abgedeckte

ROI-Volumen gegen die entsprechend deponierte Vergleichsdosis aufgetragen. Das bedeutet, dass

man für jedes Einzel-ROI eine Histogrammkurve erhält, die entsprechend der Art des ROIs gewisse

Idealvorgaben hat, und deren Annäherung an dieses Ideal unter Einhaltung der Vorgaben zur

Organschonung (für Risikoorgane) oder zur genauen Zielabdeckung (für Zielorgane) untersucht

werden. Zum Beispiel, ein optimaler DVH-Plot für das PTV sieht so aus, dass 100 % des Volumens

100 % der Dosis abbekommen. Entsprechend gilt für ein Risikoorgan, dass 100 % dessen

Volumens 0% der Dosis abbekommen sollen. In der Praxis ist es noch schwieriger, der ersten

Vorgabe als der zweiten zu genügen. Da nur in den seltensten Fällen das Ziel direkt an der

Körperoberfläche des Patienten liegt (und selbst dann), wird es immer eine Mitbelastung gesunden

Gewebes bei einer Bestrahlung geben. Die allerdings meistens erfüllbare Absicht ist jedoch, die

Strahlenbelastung für gesundes Gewebe möglichst deutlich unterhalb der Dosistoleranzschwelle für

den jeweiligen Gewebetypen zu halten.[11]

2.6.3.5 Allgemeines

Die Archivierung und der elektronische Zugriff auf medizinische Bilddateien erfolgt über den

DICOM-Standard. Dabei steht DICOM für Digital Imaging and Communications in Medicine.

Dieser Standard findet weltweite Verbreitung und wird nach wie vor weiterentwickelt. Das

2.6.3.5 ALLGEMEINES – 65

eigentliche DICOM-Format dient dabei als Container für alle möglichen medizinischen

Informationen. Einer DICOM-Datei ist eine gewisse Selbstständigkeit insofern eigen, als dass aus

einer Einzeldatei einer ganzen Bilderserie bereits sämtliche relevanten Patienteninformationen

bezüglich der Patienteneigenschaften sowie auch der Modalitäten der Bildaufnahme extrahiert

werden können. Da die Informationen zwar in einem Binärformat abgespeichert sind, der

DICOM-Standard aber offen ist, müssen verschiedene Sicherungsmaßnahmen ergriffen werden, um

das Patientengeheimnis zu schützen. Dazu zählt auch, dass der Transfer von DICOM-Dateien auf

ein physikalisch unabhängiges Kliniknetzwerk beschränkt ist. Über dieses Netzwerk erfolgt im

Falle des üblichen Vorgehens in der Strahlentherapie der Transfer der Bilddateien von der Lagerung

als CT-Aufnahme hin zum Planungssystem und nach erfolgreicher Planung weiter zum

Bestrahlungssystem. Dieses System ist für die korrekte Zuordnung von Patienteninformationen

bezüglich der Behandlung einerseits und der abrechnungsfähigen Leistungen andererseits zuständig.

Damit soll auch sichergestellt werden, dass ein Patient nicht im Rahmen der

Bestrahlungsfraktionierung eine falsche Strahlendosis erhält.

Im DICOM-Standard werden in der Dateierstellung mehrere Hauptobjekte angelegt. Im Fall einer

typischen CT-Bilddatei sind das der MetaHeader und das Dataset. In jedem dieser Hauptobjekte

können Unterobjekte oder Daten direkt abgespeichert sein. Dabei wird einem Untereintrag in einem

Hauptobjekt immer ein Datentyp und eine Bezeichnung zugeordnet. Da es sich um einen offenen

Standard handelt, sind die meisten notwendigen Objekte durch den Standard bereits vorgegeben;

allerdings bleibt dem Hersteller noch ein weites Feld an Möglichkeiten, eigene Datenobjekte

einzubringen. Ein Unterobjekt erscheint dem Hauptobjekt dabei als spezieller Datentyp und kann

selbst wieder weitere Unterobjekte genauso wie auch Daten enthalten. Datentypen sind bei den

vorgegebenen Datenobjekten bereits auf sinnvolle Typwerte gesetzt, zum Beispiel ist für das

Datenobjekt SeriesAcquisitionDate, welches offensichtlich ein Datum enthalten soll, der Datentyp

standardmäßig auf DA ("Datumsvariable") gesetzt. Zum Auslesen und Schreiben einer

DICOM-Datei kann man beispielsweise das DICOM-ToolKit von Offis verwenden, welches

Kommandozeilenwerkzeuge zur Verfügung stellt oder auch Headerdateien zum direkten Einbinden

in C++-Programme. Ähnliche Werkzeuge gibt es auch als Pakete für Matlab9 und IDL10.

Ein TPS wird bei Indienststellung mittels Dosisprofilen und Tiefendosiskurven sowie

entsprechender Absolutdosimetrie kalibriert. Dieser Schritt wird in diesem Kapitel bei der

9 MatLab®, ©The MathWorks

10 IDL® (Interactive Data Language), ©RSI Research Systems Inc.


Behandlung des Virtual Electron Fluence Model (VEFM) genauer erläutert, da sich die Prozedur

kaum unterscheidet, bzw. wo dies der Fall ist, wird gesondert darauf hingewiesen. Damit wird dem

Planungssystem eine Simulation der beschleunigerseitigen Eigenarten zur Dosisberechnung

ermöglicht, welche wiederum für alle im TPS enthaltenen Dosisberechnungsalgorithmen gesondert

gegeben sein muss, da sich aufgrund verschiedener Algorithmen verschiedene

Strahlerkopfmodellierungen ergeben. Die momentan gebräuchlichen Algorithmen sind der

Nadelstrahlagorithmus und der Konvolutionskernelsuperpositionsalgorithmus. Inzwischen sind

auch kommerzielle Monte-Carlo-Algorithmen (MC) zur Dosisberechnung erhältlich. Im Fall der

Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie des Klinikums der Universität wird allerdings kein

kommerzielles Monte-Carlo-System verwendet, sondern es wird auf der Grundlage des von

Matthias Fippel entwickelten XVMC-Codes ein eigenes Bestrahlungsplanungssystem zu

Forschungszwecken eingesetzt. Das hat den Vorteil, dass die verwendeten Algorithmen bekannt

sind und nicht der Firmengeheimhaltung unterliegen. Außerdem wurde in der Klinik und Poliklinik

für Strahlentherapie seit einigen Jahren an einer Erweiterung zur inversen Dosisoptimierung, dem

Programmpaket Inverse Kernel Optimization (IKO) gearbeitet, welches direkt mit der verwendeten

Version von XVMC kombiniert wurde.

Kapitel 3

Ergebnisse

3.1 Kommissionierung des VEF-Modells für XVMC 15 MV Photonen

Zunächst wurden die geometrisch festen Parameter bestimmt, die für die Modellierung des

Strahlerkopfes nötig sind. Der nächste Schritt erforderte eine intensive Beschäftigung mit den

gemessenen Luftprofildaten aus den Inplane- und Crossplane-Messungen. Diese mussten für den

Fitprozess mit dem bei XVMC mitgelieferten Fitprogramm afit als erstes symmetrisiert und auf die

den einzelnen Feldgrößen entsprechenden Outputfaktoren normiert werden. Die Symmetrisierung

erfolgte mit der Software WP 700 des Wasserphantoms11, indem die Profile jeweils gespiegelt und

anschließend Spiegelung und Original gemittelt wurden. Die Outputfaktoren wurden aus

Punktmessungen bei 100 Monitoreinheiten für die zugehörigen Feldgrößen bestimmt, wobei die

Dosisnormierung so festgelegt ist, dass der Messwert des größten Felds (40x40 cm²) 100 %

entsprechen. Alle Felder wurden in Isozentrumstiefe entsprechend der Fitvorgabe gemessen.

Für die Messungen wurden die folgenden Feldgrößen verwendet:

2x2, 3x3, 5x5, 10x10, 20x20, 40x40, 5x40, 40x5, 10x40 und 40x10 cm²

Für jede Feldgröße wurden insgesamt 7 Profile in Luft gemessen, nämlich im Abstand zur

Primärstrahlerkopfphotonenquelle (Bremsstrahlungstarget):

80 cm, 100 cm und 120 cm

In allen diesen Tiefen wurden die Profile in Inplane- und Crossplane-Richtungen gemessen,

11 Wellhöfer WP 700®; ©Wellhöfer Scanditronix

67

68 – ERGEBNISSE

zusätzlich wurde für jedes Feld noch eine Tiefendosiskurve von 80 cm bis 120 cm Tiefe

aufgenommen. Die Messungen selbst mussten für diese Arbeit nicht erneut vorgenommen werden,

da Dr. rer. nat. Matthias Hartmann während seiner Doktorarbeit[7] die

Kommisionierungsmessungen für die 6 MV-Photonenmodellierung von VEFM durchgeführt hat

und währenddessen auch die Werte für die 15 MV-Photonenmodellierung ermittelt hat. Ebenso

wurde die Wassertiefendosiskurve (10x10 cm² Feldgröße, SSD: 100cm), welche für den späteren

Fit des Energiespektrums notwendig ist, bereits von Dr. Hartmann bestimmt.

