MasterarbeitVergleich der Volumetric Modulated Arc Therapy
(VMAT) mit etablierten Bestrahlungstechniken sowie die klinische Einführung der VMAT
Verena Barrois und Lisa Vogelgesang
Zur Erlangung des akademischen Grades
Studiengang Medizinische PhysikFachbereich Krankenhaus
Durchgeführt in der Klinik am Universitätsklinikum Gießen
Referent: Prof. Dr. Klemens Zink (TH Mittelhessen)Korreferent: Dr. Dirk Wolff (Universitätsklinikum Gießen)
Gießen, 26. August 2011
Masterarbeit Vergleich der Volumetric Modulated Arc Therapy
(VMAT) mit etablierten Bestrahlungstechniken sowie die klinische Einführung der VMAT
Vorgelegt von Verena Barrois und Lisa Vogelgesang
Zur Erlangung des akademischen Grades
Master of Science (M.Sc.)
Studiengang Medizinische Physik Fachbereich Krankenhaus- und Medizintechnik, Umwelt- und Biotechnologie
Durchgeführt in der Klinik für Strahlentherapie
am Universitätsklinikum Gießen
Prof. Dr. Klemens Zink (TH Mittelhessen) Dr. Dirk Wolff (Universitätsklinikum Gießen)
Vergleich der Volumetric Modulated Arc Therapy (VMAT) mit etablierten Bestrahlungstechniken
sowie die klinische Einführung der VMAT
und Biotechnologie
Dr. Dirk Wolff (Universitätsklinikum Gießen)
Aufteilung der Kapitel
Diese Masterarbeit ist eine Zusammenarbeit von Verena Barrois und Lisa Vogelgesang.
Entsprechend des jeweiligen Autors sind die nachfolgenden Kapitel, wie folgt,
gekennzeichnet:
★ Kapitel verfasst von Verena Barrois
★★ Kapitel verfasst von Lisa Vogelgesang
★★★ Kapitel gemeinsam verfasst von Verena Barrois und Lisa Vogelgesang
II
Inhaltsverzeichnis
1. EINLEITUNG ★★★★★★★★★★★★ ....................................................................................... 1
2. THEORETISCHE GRUNDLAGEN .......................................................... 3
2.1 Dosisverschreibung und Risikoorgane bei HNO-Tumoren★★★★★★★★★★★★ .................................. 3
2.2 Konventionelle und modulierte Bestrahlungstechniken★★★★ ............................................ 6
2.3 Verifikation modulierter Bestrahlungstechniken★★★★★★★★ ................................................... 10
3. MATERIAL UND METHODEN ............................................................. 15
3.1 Bestrahlungsplanung★★★★★★★★★★★★ .............................................................................................. 15
3.1.1 Konventionelle Bestrahlungsplanung .................................................................................. 16 3.1.2 IMRT-Bestrahlungsplanung................................................................................................. 17 3.1.3 VMAT-Bestrahlungsplanung ............................................................................................... 18
3.2 Planvergleich der VMAT mit 3D-CRT und IMRT ★★★★ .................................................. 19
3.3 Klinische Einführung★★★★★★★★ ................................................................................................ 20
4. ERGEBNISSE ............................................................................................. 24
4.1 Planvergleich der VMAT mit 3D-CRT und IMRT ★★★★ .................................................. 24
4.1.1 Vergleich der Isodosenverteilungen ..................................................................................... 25 4.1.2 Vergleich der Dosisvolumenhistogramme ........................................................................... 27 4.1.3 Vergleich der Planparameter ................................................................................................ 31
4.2 Klinische Einführung★★★★★★★★ ................................................................................................ 33
4.2.1 Verifikation der relativen Dosisverteilungen ....................................................................... 34 4.2.2 Verifikation der Absolutdosis .............................................................................................. 38
5. DISKUSSION ............................................................................................. 40