Die zum Normieren der Profile notwendigen Outputfaktoren wurden wie folgt bestimmt:

Feldgröße [cm²] 2x2 3x3 5x5 10x10 20x20 40x40 5x40 40x5 10x40 40x10

Outputfaktor [%] 85,7 89,2 92,7 96,0 99,1 100 96,5 94,4 98,7 97,6

Tabelle 3.1: Outputfaktoren für die Renormierung der symmetrischen Luftprofile

Auf diese Outputfaktoren wurden nun alle Einzelprofile normiert, und konnten dann direkt an das

Fitprogramm übergeben werden. Dabei stellte sich zunächst das Problem des Fitprogramms heraus,

welches die Kurven beim Einlesen nach Erreichen einer gewissen Größe des jeweiligen

Einzeldatensatzes abschneidet. Dieses Problem konnte durch die Anpassung der maximalen

Datensatzlänge beim Datenexport aber in den Griff bekommen werden. Nach diesem Schritt und

einem erfolgreichen Fitprozess waren die geometrischen VEFM-Parameter bestimmt.

3.1 KOMMISSIONIERUNG DES VEF-MODELLS FÜR XVMC 15 MV PHOTONEN – 69

Die Übereinstimmung der gefitteten mit den gemessenen Luftprofilen war zufriedenstellend:

Abbildung 3.1: Crossplane Profilfits in SSD 100 cm (quadratische Felder)

Abbildung 3.2: Inplane Profilfits in SSD 100 cm (quadratische Felder)

Aus Platzgründen, sind hier nur die quadratischen Felder in Source-Surfuace-Distance (SSD)

100 cm abgeildet; die restlichen Felder zeigen eine ähnliche Übereinstimmung.

Als nächster Schritt folgte die Berechnug der monoenergetischen Tiefendosiskurven und der

Elektronenkontaminationskurven zur Bestimmung der energetischen Spektralparameter. Dazu

wurden die festen geometrischen Parameter des Beschleunigers und die gefundenen geometrischen

Strahlparameter in einen vorläufigen Basisdatensatz verpackt. Mit diesen Basisdaten wurde

70 – ERGEBNISSE

anschließend eine monoenergetische Quelle von XVMC simuliert (10 cm · 10 cm Feldgröße, wie

bei der Messkurve), und deren Dosisdepositionen für die erforderlichen Einzelenergien in Wasser

als Tiefendosiskurven berechnet. Die benötigten Einzelenergien für die spektrale Anpassung der

noch fehlenden Basisdaten waren wie folgt vorgegeben:

0,25; 0,50; 0,75; 1,00; 1,25; 1,50; 1,75; 2,00; 2,50; 3,00; 3,50; 4,00; 4,50; 5,00;

6,00; 7,00; 8,00; 9,00; 10,00; 11,00; 12,00; 13,00; 14,00; 15,00; 16,00; 17,00;

18,00; 19,00 und 20,00 MV

Die Berechnungen der monoenergetischen Tiefendosiskurven erfolgte mit der ungefähren

statistischen Genauigkeit von 1 %. Außerdem wurde auch eine Tiefendosiskurve mit einer

Dosisdeposition ausschließlich aus den Kontaminationselektronen bei der nominellen Energie von

15 MV der Photonenquelle berechnet. Die dafür benötigten Energieparameter wurden aus den

Abschätzungen (2.23) und (2.24) bezogen und ebenfalls in den Basisdatensatz eingetragen.

Anschließend wurde mit dem mitgelieferten Programm wfit der Fit der Parameter des

Energiespektrums durchgeführt. Dieser Fit lieferte ziemlich gute Ergebnisse:

Abbildung 3.3: Anpassen der Parameter an die gemessene Tiefendosiskurve


Bei diesem Schritt wurden nun die restlichen Daten für ein vollständiges Basisdatenfile ermittelt.

Der gesamte Datensatz der Basisdaten zeigte sich wie folgt:

Parameter Wert gefittet

Primärphotonenanteil P0 88,61 % afit

Abstand der Primärphotonenquelle z0 0,00 cm nein

σP 0,1588 afit

Streuphotonenanteil PS 11,39 % 1 - P0

Abstand der Streuphotonenquelle zS 4,00 cm nein

σS 2,2237 afit

Hornfaktor h0 27,7937 afit

Hornfaktor h1 -262,5234 afit

Hornfaktor h2 -1389,8630 afit



Abstand der Y-Blenden 27,1 cm nein

Abstand des MLC 35,9 cm nein

Normierungswert N 0,101597 wfit

Dosis-MU-Kalibrierung in Dmax 0,01 GyMU

nein

minimale Energie Emin 0,012869 MeV wfit

maximale Energie Emax 17,331657 MeV wfit

spektraler Parameter l 0,885623 wfit

spektraler Parameter b 0,456897 wfit

Kontaminationselektronenanteil Pe 4,6285 % wfit

Abstand der Kontaminationsquelle 9,40 cm nein (übernommen)

Radius der Kontaminationsquelle 3,00 cm nein (übernommen)

mittlere Elektronenenergie ⟨Ee⟩ 2.50 MeV Gl.(2.24)Tabelle 3.2: ermittelte Basisdaten für 15 MV Photonenstrahlung am PRIMUS

72 – ERGEBNISSE

Mit diesen Daten wurde zur Verifikation der VEFM-Strahlerkopfdaten mit XVMC Profilkurven in

Inplane- und Crossplane-Richtung mit 1 % statistischer Genauigkeit berechnet. Der

Oberflächenabstand war 90 cm. Die verwendeten Feldgrößen und Parameter wurden so gewählt,

um einen Vergleich mit den Kommissionierungsdaten des Planungssystemvorläufers des derzeit

verwendeten Oncentra MasterPlan nämlich Helax TMS zu ermöglichen, da diese Daten auch in

elektronischer Form vorhanden waren und dafür nur auf die entsprechenden Wasseroutputfaktoren

normiert werden mussten. Somit ist ein direkter Vergleich möglich. Die zur Berechnung

verwendeten Feldgrößen sind identisch mit denen, die auch für die Helax TMS-Kommissionierung

verwendet wurden nämlich:

5x5; 10x10; 15x15 und 20x20 cm²

Gleichzeitig wurden für die damalige Kommissionierung in verschiedenen Tiefen gemessen. Bei

der Simulation wurde das berücksichtigt bis auf die Messung in 1,5 cm Wassertiefe, da dort noch

ein Aufbaueffekt der Photonen zu vermuten ist, weil sich das Maximum erst bei ungefähr 3 cm

Tiefe befindet. In geringeren Tiefen bei der Dosisberechnung machen sich die Auswirkungen des

Aufbaueffekts durch statistisch sehr starke Schwankungen in der Dosisdeposition bemerkbar. Ein

exemplarischer Vergleich von XVMC-berechneten Profildaten mit den ursprünglichen

Kommissionierungsdaten zeigt:

Abbildung 3.4: Verifikationsrechnung (Crossplane). Vergleich mit Kommissionierungsdaten von TMS


Abbildung 3.5: Verifikationsrechnung (Inplane). Vergleich mit Kommissionierungsdaten von TMS

Damit wurde ein Punkt erreicht, an dem aus XVMC-Rechnungen auch mit 15 MV-

Photonenenergien prinzipiell möglich ist.

Es sind zwar noch gewisse Abweichungen zwischen den berechneten und den gemessenen

Dosisdepositionen erkennbar, jedoch ließen sich unter Umständen an den kritischen Stellen bessere

Ergebnisse erzielen, falls zusätzliche Luftprofildaten gemessen und beim geometrischen Fitprozess

berücksichtigt würden.

3.2 Therapieplanvergleich für einen Lungentumor in 3DCRT- bzw. ESRT-

Bestrahlungstechnik

Der Planvergleich für die einzelnen Dosisalgorithmen und Photonenenergien wurde mithilfe von

Plänen auf das Alderson-Radiation-Therapy-Phantom (ART) durchgeführt. Dafür wurden die

Zielstrukturen GTV (als CA-Mediastinum), CTV und PTV großflächig für alle Pläne als

Bestrahlungsgrundlage vorgegeben. Der eingezeichnete Tumor sollte dabei eine zentrale Lage mit

Teileinschluss des Mediastinalbereichs besitzen, in dem die lokale Dichte im Phantom ungefähr der

74 – ERGEBNISSE

Wasserdichte entspricht. Diese Voraussetzung ermöglicht später einen Bereich mit niedrigem

Dosisgradienten in den Berechnungen, in dem dann auch der Dosisreferenzpunkt angesiedelt sein

sollte. Ein weiterer Teil des Tumors sollte im rechten Lungenflügel angesiedelt sein, um eine

Untersuchung des Verhaltens der einzelnen Dosisalgorithmen in Lungengewebe zu ermöglichen.

Zusätzlich wurden die Risikostrukturen "Rückenmark", "rechte Lunge" und "linke Lunge" definiert.