5.1 Planvergleich der VMAT mit 3D-CRT und IMRT ★★★★ .................................................. 40
5.2 Klinische Einführung★★★★★★★★ ................................................................................................ 42
6. ZUSAMMENFASSUNG★★★★★★★★★★★★ .................................................................... 45
LITERATURVERZEICHNIS ......................................................................... 47
III
Abbildungsverzeichnis
Abbildung 1: Unterteilung des HNO-Bereichs ......................................................................... 3
Abbildung 2: Übersicht über die Form des PTV und die Lage der Risikoorgane ................... 5
Abbildung 3: Vergleich des mit 3D-CRT und IMRT berechneten Behandlungsvolumens ..... 7
Abbildung 4: Übersicht der unterschiedlichen IMRT-Techniken ............................................ 9
Abbildung 5: Generierung fluenzmodulierter Felder nach der Step-and-shoot Technik.......... 9
Abbildung 6: Geometrische Darstellung des Gamma-Index .................................................. 13
Abbildung 7: Darstellung des Ergebnisses der Gamma-Berechnung für 3mm und 3%. ........ 13
Abbildung 8: Feldkonfiguration der berechneten 3D-CRT .................................................... 16
Abbildung 9: Oktavius Messphantom. ................................................................................... 20
Abbildung 10: OKTAVIUS LINAC mit eingeschobenem 2D-Array seven29 ...................... 21
Abbildung 11: OKTAVIUS CT mit eingeschobener Zylinderkammer .................................. 22
Abbildung 12: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Sagittalebene .......................... 25
Abbildung 13: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Coronarebene ......................... 26
Abbildung 14: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Transversalebene ................... 27
Abbildung 15: Gemittelte Dosisvolumenhistogramme .......................................................... 28
Abbildung 16: Gemittelte Dosisvolumenhistogramme mit 95%-Konfidenzintervall ............ 30
Abbildung 17: Vergleich von gemessener und berechneter Isodosenverteilung. ................... 34
Abbildung 18: Überlagerung der Isodosenverteilung für VMAT 6°. ..................................... 35
Abbildung 19: Überlagerung der Isodosenverteilung für VMAT 4°. ..................................... 36
Abbildung 20: Vergleich zwischen globalem und lokalem Gamma-Index. ........................... 38
IV
Tabellenverzeichnis
Tabelle 1: Über alle untersuchten Patienten gemittelte Planparameter für das PTV. ............. 31
Tabelle 2: Über alle Patienten gemittelte Planparameter für die betrachteten Risikoorgane .. 32
Tabelle 3: Volumenanteile des Normalgewebes außerhalb des PTVs in cm³ ......................... 33
Tabelle 4: Unterschiedliche Kriterien des Gamma-Index für die VMAT 4°. ......................... 37
V
Abkürzungsverzeichnis
3D-CRT Three-Dimensional Conformal Radiotherapy
BEV Beam‘s Eye View
CBCT Cone-beam-CT
CB-Verifikation Collapse-beam-Verifikation
CI Conformity Index
CP Controlpoints
CT Computertomographie
DMPO Direct Machine Parameter Optimization
DTA Distance to Agreement
DVH Dosisvolumenhistogramm
HI Homogenitätsindex
HNO-Tumoren Tumoren im Hals-Nasen-Ohren-Bereich
IMAT Intensity Modulated Arc Therapy
IMRT Intensity Modulated Radiotherapy
MLC Multi-Leaf-Collimator
MRT Magnetresonanztomographie
OAR Organ at Risk
PET Positronen-Emissions-Tomographie
PTV Planning Target Volume
QA Quality Assurance
ROI Region of Interest
VMAT Volumetric Modulated Arc Therapy
Einleitung
1
1. Einleitung
Die Strahlentherapie ist neben der Chirurgie und Chemotherapie eine der drei Säulen der
Tumorbehandlung. Sie ist wie die Operation eine lokal begrenzte Therapieform, die
ausschließlich am Ort ihrer Anwendung wirkt. Die Chemotherapie hingegen entfaltet ihre
Wirkung systemisch im gesamten Organismus. Für eine optimale Tumorbehandlung ist das
interdisziplinäre Zusammenwirken dieser drei Säulen von großer Bedeutung [59].
Das Ziel der Strahlentherapie ist die vollständige Zerstörung der Tumorzellen. Inwiefern das
gelingt, hängt davon ab, mit welcher Dosis das umliegende gesunde Gewebe belastet werden
kann, ohne dass gravierende Nebenwirkungen auftreten. Um folglich Nebenwirkungen in den
angrenzenden Risikostrukturen zu minimieren, ist es erforderlich die Dosisverteilung so
genau wie möglich an das Planungszielvolumen (PTV) anzupassen. Bei komplizierter
geformten Zielvolumen mit direkt angrenzenden Risikoorganen (OAR) ist es nicht immer
möglich diese mit der herkömmlichen 3D-konformalen Bestrahlungstechnik (3D-CRT)
ausreichend zu schonen. Dies trifft oftmals bei sehr konkav geformten Zielvolumen unter
anderem im Kopf-Hals-Bereich zu. In solchen Fällen hat sich in den letzten Jahren die
intensitätsmodulierte Strahlentherapie (IMRT) als Standard-Behandlungsmethode etabliert.
Durch Modulation der Feldfluenz können mittels IMRT sehr steile Dosisgradienten am Rand
des Zielvolumens und somit eine bestmögliche Schonung des umliegenden Gewebes erreicht
werden. Hierfür werden die Bestrahlungsfelder mittels Multi-Lamellen-Kollimators (MLC) in
mehrere Teilfelder, die Segmente, unterteilt, deren konstante Strahlenintensitäten unabhängig
voneinander variiert werden können [68].
Aufgrund der großen Anzahl von Bestrahlungsfeldern und Segmenten besitzt die MLC-
basierte IMRT gegenüber der 3D-CRT jedoch eine verlängerte Behandlungszeit. Des
Weiteren hat die Applikation einer höheren Anzahl von Monitoreinheiten eine vermehrte
Durchlassstrahlung des Blendensystems zur Folge. Die Reduktion der Behandlungszeit sowie
der applizierten Monitoreinheiten ist jedoch aus mehreren Gründen, die im Folgenden näher
erläutert werden, sinnvoll.
Eine Verkürzung der Bestrahlungszeit auf weniger als fünf Minuten minimiert zum einen das
Risiko von intrafraktionellen Organbewegungen und zum anderen unerwünschte
Reparaturmechanismen der Tumorzellen, die bereits während der Bestrahlung einsetzen
könnten [5, 23, 38, 39]. Ferner führt eine geringere Anzahl von Monitoreinheiten zu weniger
Streustrahlung im Patienten, was wiederum das Risiko für die Entstehung von
Einleitung
2
Sekundärmalignomen senkt [27].
Um die Behandlungseffizienz aus den genannten Gründen zu steigern, wurde in den letzten
Jahren eine neue Bestrahlungstechnik mit mehr Freiheitsgraden hinsichtlich
Gantrygeschwindigkeit, Dosisleistung, Kollimatorwinkel und dynamischer Lamellen- und
Blendenpositionierung entwickelt [10, 11, 44, 72]. Diese Techniken werden je nach Ansatz
“Intensity Modulated Arc Therapy (IMAT)“ oder “Volumetric Modulated Arc Therapy
(VMAT)“ genannt. In den Anfängen erfolgte die Bestrahlungsplanung dieser Techniken mit
Hilfe von experimentellen Planungssystemen, die sehr aufwendig in sogenannten “In-House-
Projekten“ entwickelt wurden [3, 18, 19, 72, 73]. Kommerziell sind entsprechende
Planungssysteme erst seit kurzem erhältlich, was die systematische Einführung dieser
Techniken an den unterschiedlichen Strahlentherapiestandorten deutschlandweit ermöglicht.
Zukünftig soll die VMAT am Uniklinikum Gießen für die Behandlung von Patienten zur
Verfügung stehen. Grundlage für die klinische Einführung ist die vorliegende Arbeit.
Der erste Teil der Arbeit umfasst den Vergleich der VMAT mit etablierten Verfahren wie der
3D-CRT und der IMRT. Hierfür wurden für neun Patienten mit Kopf-Hals-Tumoren jeweils
ein 3D-CRT-Bestrahlungsplan, IMRT-Bestrahlungspläne mit sieben und neun
Einstrahlrichtungen sowie zwei VMAT-Bestrahlungspläne mit einer und zwei Rotationen
erstellt. Die Planungskriterien wurden für die VMAT so definiert, dass ein robustes und
qualitativ hochwertiges Planergebnis erzielt wurde. Der Vergleich mit den etablierten
Bestrahlungstechniken erfolgte dann anhand ausgewählter Planparameter zur Beurteilung der
Planqualität und Behandlungseffizienz.