Diese Risikostrukturen ergaben sich aus der Anatomie des Phantoms und wurden ebenfalls in allen

Plänen als Strukturset zugrunde gelegt. Um desweiteren einen möglichst aussagekräftigen

Vergleich zwischen den Photonenenergien zu erzielen, wurden stets die gleichen Ganty- und

Kollimatorwinkel zur Planerstellung verwendet. Die Dosisvorgabe zur Monitoreinheitenberechnung

wurde auf 60 Gy in 3 Fraktionen festgelegt, mit der 60 %-Isodose als Umschließende für das PTV.

Zur manuellen Planoptimierung wurde in OTP der Collapsed-Cone-Algorithmus eingesetzt; die

berechneten Monitoreinheiten wurden dann direkt für die Dosisberechnung in allen anderen Plänen

dieser Energie verwendet. Zusätzlich wurde ebenfalls die Strahlgewichtung für alle vier geplanten

Felder gleichgesetzt, so dass effektiv auch für alle Einstrahlrichtungen die gleichen

Monitoreinheiten berechnet wurden. Damit konnte ein weiterer Parameter beim Energievergleich

festgehalten werden.

3.2.1 Dosisvergleich Oncentra Masterplan Collapsed-Cone 6 MV- und 15 MV-

Therapiepläne

Die erstellten Pläne unterscheiden sich ausschließlich in den Einstellungen der einzelnen

Kollimator-Lamellen des MLC für die jeweiligen Energien. Es wurde solange manuell optimiert,

bis die Planvorgabe erreicht werden konnte. Dabei stellte sich bereits als erstes auffälliges

Zwischenergebnis eine deutlich geringere Monitoreinheitenzahl für die 15 MV-Photonenfelder

heraus als für die 6 MV-Photonenfelder. Zur genaueren Begutachtung werden die integralen

Dosisvolumenhistogramme verglichen. Zuerst für die 6 MV-Photonenplanung:

3.2.1 DOSISVERGLEICH ONCENTRA MASTERPLAN COLLAPSED-CONE 6 MV- UND 15 MV-THERAPIEPLÄNE – 75

Abbildung 3.6: DVH 6 MV-Photonenplan (CC)

Und für die 15 MV-Photonenplanung:

Abbildung 3.7: DVH 15 MV-Photonenplan (CC)

76 – ERGEBNISSE

Dabei fällt für alle Strukturen ein steilerer Abfall im 15 MV-Fall auf, welches als höhere

Dosiskonformität in den Zielvolumina und als niedrigere Belastung im Hochdosisbereich für die

Risikoorgane zu interpretieren ist. Ansonsten sieht man die Einhaltung der Planvorgaben bei der

jeweiligen Betrachtung der Dosiskurve des PTV. Die berechneten Monitoreinheiten beliefen sich

auf 716 MU im 6 MV-Fall und auf 599 MU im 15 MV-Fall für jeden Einzelstrahl. Sie werden auch

als Dosisberechnungsgrundlage für den Vergleich der anderen Algorithmen verwendet.

3.2.2 Dosisvergleich Oncentra Masterplan Pencil-Beam 6 MV- und 15 MV-

Therapiepläne

Die Planung für den Vergleich der Dosisberechnung beider Photonenenergien mit den Pencil-

Beam-Algorithmus lieferte erwartungsgemäß scheinbar die besseren Ergebnisse in Bezug auf die

Dosiskonformität bei der Auswertung der DVHs:

Abbildung 3.8: DVH 6 MV Photonenplan (PB)

3.2.2 DOSISVERGLEICH ONCENTRA MASTERPLAN PENCIL-BEAM 6 MV- UND 15 MV-THERAPIEPLÄNE – 77

Abbildung 3.9: DVH 15-MV Photonenplan (PB)

Es werden in den DVHs deutlich steilere Kurven angezeigt, welche eigentlich als höhere

Dosiskonformität in den Zielvolumina bei gleichzeitig besserer Schonung der Risikoorgane im

Hochdosisbereich zu interpretieren wären, jedoch ist das aufgrund der Natur des Pencil-Beam-

Algorithmus zu erwarten gewesen und entspricht wegen der ungenügend berücksichtigten lateralen

Streustrahlungskomponenten der einzelnen Nadelstrahlen bei der Dosisberechnung ebendieser

Fehlinterpretation. Die DVHs aus den Berechnungen mit dem Collapsed-Cone-Algorithmus

entsprechen sicher deutlich eher einer realen Dosisdeposition im Bestrahlungsfall.

3.2.3 Dosisvergleich XVMC 6 MV- und 15 MV-Therapiepläne

Für den Energievergleich der XVMC-Dose-Engine, wurde Kommissionierung der 15 MV-

Photonenenergie benötigt. Ansonsten wurden erneut die bereits erstellten Collapsed-Cone-

78 – ERGEBNISSE

Bestrahlungspläne benutzt. Die Pläne wurden mit den zugehörigen Struktursets und

CT-Bildinformationen ins XVMC-System importiert und dort dann mit 1 % statistischer

Genauigkeit gerechnet. Es ist bei der Darstellung der DVHs zu beachten, dass die XVMC-Dosis

sich stets auf eine Fraktion, die OTP-Dosis auf alle Fraktionen bezieht, und deswegen eine andere

Relativskalierung angewendet werden muss. Dabei erhält man wieder Dosisvolumenhistogramme.

Allerdings geben diese nun die Realität – so gut wie momentan möglich – wieder:

Abbildung 3.10: DVH 6 MV Photonenplan (XVMC)

3.2.3 DOSISVERGLEICH XVMC 6 MV- UND 15 MV-THERAPIEPLÄNE – 79

Abbildung 3.11: DVH 15 MV Photonenplan (XVMC)

Es ist deutlich eine hohe Übereinstimmung zwischen Collapsed-Cone-DVHs und XVMC-DVHs

bei den Dosiskonformitäten für die Zielvolumina zu erkennen; jedoch scheint wohl der

Collapsed-Cone-Algorithmus die Dosisbelastung der Risikoorgane etwas zu unterschätzen,

insbesondere im wichtigen Hochdosisbereich. Insgesamt schneidet auch hier der 15 MV-

Bestrahlungsplan etwas besser ab als der 6 MV-Bestrahlungsplan, sei es nun in der

Dosiskonformität im Ziel oder auch in der Schonungsfähigkeit der Risikoorgane im

Hochdosisbereich.

3.3 3D-Dosisvergleich

Für den 3-dimensionalen Dosisvergleich wurden die berechneten Einzeldosen in ausgewählten

Schichten miteinander verglichen. Es wurden dabei stets die selben Schichten benutzt. Bei der

80 – ERGEBNISSE

Auswahl dieser Einzelschichten wurde Wert darauf gelegt, dass ein prinzipieller Vergleich mit

Filmmessung bezüglich der Relativdosisverteilung im Alderson-Phantom möglich ist, also dass

Schichten im Planungssystem ausgewählt wurden, die das Zielvolumen enthalten und gleichzeitig

so gut wie möglich mit den Schnittebenen des Phantoms korrelieren. Insgesamt wurden drei

Schichten bestimmt, die diesen Vorgaben entsprechen. Sie wurden zur einfacheren Identifizierung

mit "upper", "mid" und "lower" entsprechend ihrer Position bezüglich der Anatomie des

Alderson-Phantoms benannt. Das zugrunde liegende Planungs-CT wurde mit einer Schichtdicke

von 5 mm aufgenommen. Eine einzelne Platte des Phantoms hat hingegen eine Solldicke von einem

Zoll (= 2,54 cm), wobei aufgrund der Alterung des Phantoms sich die einzelnen Platten bereits

etwas verzogen haben und somit teilweise abweichende Dicken aufweisen. Für die erwähnte

Dosisschichtendefinition ist es im Rahmen der Messgenauigkeit ausreichend, die

Phantomschichtdicke als 2,5 cm anzunehmen. Das ist insofern sinnvoll, weil die Filmplatzierung in

drei benachbarten Schichtzwischenräumen im Alderson-Phantom erfolgen müsste, um möglichst

zentral im Zielvolumen zu liegen. Gleichzeitig werden auch reale Dosisschichten im TPS benötigt,

für die dann eine Dosis exportiert werden muss. Es sollen hier nun Vergleiche der relativen

Dosisdepositionen nach Photonenenergie getrennt betrachtet werden.

3.3.1 6 MV-Planvergleich

Zum Vergleichen der Dosisalgorithmen werden für die drei ausgewählten Schichten die

berechneten Dosiverteilungen exportiert und mit Verisoft12 verglichen. Um einen anschaulichen

Vergleich zwischen verschiedenen relativen Dosisverteilungen zu ermöglichen, werden

Gammaplots berechnet, jeweils als Vergleich zwischen zwei der Dosisberechnungsalgorithmen. Zur

Erstellung der Gammaplots mussten die einzelnen Dosen entsprechend der Gesamtdosis von 60 Gy

in 3 Fraktionen normiert werden. Das ist wichtig, weil die Dosis von OTP für die gesamte

Bestrahlung, von XVMC nur für jede Einzelfraktion gespeichert wird. Es ergaben sich folgende

Gammaplots:

12 © PTW-Freiburg, Verisoft® v.3.0

3.3.1 6 MV-PLANVERGLEICH – 81

Abbildung 3.12 :Gammaplot zum relativen Dosisvergleich 6 MV,Collapsed-Cone und Pencil-Beam

Abbildung 3.13 :Gammaplot zum relativen Dosisvergleich 6 MV,Collapsed-Cone und XVMC

82 – ERGEBNISSE

Abbildung 3.14 :Gammaplot zum relativen Dosisvergleich 6 MV,XVMC und Pencil-Beam

Die gezeigten Gammaplots sind diejenigen der zentralen Schicht. Das liegt daran, dass nur in dieser

Schicht eine exakte Ausrichtung der berechneten relativen Dosisdepositionen gewährleistet werden

konnte. Ansonsten waren beim Auswerten zu viele Unsicherheitsfaktoren bei der

Schichtausrichtung festzustellen, was ursächlich auf Unzulänglichkeiten im Import in Verisoft

zurückzuführen war, die sich in der zur Verfügung stehenden Zeit nicht beheben ließen.