Im zweiten Teil wurden die erstellten VMAT-Bestrahlungspläne dosimetrisch verifiziert, um
die Genauigkeit der Applikation des neuen Bestrahlungsverfahrens zu untersuchen und somit
mögliche Fehlerquellen durch die Vielzahl der Freiheitsgrade aufzudecken. Hierzu wurden
Verifikationsmessungen in einem Phantom durchgeführt und die gemessenen mit den
berechneten Isodosenverteilungen verglichen.
Theoretische Grundlagen
3
2. Theoretische Grundlagen
2.1 Dosisverschreibung und Risikoorgane bei HNO-Tumoren
Weltweit stehen HNO-Tumoren in der Rangliste der häufigsten Krebserkrankungen an
sechster Stelle [35]. Sie lassen sich je nach Lokalisation, wie in Abbildung 1 zu sehen, in
Karzinome der oberen Atemwege wie Nasopharynx- und Larynxkarzinome, sowie Karzinome
der oberen Schluckstraße wie Oro-, Hypopharynx-, Mundhöhlen- und Speiseröhrenkarzinome
einteilen.
Abbildung 1: Unterteilung des HNO-Bereichs (oberer Aerodigestivtrakt) in Nasenrachen (Nasopharynx, I), Meso- oder Oropharynx (II), Hypopharynx (III), Mundhöhle, äußere Nase und Nasennebenhöhlen [59].
Die häufigsten malignen Tumoren im HNO-Bereich finden sich im Oro- und Hypopharynx.
Histologisch sind dies meist Plattenepithelkarzinome. Der Altersgipfel der Betroffenen liegt
zwischen 50 und 70 Jahren, wobei mehr Männer als Frauen erkranken. Ätiologisch zählen
Nikotin- und Alkoholabusus zu den Hauptrisikofaktoren von HNO-Tumoren [59].
Theoretische Grundlagen
4
Die Primärdiagnostik bei HNO-Tumoren umfasst die Inspektion und die Palpation des Kopf-
Hals-Bereiches inklusive der Mundhöhle. Diese klinische Untersuchung wird im Bereich des
Naso-, Oro- und Hypopharynx, des Larynx, der Trachea sowie des Oesophagus durch
endoskopische Verfahren ergänzt, um den Primärtumor besser lokalisieren, beurteilen und
adäquat biopsieren zu können. Des Weiteren dienen die CT und MRT des Kopf-Hals-
Bereiches zur qualifizierten Darstellung des Tumors und zur besseren Planung der Therapie.
Die Bildgebung sollte möglichst vor der Biopsie erfolgen, um Artefakte durch
Gewebseinblutungen oder reaktive Lymphknotenschwellungen zu vermeiden. Zur Erkennung
von eventuell vorhandenen Metastasen kommen neben Thorax-CT und Sonographie des
Abdomens auch moderne bildgebende Verfahren wie die PET/CT zum Einsatz, die zugleich
auch eine Beurteilung der Primärtumorregion und des regionären Lymphabflussgebietes
ermöglicht.
Das so durchgeführte Tumor-Staging unter Berücksichtigung von Histologie und Grading
dient zur Festlegung der Therapiemodalitäten und ermöglicht eine Einschätzung der
Prognose. Unter Staging versteht man die Einteilung des Tumors nach der TNM-
Klassifikation. Hierbei steht T für die Größe und Ausdehnung des Primärtumors, N für
regionäre Lymphknotenmetastasen und M für Fernmetastasen. Das Grading G gibt den
Differenzierungsgrad der Tumorzellen an, wodurch eine Aussage über den Malignitätsgrad
des Tumors getroffen werden kann.
Je nach Tumorklassifikation erfolgt eine operative, strahlentherapeutische oder
chemotherapeutische Behandlung. Diese werden entweder als alleinige Therapie oder auch
kombiniert eingesetzt. Grundsätzlich ist, falls die komplette Resektion des Tumors möglich
erscheint, eine Operation erstrebenswert, die gegebenenfalls durch eine adjuvante Radio- oder
simultane Radio-Chemotherapie ergänzt wird. Bei lokaler Inoperabilität wird häufig, unter
potentiell kurativem Therapieansatz, eine hyperfraktionierte, akzelerierte, kombinierte Radio-
Chemotherapie angewandt. Die alleinige Chemotherapie kommt nur bei palliativen
Therapieansätzen zum Einsatz.
Die Strahlentherapie erfolgt meist perkutan an einem Linearbeschleuniger. Dabei wird das
Planungszielvolumen, der Primärtumorsitz und die Lymphabflusswege erster und zweiter
Ordnung, je nach Dosiskonzept mit einer Dosis von mindestens 50Gy bestrahlt. Anschließend
wird die Strahlendosis im primären Tumorbett sowie in den befallenen Lymphknoten (Boost)
entweder mittels perkutaner oder interstitieller Bestrahlung aufgesättigt. Die Strahlendosis im
Planungszielvolumen ist limitiert durch die Strahlensensibilität des umgebenden
Normalgewebes. Die Risikoorgane bei HNO-Patienten sind die beiden Parotiden, das
Theoretische Grundlagen
5
Rückenmark, sowie der Hirnstamm [25]. Eine Übersicht über die Form des Zielvolumens und
die Lage der Risikoorgane ist beispielhaft in den folgenden CT-Schnitten dargestellt.
Abbildung 2: Übersicht über die Form des PTV (rot) und die Lage der Risikoorgane rechte Parotis (hellblau), linke Parotis (dunkelblau), Hirnstamm (violett) sowie Rückenmark (grün).
Im Kopf-Hals-Bereich ist es häufig notwendig recht hohe Strahlendosen im Zielvolumen zu
applizieren und dabei zugleich eine ausreichende Schonung der Risikoorgane, die wie in
Abbildung 2 zu sehen, teilweise in das Zielvolumen hineinreichen beziehungsweise in der
Konkavität liegen, zu gewährleisten.
Die Parotiden und die Schleimhäute im Mund- Rachenbereich weisen eine relativ geringe
Strahlentoleranz auf, wodurch es neben allgemeinen Nebenwirkungen wie zum Beispiel
Übelkeit und Appetitlosigkeit zu erheblichen lokalen Nebenwirkungen wie starken
Entzündungen der Schleimhäute (Mukositis) und Geschmacksverlust kommen kann. Darüber
hinaus kann die Funktionsbeeinträchtigung der Parotiden zu starker Mundtrockenheit
(Xerostomie) und sekundär zu kariösen Zähnen führen. Da der Primärtumor häufig auf einer
Seite lokalisiert ist, wird die Schonung der kontralateralen Parotis angestrebt [2, 16, 41]. Um
Nebenwirkungen, besonders die Xerostomie, in der kontralateralen Parotis weitestgehend zu
vermeiden, muss die mittlere Dosis, wie von Eisbruch et al. und O’Neill et al. empfohlen,
deutlich unter 26Gy reduziert werden [20, 21, 33, 43, 63].
Theoretische Grundlagen
6
In der Literatur wird für die Toleranzdosis TD5/51 im Rückenmark 50Gy für eine bestrahlte
Länge von 5-10cm angegeben. Bei einer bestrahlten Länge von mehr als 10cm reduziert sich
die Toleranzdosis auf 47Gy [1, 36, 60]. In der Praxis versucht man jedoch eine maximale
Dosis im Rückenmark von 45Gy einzuhalten. Die Überschreitung der Toleranzdosen führt zu
Nebenwirkungen wie Myelopathie und muss somit unbedingt vermieden werden.
Um das Risiko einer Neuropathie zu minimieren, muss auch die maximale Dosis im
Hirnstamm auf 50Gy begrenzt werden [1, 36].
Um bei adäquater Dosis im Zielvolumen die genannten Risikoorgane besser zu schonen und
somit Nebenwirkungen zu reduzieren oder zu vermeiden, wurden in den letzten Jahren die
Techniken für die perkutane Bestrahlung immer weiter verbessert.