3.3.2 15 MV-Planvergleich

Auch für die 15 MV-Photonenfeldpläne wurden zum Planvergleich jeweils die Gammaplots erstellt.

Aufgrund derselben Fehlfunktion beim Import von Verisoft konnte nur die mittleren Schichten

ohne zu viele Unsicherheitsfaktoren und Schätzungen aufeinander gepasst werden. Deshalb hier

nun die Gammaplots:

3.3.2 15 MV-PLANVERGLEICH – 83

Abbildung 3.15: Gammaplot zum relativen Dosisvergleich 15 MV,Collapsed-Cone und Pencil-Beam

Abbildung 3.16: Gammaplot zum relativen Dosisvergleich 15 MV,XVMC und Collapsed-Cone

84 – ERGEBNISSE

Abbildung 3.17: Gammaplot zum relativen Dosisvergleich 15 MV,XVMC und Pencil-Beam

Man sieht auch hier die Übereinstimmungen mit den aus dem DVH bereits erwarteten

Dosisdepositionen, nämlich dass alles außerhalb des direkten Strahlenganges deutliche

Unterschiede aufweist.

3.4 Konsequenzen der 4D-PTV-Optimierung bei der ESRT im Thoraxbereich

Zur Untersuchung dieses Unterpunktes wurden die tatsächlichen Aufnahmen und

Bestrahlungspläne eines exemplarisch ausgewählten Beispielpatienten verwendet. Dabei wurde ein

Was-Wäre-Wenn-Szenario erstellt, da die eigentliche Behandlung des Patienten in der bewährten

Art und Weise durchgeführt wurde. Für den Patienten wurden entsprechend der interessanten

Zielstrukturen zusätzlich zum normalen Planungs-CT auch zwei 4D-CT-Serien aufgenommen, die

jeweils über 20 Zeiten bei 12 z-Positionen pro Serie verfügen. Der zeitliche Abstand der einzelnen

3D-Serien in einer 4D-Serie entspricht 1 Sekunde. Die Auflösung in z-Richtung pro Serie betrug

2,4 mm. Es wurden z-Positionen von 6,8 mm bis 33,2 mm und 6,7 mm bis -19,7 mm aufgenommen,

so dass jeweils der maximale Ausschnitt des CTs von 24 mm ausgenutzt werden konnte. Die

3.4 KONSEQUENZEN DER 4D-PTV-OPTIMIERUNG BEI DER ESRT IM THORAXBEREICH – 85

DICOM-Dateien wurden dem beschriebenen automatischen Sortierungs- und Indizierungsprozess

unterzogen, und es wurde ein Export der drei Serien erstellt, nämlich dem originalen Planungs-CT,

der Minimalserie und der modifizierten Summenbildserie. Diese teilweise neu erstellten, teilweise

ursprünglichen Daten wurden im Planungssystem OTP als 3 einzelne CT-Serien erkannt und

zweifach in einen neuen Patientenfall importiert. Anschließend wurde für jeden der neu erstellten

Fälle ein Strukturset definiert, wobei die identischen Risikoorgane von mir selbst, die Zielstrukturen

in Anlehnung an den originalen Bestrahlungsplan des Patienten von ärztlicher Seite fachkundig

eingezeichnet wurden. Es wurde versucht, mit diesem Vorgehen die normalen Standardprozeduren

bei echten Patientenbestrahlungen zu imitieren. Dabei wurde auch die Planungsvorgabe der

Originalbehandlung übernommen, welche auf das Zielvolumen "CTV + 0.7 mm" eine

Umschließung durch die 70 %-Isodose forderte bei einer Dosisgabe von 12 Gy pro Fraktion auf

diese 70 % in 3 Fraktionen. Die definierten Strukturen bezogen sich einmal auf das modifizierte

Summenbild, das andere Mal auf die Minimalserie, also die Simulation einer Gated~ bzw.

Triggered Radiotherapy. Beim dritten Mal wurde der Originalpatientenfall kopiert. Auf diese Art

und Weise konnte anschließend mit jeweils neuen Patientenfällen immer das Planungs-CT und die

Kombinationen aus einem dieser beiden Struktursets und den jeweils resultierenden

Bestrahlungsplänen plus dem originalen Bestrahlungsplan verglichen werden. Dieses Vorgehen war

nötig, weil sich immer nur auf die erste CT-Serie eines Falles eine Dosisberechnung durchführen

lässt und pro Patientenfall immer nur maximal ein Strukturset erlaubt ist. Es resultierten also drei

weitere Patientenfälle, die zum Dosisvergleich herangezogen wurden. Die Dosisberechnung wurde

in OTP mit dem Pencil-Beam- sowie auch mit dem Collapsed-Cone-Algorithmus durchgeführt,

obwohl die Pläne mit dem Collapsed-Cone-Algorithmus manuell optimiert wurden. Zusätzlich

wurde eine Dosisberechnung mit XVMC vorgenommen, um mögliche Unterschiede bei einem

realen Patienten erkennen zu können. Allerdings wurden diese Berechnungen (Pencil-Beam und

XVMC) aus Zeitgründen nicht mehr vollständig ausgewertet, allein schon weil sich Import und

Export der DVHs bzw. der zugrunde liegenden Dosisverteilungen in Kombination mit den

zugehörigen Strukturensätze und die graphische Darstellung keineswegs trivial gestaltet haben.

Zuerst sollen hier die Ergebnisse der Dosisberechnungen für den modifizierten Summenserienfall

gezeigt werden, das heißt, der Auswertung liegen die Strukturen zugrunde, die sich aus dem

modifizierten Summenbild ergaben. Gleichzeitig wurde die CT-Serie des originalen Planungs-CTs

für die Dosisberechnung verwendet, weil man alle diejenigen Serien und Serienfusionen, die als

3-dimensionale Projektionen aus den 4D-CTs extrahiert wurden dafür aufgrund der geringen

Ausdehnung in z-Richtung und der deswegen fehlenden Rückstreuung für Dosisberechnungen nicht

86 – ERGEBNISSE

verwenden kann.

Die einzelnen Pläne (an der Linienform erkennbar) bedeuten:

4F on BC.re ModC: Plan auf die Strukturen des modifizierten Summenbilds

ph4cc: Originalplan

vTrig.4F.cc01: Plan auf die Strukturen der Minimalserie

Dabei hat das DVH folgende Form:

Abbildung 3.18: DVH für das Strukturset der modifizierten Summenserie auf das Planungs-CT mit Collapsed-Cone-Algorithmus gerechnet


Das DVH für den Fall, dem die Minimalserie zur Strukturdefinition zugrunde lag, sieht aus wie

folgt:

Abbildung 3.19: DVH für das Strukturset der Minimalserie auf das Planungs-CT mitCollapsed-Cone-Algorithmus gerechnet

88 – ERGEBNISSE

Und schließlich das DVH, für den Fall, dass man der Dosisberechnung das Strukturset aus der

Originalplanung zugrunde legt:

Abbildung 3.20: DVH für das Strukturset des Orinalbestrahlungsplans auf das Planungs-CT mitCollapsed-Cone-Algorithmus gerechnet

Wie man sieht, gibt es für alle drei Fälle unterschiedliche Dosiskonformitäten. Für das

eingeblendete Zielvolumen ("CTV + 0.7 mm", türkis) wurde entsprechend der Plan- und

Strukturenkombination die Planungsvorgabe mehr oder weniger erreicht; was dies bedeutet, wird

im Diskussionsteil noch ausführlich verdeutlicht.

Ein weiterer Nebeneffekt dieser Untersuchung ist, dass die Volumina einer nach den gleichen

Grundsätzen definierten Zielstruktur ("CTV + 0.7 mm") von ihrem entstandenen Volumen in allen

drei Struktursätzen verglichen werden können. Es ergaben sich folgende Größen für das

Planungsziel:


Strukturset Volumen V [cm³] rel. ∆V [%]

originale Bestrahlung 51,863 100

aus der mod. Summenbildserie 59,237 114,2

simulierte Gated-RT-Struktur 48,391 93,3

Tabelle 3.3a: Änderung der Zielvolumen bei verschiedenen CT-Grundlagen (1)("CTV + 0.7 mm", Planungsziel)

Daran sieht man den Volumenanteil an gesundem Gewebe, der bei einer Gated-RT ungefähr

verschont bliebe. Auch die Veränderung der eingezeichneten Größe der Tumorumrandung in

Abhängigkeit von der CT-Serien-Basis der Strukturdefinition kann direkt bestimmt werden; es

handelt sich dabei um das in den DVHs nicht aufgeführte VOI "CTV":

Strukturset Volumen V [cm³] rel. ∆V [%]

originale Bestrahlung 14,340 100

aus der mod. Summenbildserie 18,831 131,3

simulierte Gated-RT-Struktur 13,543 94,4

Tabelle 3.3b: Änderung der Zielvolumen bei verschiedenen CT-Grundlagen (2)("CTV", Tumorumrandung)

Für die restlichen Strukturen kann man die Größen in den Tabellen der Abbildung 3.18 bis 3.20 in

der entsprechenden Spalte ablesen, Jedoch haben diese Werte keine direkte Relevanz, außer dass

der Versuch erkennbar ist, die Strukturdefinitionen für die Risikoorgane möglichst identisch zu

gestalten.

90 – ERGEBNISSE

Kapitel 4

Diskussion, Ausblick und Zusammenfassung

4.1 6 MV-Photonenfelder im Vergleich zu 15 MV-Photonenfelder

Beim Vergleich der relativen Dosisdeposition zwischen 6 MV- und 15 MV-Photonenplänen fällt –

wie bereits erwähnt – zuallererst auf, dass die absolute Monitoreinheitenzahl für 15 MV-

Photonenfelder kleiner ist als für die selbe Dosisvorgabe bei 6 MV-Photonenfeldern. Zusammen

mit der höheren Dosisleistung der Linearbeschleuniger führt das zu einer deutlichen Verkürzung der

absoluten Einstrahlzeiten. Das ist relevant für die Verminderung einer physischen und psychischen

Belastungen der Patienten bei der Bestrahlung. Es bedeutet auch, dass bei einer kürzeren absoluten

Bestrahlungszeit die möglichen intrafraktionellen Beweglichkeiten, aus einer gewünschten

Lagerung heraus, einen geringeren Effekt haben könnten.

Weiterhin ist in allen 15 MV-Photonendosen die Hochdosisbelastung der Risikoorgane etwas

geringer ist, dafür jedoch eine entsprechend höhere Volumenbelastung in Kauf genommen werden

muss. Im Gegenzug sind die Dosisdepositionen in den Zielvolumina etwas konformer. Insbesondere

fällt dies beim direkten Vergleich einzelner Schichten auf, in denen die Dosis als Colorwash

überlagert wurde, wobei hier die mit XVMC berechnete Dosis betrachtet wird:

91

92 – DISKUSSION, AUSBLICK UND ZUSAMMENFASSUNG

Abbildung 4.1: Dosisdarstellung 6 MV-Lungenplan im ART (weiß: 60 %-Isodose, rot: PTV)

Abbildung 4.2: Dosisdarstellung 15 MV-Lungenplan im ART (weiß: 60 %-Isodose, rot: PTV)

4.1 6 MV-PHOTONENFELDER IM VERGLEICH ZU 15 MV-PHOTONENFELDER – 93

Hier erkennt man die bessere Dosiskonformität im Ziel sowie bei genauerem Hinsehen die höhere

laterale Streuung in weniger dichtem Gewebe (Lunge) für den 15 MV-Photonenplan. Es muss

jedoch an dieser Stelle über die Dosiskonformität im Zielvolumen noch ein kleine Anmerkung

gemacht werden. Der 6 MV-Photonenplan hätte für den Fall, dass er nicht als Verlgleichsgrundlage

hätte dienen sollen, und er unter Verwendung von Keilfiltern hätte geplant werden können, nach

Erfahrungen mit echten Bestrahlungsplänen sicher eine bessere Dosiskonformität aufweisen

können. Trotz allem ist aber beachtlich, dass man mit so wenigen freien Planungsparametern (es

waren nur die Lamelleneinstellung des MLC und die Gesamtmonitoreinheitenzahl frei) die

Planungsvorgabe erfüllen konnte. Das Ergebnis wiederum spricht dabei aber eher für die

Verwendung von 15 MV-Photonenplänen, zumindest für großvolumige zentralen Lungentumoren.

4.2 Planvergleich

Die Dosisberechnung der verschiedenen Plan- und Strukturset-Kombinationen lieferte interessante

Ergebnisse, die zum Teil beinahe überraschend waren. Jedoch ist zu berücksichtigen, dass die

Grundlage nur ein einzelner Beispielpatient war, so dass sich aus den Ergebnissen bestenfalls eine

Tendenz ablesen lässt.

Aus den Ergebnissen lässt sich zuallererst erkennen, dass es unabhängig vom eigentlichen

Strukturset möglich war, mit den vorgegebenen Gantry- und Kollimatorwinkeln einen eigenen

Bestrahlungsplan entsprechend der angenommenen Dosisverordnung zu erstellen. Der zweite

Vergleichsaspekt ist die Schonung der Risikostrukturen. Während der ursprüngliche Plan und der

virtuelle Gated-RT-Plan in diesem Punkt nur unerhebliche Unterschiede aufweisen, verliert der

Plan auf Grundlage des modifizierten Summenbilds den Vergleich zwar knapp, aber deutlich, was

auch nicht anders zu erwarten war, da die eingezeichnete Zielstruktur ein sehr viel größeres

Volumen aufweist. Dieses Verlieren bezieht sich besonders auf die Dosismehrbelastung der

befallenen Lungenseite, während für die anderen Strukturen nur eine marginale Überhöhung

festzustellen ist. Der nächste interessante Punkt ist, dass die Dosisbelastung für das Zielvolumen im

direkten Vergleich zwischen originalem Bestrahlungsplan und dem modifizierten Summenplan im

originalen Strukturset nur wenig Mehrbelastung für den Plan aus der modifizierten

Summenbildserie ausgewiesen wird, wohingegen die Minderbelastung für das PTV(gated) in diesem


Vergleich sogar fast identisch ist. Das kann dahingehend interpretiert werden dass eine gewisse

Gleichwertigkeit des Originalplans und des Gated-RT-Plans vorliegt. Fakt ist jedoch, dass es für

das originale Strukturset kaum einen Unterschied zu machen scheint, welcher Plan bestrahlt wird.

Ausschließlich in den zugehörigen Struktursets zeigen sich die echten Vorteile der Einzelpläne,

wobei die Tendenz zu erkennen ist, dass der Originalplan und der Gated-RT-Plan sich bezüglich

der Volumen-Dosis-Belastung ziemlich ähnlich sind. Das entspricht auch den Erwartungen, da sich

beide nur auf einen einzelnen Atemzustand bei Strukturdefinition und Planung beziehen. Der

einzige Unterschied zwischen den beiden besteht darin, dass im Fall der Gated-RT versucht wird

sicherzustellen, dass die der Planung zugrunde liegende innere Patientenmorphologie erhalten

bleibt, während im herkömmlichen Fall darauf nicht individuell Rücksicht genommen werden kann.

Das Fazit entspricht insofern den Erwartungen:

Falls die Möglichkeiten für eine Gated-RT zur Verfügung stehen, kann eine Schonung von

Risikoorganen mit der Gated Bestrahlungstechnik erreicht werden, falls diese Möglichkeiten nicht

vorhanden sind, ist die Verwendung einer Tumoreinhüllenden als Planungsziel zwar mit einer

gewissen Dosismehrbelastung für den Patienten verbunden, jedoch sichert diese Methode die

Gesamterfassung des Tumors im Vergleich zur herkömmlichen Technik erheblich besser.

4.3 Dosiverifikation

Zur Dosisverifikation sollte auf eine Relativdosimetrie mit Kodak EDR-2-Filmen im Alderson-

Phantom zurückgegriffen werden. Dazu wurden die geteilten und verklebten Filme in die drei

relevanten Zwischenräume der Phantomplatten gesteckt und anschließend mit einer 1:10 Skalierung

der Monitoreinheiten bestrahlt. Durch diese Anordnung entstanden bereits mindestens zwei

systematische Fehler:

• Aufgrund der Verklebungsdicke an einer Filmseitenkante wurden die Spaltmaße des

Phantoms asymmetrisch bezüglich der anatomischen Körperlängsachse.

• Aufgrund der Verwendung von metrischen Ersatzverbindungsstangen anstelle der

nichtmetrischen Originalstangen bekamen die Phantomplatten ein gewisses Spiel

4.3 DOSIVERIFIKATION – 95

gegeneinander, welches trotz der Verspannung der Stangen bis an die Grenze der

Materialbelastbarkeit nicht zu verhindern war, so dass sich das Phantom kaum positionieren

ließ.

• Das Einstecken der Filme in die Plattenzwischenräume verringerte die Dichte an den

Filmflächen, da im Gegensatz zu herkömmlichen Plattenphantomen die Spaltbildung beim

Alderson-Phantom bereits ohne Filme mit bloßem Auge erkennbar ist, und damit die Dichte

am Plattenübergang nicht mehr exakt den Vorgaben im Phantom entsprechen.

• Es fehlten beim Zusammenbau wichtige Teile; so konnte der Phantomrahmen, der eine

zusätzliche Stabilität erzeugt hätte, nicht mehr aufgefunden werden.