Durch den Einsatz von modulierten Bestrahlungsverfahren wie der MLC-basierten IMRT und
modulierten Rotationsbestrahlungsverfahren konnte gezeigt werden, dass bei einer optimalen
Dosisverteilung im Planungszielvolumen eine bessere Schonung der Risikoorgane im
Gegensatz zur konventionellen 3D-CRT erreicht werden kann [43, 45, 57].
2.2 Konventionelle und modulierte Bestrahlungstechniken
Sowohl bei der konventionellen, tumorkonformen 3D-Bestrahlungstechnik als auch bei den
modulierten Bestrahlungstechniken ist das Ziel eine optimale Dosisverteilung im
Planungszielvolumen bei gleichzeitig bestmöglicher Schonung der umliegenden Risikoorgane
zu erreichen.
Bei einfach geformten Planungszielvolumen wird dies bereits mit der 3D-CRT gut erreicht.
Die Dosisapplikation erfolgt mit mehreren Stehfeldern aus unterschiedlichen
Einstrahlrichtungen, wobei versucht wird die Volumenanteile der Risikoorgane so klein wie
möglich zu halten. Die Anpassung der Felder an das entsprechende Zielvolumen wird mittels
MLC ermöglicht. Neben der Anzahl der Felder und den Einstrahlrichtungen sind weitere
Parameter, die bei der konventionellen Bestrahlungsplanung variiert werden können, die Art
und Energie der Strahlung, die Form und Größe der Felder sowie der Einsatz von Keilfiltern
zur Modulation der Feldfluenz. Man bezeichnet diese Art der Planung auch als “Trial and
1 TD5/5: “Unter der Toleranzdosis TD5/5 für Gewebe und Organe versteht man diejenige Strahlendosis, die innerhalb von 5 Jahren bei bis zu 5% der Individuen bzw. Organe bzw. Gewebe einen Strahlenschaden hervorruft“ [59].
Theoretische Grundlagen
7
Error“ Methode.
Eine optimale Anpassung der Bestrahlungsfelder an das Planungszielvolumen führt nicht
immer zu einer befriedigenden Dosisverteilung. Daher werden zunehmend modulierte
Bestrahlungstechniken bei komplizierter geformten Zielvolumen angewandt. Diese bedienen
sich einem zusätzlichen Freiheitsgrad, nämlich der vollständig irregulären Fluenzverteilung
jedes einzelnen Bestrahlungsfeldes. In der folgenden Abbildung ist der Vergleich der 3D-
CRT und Intensitätsmodulation hinsichtlich Feldfluenz und behandeltem Volumen dargestellt.
Abbildung 3: Vergleich des mit 3D-CRT (links) und IMRT (rechts) berechneten Behandlungsvolumens. “Im Gegensatz zur konventionellen Therapie kann mit intensitätsmodulierten Feldern das Risikoorgan geschont und das Bestrahlungsvolumen reduziert werden, ohne Dosiseinbußen im Zielvolumen hinnehmen zu müssen“ [68].
Befinden sich Risikoorgane nahe am Zielvolumen oder in Konkavitäten des Zielvolumens,
wie in Abbildung 3 zu sehen, so bietet die modulierte Bestrahlung einen erheblichen Vorteil
hinsichtlich suffizienter Dosisabdeckung im Zielvolumen bei gleichzeitig bestmöglicher
Schonung der Risikoorgane gegenüber der 3D-CRT. Die Bestrahlungsplanung dieser
Verfahren unterscheidet sich grundlegend von der Planung der 3D-CRT. Durch die
Intensitätsmodulation erhöht sich die Anzahl der Optimierungsparameter erheblich. Die
Optimierung dieser Parameter erfolgt daher mit Hilfe des Computers durch das Konzept der
inversen Therapieplanung [68, 69]. Hierbei wird dem Bestrahlungsplanungssystem die
gewünschte Dosisverteilung vorgegeben. Darauf basierend führt das Planungssystem eine
iterative Optimierung der Intensitätsprofile der einzelnen Bestrahlungsfelder durch, um eine
möglichst gute Annäherung an die gewünschte Dosisverteilung zu finden. Die Qualität der
Theoretische Grundlagen
8
Dosisverteilung wird mit Hilfe der sogenannten Zielfunktion ������� (siehe Gleichung 2.1)
ermittelt.
������� = ���� − ������� + � ∙ ���� − ��������∈�����∈� !