• Konstruktionsbedingt können im Alderson-Phantom ausschließlich halbierte Filme

zwischen die beiden Verspannungsstangen platziert werden. Dies wiederum führt

automatisch zu einem bedeutenden Fehler bei der späteren Filmauswertung aufgrund der

fehlenden Markierungen zur Filmausrichtung. Die einzige Möglichkeit den Film zu

markieren besteht darin, entlang der Körpermitte unter Zuhilfenahme des cranio-caudalen

Positionierungslasers zwei Puntkte mit einem Abstand von maximal 6 cm am Film

anzustechen, und die verbindende Gerade später über die gesamte Filmlänge (circa 30 cm)

zu extrapolieren.

• Durch die beschränkte Markierbarkeit der Filme kann eine zusätzliche Verkippung in der

Plattenzwischenraumebene nie ausgeschlossen werden

Trotz aller Fehlerpunkte wurde versucht, eine Filmbestrahlung am Alderson-Phantom mit einer

nachfolgenden Auswertung der Relativdosis zu unternehmen. Es stellte sich jedoch heraus, dass

insbesondere aufgrund der schlechten Markierungen die örtliche Anpassung von berechneter auf

gemessene Dosis nicht zu bewerkstelligen war. Es konnte zwar in einigen Profilen eine gewisse

qualitative Korrelation bemerkt werden, aber für eine Verifikation ist das nicht ausreichend. Zu

bemerken ist aber, dass die Abweichungen unabhängig von der verwendeten Energie in den

Profilen systematisch ungefähr gleich groß waren.

Es wird empfohlen, noch zusätzliche Versuche anzustellen, um die Relativdosisverifikation im

Alderson-Phantom mittels Filmbestrahlungen generell zu untersuchen, damit die vorhandenen

systematischen Fehler zukünftig zumindest ausreichend verringert werden können.


4.4 4D-CT und Planung auf das PTV(mod.Summe)

Wie gezeigt wurde, bietet die Verwendung des modifizierten Summenbilds eine relativ einfach zu

handhabende Möglichkeit, mit deutlich erhöhter Sicherheit ein Zielvolumen zu definieren, das den

Tumor nicht bloß im Fall der 3-dimensionalen einschließt, sondern auch bei 4-dimensionaler

Betrachtung. Damit ist es relativ problemlos möglich, eine exakte Dosisabdeckung des Tumors zu

erreichen, auch wenn dieser eine zum Teil erhebliche intrafraktionelle Beweglichkeit aufweist. Die

einzigen Grundvoraussetzungen für die Anwendung dieser Methode sind:

• 4D-fähiges Mehrzeilen-CT-System mit DICOM-Exportfähigkeit

• in gleicher Lagerung wie das normale Planungs-CT aufgenommene 4D-CT-Serie

• Tumorlokalisation in optisch weniger dichtem Medium als Umgebung

• TPS mit der Importfähigkeit von externen DICOM-Quellen

Der normale Konturierungsvorgang muss um zusätzliche Schritte erweitert werden, damit die

4D-CT-Informationen genutzt werden können. Des weiteren sollte der einzeichnende Mediziner

wissen, welche Informationen ihm in den modifizierten Summenbildern präsentiert werden. Es ist

jedenfalls sicherzustellen, dass keine Dosisberechnungen auf Serien unternommen werden, die aus

den 4D-CT-Serien entlehnt sind, auch wenn das TPS das möglicherweise zulässt. Das liegt wie

bereits angesprochen daran, dass die Stapel in z-Richtung extrem kurz sind und somit bei

Dosisdepositionen in Randschichten stets ein nicht unerheblicher Teil der lateralen Rückstreuung

aus den Nachbarschichten fehlt. Dass das modifizierte Summenbild damit sowieso ausgeschlossen

ist, versteht sich von selbst, trotzdem wäre auch bei Verbesserungen diese Serie absolut ungeeignet

für irgendeine Form der Dosisberechnung. Sie darf aufgrund der weitreichenden – vom

medizinisch-morphologischen Standpunkt sogar beinahe willkürlichen – Manipulationen

ausschließlich für die Zielvolumendefinition verwendet werden. Zu Bedenken ist auch, dass die

benutzte Softwarelösung selbst entwickelt wunde und demzufolge keine Freigabe nach MPG hat, es

sich also ausschließlich um eine "Hauseigene Forschungsentwicklung" handelt.

Der weitere Aufwand unterscheidet sich nicht erheblich von einer regulären Bestrahlungsplanung;

4.4 4D-CT UND PLANUNG AUF DAS PTV(MOD.SUMME) – 97

auch das zeigt die Einfachheit der Methode bei gleichzeitig guten Ergebnissen. Auch die für den

gesamten Sortierungs- und Indizierungsprozess verwendete Rechenleistung kann leicht mit einem

normalen Bürocomputer bei erträglicher Bearbeitungsdauer zur Verfügung gestellt werden.

Aufgrund der weitgehenden Automatisierung des Gesamtprozesses ist auch kaum

Benutzerinteraktion erforderlich, so dass nur eine geringe Menge an zusätzlichen Resourcen

gebunden wird.

Was die Anwendung dieses oder eines ähnlichen Verfahrens auf andere Körperregionen betrifft, so

sind für genauere Aussagen noch weitere Untersuchungen nötig. So erscheint es eher fraglich, ob

eine modifizierte Summenbild-CT-Serie für Prostata- oder Leberlokalisationen von Tumoren eine

sinnvolle Aussage liefern kann, wo doch das umgebende Medium jeweils eine ähnliche optische

Dichte wie der Tumor selbst aufweist. Hier könnte vielleicht das normale Summenbild oder eine

andere Form der Modifikation Abhilfe schaffen; auch dies müsste noch untersucht werden.

4.5 Potentieller Vorteil der Planung auf das PTV(gated) im Vergleich zum

technischen und zeitlichen Aufwand

Wie man aus dem DVH für die simulierten Gated-RT-Strukturen (Abbildung 3.19) erkennen kann,

deckt auch die Planung für das modifizierte Summenbild die Zielstrukturen ebenso ab, wie ein Plan

für eine Gated-RT-Simulation. Gleichzeitig sieht man in der Zielabdeckung im Vergleich zum

Originalplan bei der Dosisberechnung aufs originale Strukturset (Abbildung 3.20) keinen

erheblichen Vorteil bei Dosiskonformität und Abdeckung. Es fällt jedoch eine deutliche Schonung

der befallenen rechten Lungenseite als Risikoorgan (Abbildungen 3.18 bis 3.20) für alle Fälle bei

der Verwendung des simulierten Gated-Plans auf. Für die sonstigen Risikostrukturen ist bei der

Betrachtung dieser DVHs keine besondere Schonung bemerkbar. Die Kombination dieser

Beobachtungen lässt umgekehrt nur den Schluss zu, dass eine Gated-RT beim Beispielpatienten

ausschließlich zu einer gewissen Schonung der befallenen Lungenseite geführt hätte. Dabei wird

der Originalplan aber auf jeden Fall erreicht bzw. übertroffen.

Dem entgegen steht ein erheblicher Aufwand bei der Patientenbestrahlung. So muss zuerst die

spezifische Atemtätigkeit für die Planung synchron zur CT-Bilderfassung mit aufgenommen


werden und aufgrund der Einzelbilder ein Bestrahlungsfenster individuell definiert werden. Selbst

bei der Verwendung der einfacheren Triggered-RT hätte mindestens eine individuell geeignete

Atemlage gefunden werden müssen. Zusätzlich muss danach bei der Planung für jede z-Position in

der 4D-CT-Serie eine Zielvolumenbestimmung durchgeführt werden, so dass bei der

Bestrahlungsplanung dann tatsächlich der gesamte Tumor in den ausgewählten Atemlagen erfasst

wird. Zusätzlich kommt dann eine Atemüberwachung bei der Bestrahlung hinzu, die auf die

definierten Atemlagenfenster reagiert und die Bestrahlung an- und abschaltet. Es wird also allein

aufgrund dieser Anforderungen eine weitaus größere Menge an Bestrahlungszeit benötigt als

normal. Dazu kommen die zusätzlichen medizinischen Geräte und ihre Wartung, so dass es

zumindest so erscheint, als wäre die gewonnene marginale Patientenschonung teuer erkauft.

4.7 Schlussfolgerung und Ausblick

Für die Vergleiche von Bestrahlungstechniken konnten im Rahmen dieser Arbeit einige Methoden

untersucht und neu vorgestellt werden. Insbesondere sei an dieser Stelle das IGART-Toolkit

erwähnt, welches die 4D-CT-Serien-Sortierung mit nachfolgendem Export von Planungs-CT,

Minimalserie und modifizierter Summenbildserie mit minimalen Benutzerinteraktionen

bewerkstelligen lässt. Die gewonnenen Daten aus den modifizierten Summenbildern lassen sich

dabei einfach als Konturierungshilfe für bewegte dichte Objekte in weniger dichten

Umgebungsgeweben verwenden. Die zugrundeliegende Methode ist allerdings noch nicht

ausgeschöpft; man könnte versuchen, mit ähnlichen Algorithmen in anderen Körperregionen, die

eine große innere Beweglichkeit aufweisen, ähnliche Konturierungshilfen zu erstellen.

Der Vergleich der Bestrahlungspläne lieferte auch interessante Ergebnisse. So war es durchaus

überraschend, dass eine Gated-RT im Fall des Beispielpatienten kaum einen entscheidende Vorteil

in Bezug auf Dosiskonformität im Bestrahlungszielvolumen und Schonung von Risikoorganen

gebracht hätte. Wirklich unerwartet war, dass selbst für den modifizierten Summenplan sogar noch

eine marginal geringere Belastung im Hochdosisbereich für eines der Risikoorgane erreicht werden

konnte, obwohl die Planungsbeschränkungen deutlich höher waren als im normalen Patientenfall.

Es konnte im Rahmen dieser Arbeit auch eine Kommissionierung der 15 MV-Photonenenergie für

den XVMC-Dosisberechnungsalgorithmus vorgenommen und verifiziert werden. Die dabei

4.7 SCHLUSSFOLGERUNG UND AUSBLICK – 99

gefundenen Ergebnisse lassen jedoch noch weitere Möglichkeiten für Verbesserungen bei der

geometrischen Modellierung offen. So könnte möglicherweise eine größere Übereinstimmung der

Strahlgeometrie mit den gemessenen Daten durch die Verwendung zusätzlicher Messdaten aus

Luftmessungen beim Anpassen der geometrischen Strahlerkopfparameter erreicht werden. Die

Möglichkeit, zusätzliche Messungen beim Anpassen der geometrischen Parameter zu

berücksichtigen besteht jedenfalls beim mitgelieferten Programm afit. Dabei sind andererseits keine

weiteren Fortschritte bei der Modellierung der Strahlgeometrie durch bessere Anpassungen der

derzeit vorhandenen Messdaten zu erwarten.

Für die Filmverifikation der relativen Dosisverteilung mit Hilfe des Alderson-Phantoms wäre es

denkbar, keine geteilten Filme zu verwenden, sondern eine Möglichkeit zu finden, ganze Filme im

Phantom unterzubringen, die dann entsprechend der Positionierungslaser besser markiert werden

könnten. Damit würden jedenfalls gleich mehrere systematische Fehler erheblich verkleinert oder

sogar eliminiert werden.

Ein weiterer interessanter Aspekt, der sich aufgrund der in dieser Arbeit unternommen

Voruntersuchungen ergibt, wäre eine Analyse der Größe der Zielvomunina, die aufgrund

verschiedener CT-Serien und spezieller Konturierungshilfsserien für eine größere Patientenbasis

gewonnen werden können. Damit könnten genauere statistische Abschätzungen für den Nutzen von

Gated-RT bzw. Triggered-RT im Vergleich zu der Verwendung einer Tumoreinhüllenden als

jeweiliges Zielvolumen vorgenommen werden.


Anhang

Anhang A

Literatur

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101

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Anhang B

Beschreibung des erstellten IGART-Toolkits

Die Funktionsweise des Toolkits zur Manipulation der CT-Dateien wurde bereits ausführlich

beschrieben. Zur Anwendung sind somit nur wenige Ausführungen nötig. Das Toolkit besteht aus

insgesamt zwei Komponenten, wobei die erste vorbereitende Aufgaben für den Sortierungs- und

Indizierungsprozess vornimmt und die zweite den eigentlichen Prozess und den Export durchführt.

Die Module erlauben beide die Verwendung der Kommandozeilenoption "-dir= [Name]", wobei

[Name] für den zu sortierenden Verzeichnisnamen steht. Dabei treten Probleme auf, falls Zeichen

wie "~" (für das Heimatverzeichnis) verwendet werden, aber ansonsten macht es keinen

Unterschied, ob absolute oder relative Dateinamen verwendet werden.

B.1 Das Pre-Sorter-Modul

Dieses Modul wird – wie der Name bereits vermuten lässt – für die Vorsortierung benötigt.

Zwingend erforderlich ist diese Vorsortierung zwar nicht, jedoch wird dabei sichergestellt, dass es

sich in den erstellten Unterverzeichnissen um den selben Patienten und den selben Aufnahmetag

mit derselben Aufnahmemodalität (also CT, MR, PET) handelt. Zusätzlich werden auch Dateien

aussortiert, die dem Sortierungsprozess abträglich wären, das heißt, dass beispielsweise die

fragliche Datei nicht dem DICOM-Format entspricht oder nur ein Übersichtsbild enthält. Die

Ausgabe erfolgt in Unterverzeichnisse, die nach ihrem Inhalt benannt sind. Der Name setzt sich

zusammen aus:

"Modalität + -- + Patientenname + _ + PatientenID + JJJJMMTT"

(Wobei JJJJ für die vierstellige Jahreszahl, MM für den zweistelligen Monatszähler und TT den

ebenfalls zweistelligen Tageszähler des Aufnahmedatums steht. Die PatientenID wird von der

Verwaltung des Klinikums bei der Patientenaufnahme angelegt und dient einer eineindeutigen

Zuordnung.)

107

108 – ANHANG

B.2 Das T-Index-Modul

Dieses Modul erledigt den Hauptteil des Sortierungs- und Indizierungsprozesses. Es erzeugt auch

den Export. Zusätzlich zur allgemeinen "-dir=[Name]"-Option unterstützt es auch noch foldende

mit "-o" eingeleitete Sortieroptionen. "-oa" erstellt von den meisten bearbeiteten Einzelbildern

ASCII-Arrays, "-oa" verhindert das Löschen der binären Differenzbilddaten der Einzelbilder. Diese

Optionen können auch kombiniert werden ("-oad" bzw. "-oda"). Zusätzlich wird bei der Angabe

fehlerhafter Kommandozeilenparameter ein Hilfsbildschirm angezeigt.

T-Index erzeugt eine Menge an Unterordnern, zuerst auf CT-Studien- und CT-Serien-Ebene, im

weiteren Verlauf dann jeweils darin die Zeit- und z-Positionsresourcenordner. In den z-Positionen

wird auch die Erzeugung der modifizierten Summenbilder durchgeführt, falls sich diese Studien-

Serien-Kombination für die Erzeugung einer Serie modifizierten Summenbilder eignet. Außerdem

wird aufgrund der ebenfalls durchgeführten Indizierung (das bedeutet der Erzeugung eines Index,

der die Pixelveränderlichkeiten jedes Einzelbildes im Vergleich zum Summenbild an diesem Ort

beschreibt) eine Indexdatei angelegt. Abschließend zu den Sortierungs- und Indizierungsprozessen

jedes Einzelortes wird der DICOM-Export vorbereitet, indem die modifizierten Summenbilder in

DICOM-Dateien verpackt werden, die alle nötigen Patientendaten und neue IDs enthalten.

Nachdem alle Studien-Serien-Kombinationen abgearbeitet wurden, wird aufgrund der angelegten

Indexdateien der globale Minimale Index für eine Einzeldatei gesucht und die entsprechende

3D-Serie aus dem Zeitresourcenunterordner extrahiert. Am Ende wird eine Fusion der einzelnen

Minimalserien-3D-Serienstapel vorgenommen und mit einem möglichen gefundenen Planungs-CT

und der Fusion der modifizierten Summenbild-DICOMs in einen Export-Ordner kopiert. Sollte kein

Planungs-CT gefunden werden, wird das DICOM-Tag "FrameOfReferenceUID" nicht an jenes

angepasst, welches im Planungs-CT eingetragen ist, so dass beim späteren Bearbeiten der Serien im

TPS zusätzlich eine Registrierung erforderlich wird. Für alle Fälle gibt es ein weiteres (nur

rudimentäres) Werkzeug zur DICOM-Fusion.

B.2 DAS T-INDEX-MODUL – 109

B.3 Das Fuse-It-Modul

Dieses Modul kann entsprechend der Beschreibung auf seinem Hilfsbildschirm dazu eingesetzt

werden, DICOM-Serien zusammenzuführen. Genauer auf die Funktionsweise einzugehen, macht

bei diesem Stand des Programms keinen Sinn; es ist als Notanker gedacht, falls der letzte Schritt im

Modul "T-Index " fehlschlägt. Von einer vollständigen Funktionsfähigkeit sollte aber nicht

ausgegangen werden.

B.4 Systemvoraussetzungen

Es sei an dieser Stelle bemerkt, dass der grundsätzlich resourcenfordernde Anteil für dieses Toolkit

in der schieren Dateigröße jedes einzelnen 4D-CT-Datensatzes liegt. Hardwareseitig wurde ein

32bit DualCore Prozessor (Intel Pentium 4) mit nomineller Taktfrequenz von 2,4 GHz verwendet.

Das erwies sich als ausreichend. Die Speicherauslastung war ein weiterer einschneidender Aspekt;

sie lag bei circa 700 MB und aufwärts. Als Anforderung an den freien Festplattenspeicher kann man

grob schätzen, dass mindesten 20mal die Datensatzgröße des originalen CT-Exports pro Sortierung

vorhanden sein sollte, allerdings wird diese Menge nur dann vollständig benötigt, wenn alle

Differenzbilder und ASCII-Bilder für eine spätere Nachbetrachtung abgespeichert werden.