Gl. (2.1)
� = " 0, &ü( ��� < ������*���� , &ü( ��� > ������ , Gl. (2.2)
In dieser sind die Anforderungen an den Bestrahlungsplan spezifiziert. Hierzu wird eine Dosis
����� für das Planungszielvolumen vorgegeben, sowie für jedes der - Risikoorgane ./�� eine Grenzdosis ������ festgelegt. Die erste Summe der Zielfunktion entspricht der mittleren
quadratischen Abweichung zwischen vorgegebener und berechneter Dosis in jedem
Volumenelement 0 des PTVs. Der Term, der die Risikoorgane ./� betrifft, wird als
Straffunktion bezeichnet. Diese ist null für den Fall, dass die Grenzdosis in keinem der
Volumenelemente 0 eines der Risikoorgane überschritten wird. Wird die Grenzdosis
überschritten, so nimmt � den Wert *��� an. Dieser ist für jedes Risikoorgan ein anderer
und hat die Bedeutung eines Gewichtungsfaktors.
Das Ziel der Optimierung bei der inversen Planung ist es eine Fluenzverteilung zu finden, die
zu einer Dosisverteilung führt, für die die Zielfunktion ������� minimal ist [58, 69, 74].
Die intensitätsmodulierten Bestrahlungstechniken können in fixed-gantry IMRT und arc-
based IMRT eingeteilt werden. Bei der fixed-gantry IMRT sind die Einstrahlrichtungen fest
vorgegeben, wohingegen die Gantry bei der arc-based IMRT kontinuierlich um den Patienten
rotiert. Eine Übersicht der unterschiedlichen IMRT-Techniken ist in der folgenden Abbildung
dargestellt.
Abbildung 4: Übersicht der unterschiedlichen IMRTTechniken dargestellt [40].
Da in dieser Arbeit die MLC
Arc Therapy zur Anwendung kamen, wird im Folgenden nur auf diese Techniken genauer
eingegangen.
Die Parameter, die bei der Step
die Anzahl der Bestrahlungsfelde
fluenzmodulierten Felder erfolgt mit der Step
Abbildung 5: Generierung der Fluenzverteilung[74].
Wie der Name MLC-basierte Step
die Segmente jedes einzelnen Feldes
während der Lamellenpositionierung sukzessive abgestrahlt 2 In dem in dieser Arbeit verwendetenMA USA) können zusätzlich die Anzahl der Segmente, die Monitoreinheiten pro Segment, sowie die Anzahl der Iterationsschritte variiert werden.
Theoretische Grundlagen
Übersicht der unterschiedlichen IMRT-Techniken. In schwarz sind die in dieser Arbeit ange
Da in dieser Arbeit die MLC-basierte Step-and-shoot IMRT und die Volumetric Modulated
Arc Therapy zur Anwendung kamen, wird im Folgenden nur auf diese Techniken genauer
Die Parameter, die bei der Step-and-shoot IMRT für die Optimierung eingestellt werden, sind
die Anzahl der Bestrahlungsfelder und deren Einstrahlwinkel2. Die Generierung der
fluenzmodulierten Felder erfolgt mit der Step-and-shoot Technik, wie in Abbildung 5 gezeigt.
der Fluenzverteilung eines Bestrahlungsfeldes mittels MLCs nach der Step
basierte Step-and-shoot IMRT bereits sagt, werden bei dieser Technik
die Segmente jedes einzelnen Feldes, wie in Abbildung 5 dargestellt, mit Strahlunterbrechung
während der Lamellenpositionierung sukzessive abgestrahlt, um die entsprechende
In dem in dieser Arbeit verwendeten Bestrahlungsplanungssystem Pinnacle³ (Release 9.0MA USA) können zusätzlich die Anzahl der Segmente, die Monitoreinheiten pro Segment, sowie die Anzahl der
Theoretische Grundlagen
9
Techniken. In schwarz sind die in dieser Arbeit angewandten
IMRT und die Volumetric Modulated
Arc Therapy zur Anwendung kamen, wird im Folgenden nur auf diese Techniken genauer
shoot IMRT für die Optimierung eingestellt werden, sind
. Die Generierung der
shoot Technik, wie in Abbildung 5 gezeigt.
nach der Step-and-shoot Technik
shoot IMRT bereits sagt, werden bei dieser Technik
mit Strahlunterbrechung
, um die entsprechende
Release 9.0, Philips, Fitchburg, MA USA) können zusätzlich die Anzahl der Segmente, die Monitoreinheiten pro Segment, sowie die Anzahl der
Theoretische Grundlagen
10
Fluenzverteilung zu erhalten.