Beim verwendeten Betriebssystem handelt es sich um Linux (Debian-Derivrat des Rechenzentrums

der Universität Regensburg, REX genannt), auf dem zusätzlich Qt von Trolltech und das DICOM-

Toolkit von Offis installiert wurden.

110 – ANHANG

Anhang C

Verzeichnisse

C.1 Abbildungsverzeichnis

1.1 S.20 Definition der Zielvolumen nach ICRU 62

2.1 S.31 Schichtbild aus dem originalen Planungs-CT (Vergleichsgrundlage)

2.1a S.31 Ausschnitt und Vergrößerung von 2.1

2.2 S.32 Summenbild


2.3 S.32 Positiver Anteil des Differenzbilds


2.4 S.33 Modifiziertes Summenbild


2.5 S.52 Alderson-Phantom (komplett)

2.6 S.53 Alderson-Phantom (Thoraxkonfiguration)

2.7 S.54 Einzelschicht des Aldersonphantoms

3.1 S.69 VEFM-Fitprofile (Luftfit, Crossplane)

111

112 – ANHANG

3.2 S.69 VEFM-Fitprofile (Luftfit, Inplane)

3.3 S.70 VEFM-Tiefendosisfit (Wasserprofil/Energiefit)

3.4 S.72 XVMC-Verifikationsprofile (Crossplane)

3.5 S.73 XVMC-Verifikationsprofile (Inplane)

3.6 S.75 DVH 6 MV-Photonenplan mit CC gerechnet

3.7 S.75 DVH 15 MV-Photonenplan mit CC gerechnet

3.8 S.76 DVH 6 MV-Photonenplan mit PB gerechnet

3.9 S.77 DVH 15 MV-Photonenplan mit PB gerechnet

3.10 S.78 DVH 6 MV-Photonenplan mit XVMC gerechnet

3.11 S.79 DVH 15 MV-Photonenplan mit XVMC gerechnet

3.12 S.81 Gammaplot Planvergleich 6 MV CC vs. PB

3.13 S.81 Gammaplot Planvergleich 6 MV XVMC vs. CC

3.14 S.82 Gammaplot Planvergleich 6 MV XVMC vs. PB

3.15 S.83 Gammaplot Planvergleich 15 MV CC vs. PB

3.16 S.83 Gammaplot Planvergleich 15 MV XVMC vs. CC

3.17 S.84 Gammaplot Planvergleich 15 MV XVMC vs. PB

3.18 S.86 DVH Planvergleich fürs mod. Summen-Strukturset

3.19 S.87 DVH Planvergleich fürs Minimal-Strukturset

3.20 S.88 DVH Planvergleich fürs Originalplanungs-Strukturset

4.1 S.92 Schichtdarstellung der relativen 6 MV Bestrahlungsdosis

4.2 S.92 Schichtdarstellung der relativen 15 MV Bestrahlungsdosis

C.1 ABBILDUNGSVERZEICHNIS – 113

C.2 Tabellenverzeichnis

3.1 S.68 Outputfaktoren zur Renormierung der symmetrischen Luftprofile

3.2 S.71 ermittelte Basisdaten für den PRIMUS der Klinik für Strahlentherapie

3.3a S.89 Änderung der Zielvolumina bei verschiedenen CT-Grundlagen (1)Planungsziel

3.3b S.89 Änderung der Zielvolumina bei verschiedenen CT-Grundlagen (2)Tumorumrandung

114 – ANHANG

C.3 Abkürzungsverzeichnis

3D-CRT 3-dimensional conformal radiotherapy

ART Alderson Radiation Therapy Phantom ("Alderson-Phantom")

ASCII American Standard Code for Information InterchangeGemeint ist hiermit in der vorliegenden Arbeit ein Dateiformat, bei dem die Bildpunkte als Matrixelemente zeilenweise und jeweils durch Leerzeichen getrennt im Textformat abgespeichert werden.

CC Collapsed-Cone (-Algorithmus)

CT Computertomograph, Computertomgraphie

CTV Clinical Target Volume

DICOM Digital Imaging and Communication in Medicine (Dateiformat)

DVH Dosis-Volumen-Histogramm (meist integrale Darstellung)

ESRT Extracranial Stereotactic Radiotherapy

FOA Fokus-Oberflächen-Abstand (engl.: SSD)

GNU Rekursive Akronym für GNU is Not Unix, Name des freien Projekts

GPL GNU Public License: Softwarelizenzvorgabe vom GNU-Projekt(gemeint ist hier die aktuell gültige Version GLP v.2 aus dem Jahr 1991)

GTV Gross Tumor Volume

HVL Half-Value Layer (Halbwertsschicht), als Halbwertsdicke oder -länge zu verstehen

IGART Image Guided and Adaptive Radiotherapy

IMRT Intensity Modulated Radiotherapy

C.3 ABKÜRZUNGSVERZEICHNIS – 115

MC allgemein für Monte-Carlo

microMLC MLC mit besonders schmalen Lamellen, die in Isozentrumsebene eine Abbildungsbreite von kleiner des normalen 1 cm auf Kosten einer eingeschränkten maximalen Feldgröße

MLC Multilamellenkollimator

MPG Medizinproduktegesetz

OTP OncentraTM Treatment Planning System

PB Pencil-Beam (-Algorithmus)

PTV Planning Target Volume

RT Radiotherapie

SSD Source-Surface-Distance (deu.: FOA)

TPS Treatment Planning System

VEFM Virtual Photon Energy Fluence Model

VMC Voxel-Monte-Carlo

Voxel Volumenelement

X06 bzw. X6 6 MV Photonen (-energie(n), -feld(er) etc.)

X15 15 MV Photonen (-energie(n), -feld(er) etc.)

XVMC X-Ray Voxel-Monte-Carlo

116 – ANHANG

Anhang D

Erklärung und Danksagung

Erklärung

Hiermit erkläre ich, dass ich die vorliegende Diplomarbeit selbstständig verfasst und keine anderen

als die angegebenen Quellen und Hilfsmittel verwendet habe.

Regensburg, . . 2006

(Torsten Müller)

117

118 – ANHANG

Danksagung

Mein persönlicher Dank gilt zuallererst meiner Lebensgefährtin Susanne Wolfrum, die mich mit

viel Verständnis, ob des Mangels an gemeinsamer Zeit, und als Lektorin beim Erstellen dieser

Arbeit ganz besonders unterstützt hat. Weiterhin gilt ein sehr großer Teil meiner Dankbarkeit

meinen Eltern, die ganz besonders in dieser letzten Phase meines Physikstudiums ihre

Unterstützung angedeihen ließen. Mein weiterer Dank gilt meinem Bruder Wolfram, der beim

Korrekturlesen – auch beim Aufspüren fachlicher Ungenauigkeiten – eine große Hilfe war.

Meine gesamte professionelle Dankbarkeit gilt den Abteilungsmitarbeitern der Klinik und

Poliklinik für Strahlentherapie des Klinikums der Universität Regensburg. Im Einzelnen sei allen

voran PD Dr. rer.nat. Ludwig Bogner und Prof. Dr. med. Oliver Kölbl gedankt, weil nur durch ihre

Unterstützung diese Diplomarbeit erst ermöglicht wurde. Des Weiteren bedanke ich mich bei allen

Physikern der Abteilung (derzeitigen und vergangenen): Dipl.-Phys. Marius Treutwein, Dipl.-Phys.

Petra Härtl, Dr. rer.nat. Barbara Dobler, Dipl.-Phys. Mark Rickhey, Dr. rer.nat. Josef Scherer,

Dr. rer.nat. Christian Scherf, Dr. rer.nat. Zdenek Moravek und Dipl.-Math. Jürgen Diermeier, die

mich alle bereitwillig an ihrem Wissen und ihrem Erfahrungsschatz teilhaben ließen. Einen

besonderen Dank möchte ich an dieser Stelle meinem Diplomandenkollegen Tilman Janzen

(cand.phys.) aussprechen, der mir mit in zahllosen Diskussionen geholfen hat, die Einzelprobleme

immer wieder aus verschiedensten Blickwinkeln zu untersuchen. Als weiteren möchte ich auch

Dr. rer.nat. Matthias Hartmann vom Universitätsspital Zürich danken, der, trotz viel Arbeit

seinerseits, die Zeit und Muße fand, mir viele Details zu VEFM und XVMC zu erklären. Auch

Dr. rer.nat. Matthias Fippel möchte ich für seine Bemühungen danken, mir behilflich zu sein. Meine

Dankbarkeit gilt auch allen Medizinern der Abteilung, die stets sehr bereitwillig und ausführlich

meine Fragen zu medizinischen Themen beantwortet haben. Zu guter Letzt möchte ich mich bei den

sonstigen Mitarbeitern der Strahlentherapie bedanken, von denen ich stets volle Unterstützung

erhalten konnte. Es seien an dieser Stelle speziell alle MTRAs erwähnt, die mich über die ganze

Zeit meiner Diplomarbeit kostenlos mit Kaffee versorgt haben.

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Entwicklung von Verfahren zur Verbesserung der Genauigkeit ... · Die Extrakranielle Stereotaktische Radiotherapie (ESRT) ist eine der Methoden, die auf der 3DCRT basiert, die bis