Eine Form der Rotationsbestrahlung ist die Cone beam IMRT. Diese lässt sich je nach Ansatz
in die “Intensity Modulated Arc Therapy (IMAT)“ und in die “Volumetric Modulated Arc
Therapy (VMAT)“ unterteilen. Diese Techniken sind durch die Rotation der Gantry und
simultane Bewegung der MLCs charakterisiert. Bei diesen Techniken können vor der
Optimierung die Anzahl der Gantryrotationen, sowie die Schrittweite der Segmente festgelegt
werden.
2.3 Verifikation modulierter Bestrahlungstechniken
Die Überprüfung des zu applizierenden Bestrahlungsplanes über eine Plausibilitätsprüfung
wie bei der 3D-CRT ist bei den modulierten Verfahren nicht mehr möglich, da die
modulierten Bestrahlungstechniken eine weitaus größere Komplexität aufweisen [68].
Deshalb ist eine umfassende Qualitätssicherung erforderlich, bei der die Kette von der
Berechnung des Bestrahlungsplans im Bestrahlungsplanungssystem bis hin zu dessen
Applikation am Linearbeschleuniger auf mögliche Fehler überprüft wird. Ziel der
patientenindividuellen Planverifikation ist es herauszufinden, ob die im Planungssystem
berechnete Dosisverteilung genauso mit dem vorhandenen Linearbeschleuniger appliziert
werden kann. Dies bedeutet, dass die Präzision der Beschleunigerkomponenten wie zum
Beispiel MLC-, Blenden- und Gantrybewegung, Feldanschlüsse kleiner Segmente sowie
schneller Dosisaufbau bei einer geringen Anzahl von Monitoreinheiten überprüft wird. Des
Weiteren wird kontrolliert, ob der Tongue-and-Groove-Effekt3 des MLCs bei der
Dosisberechnung des Bestrahlungsplanes korrekt berücksichtigt wurde.[62, 71]
Der zu verifizierende Bestrahlungsplan wird im Planungssystem mit allen Planparametern auf
den CT-Datensatz eines Verifikationsphantoms übertragen und die Dosisverteilung erneut
berechnet. Hierbei kann zwischen der Vollverifikation und der “Collapse-beam“-Verifikation
unterschieden werden. Bei der Vollverifikation wird der Patientenplan mit den originalen
Einstrahlrichtungen auf das Phantom gerechnet. Bei der “Collapse-beam“-Verifikation (CB-
Verifikation) hingegen werden alle Felder mit den entsprechenden Segmenten aus 0° auf das
Phantom berechnet. Die CB-Verifikation ist dahin gehend vorteilhaft, dass
3 Tongue-and-Groove-Effekt: Durch Form der MLCs kommt es im Bereich von Feldanschlüssen zu Unterdosierung [62, 71]
Theoretische Grundlagen
11
Richtungsabhängigkeiten des Detektors oder Absorptionen des Bestrahlungstisches das
Messergebnis nicht verfälschen. Ein wesentlicher Vorteil für die Vollverifikation ist, dass
durch die unterschiedlichen Einstrahlwinkel eventuell vorhandene Gravitationseffekte auf den
MLC und das Blendensystem detektiert werden können [69]. Zur Messung der
Dosisverteilung wird dann je nach Verifikationsverfahren der entsprechende Bestrahlungsplan
auf ein Festkörperphantom abgestrahlt. Hierbei kann die Dosismessung mit Hilfe von 2D-
Ionisationskammerarrays oder Filmen, die sich im Messphantom befinden, erfolgen [68, 69,
74].
Die Filmdosimetrie zeichnet sich im Vergleich mit den 2D-Ionisationskammerarrays durch
ihre sehr hohe Ortsauflösung aus [12]. Um allerdings eine ausreichende Genauigkeit der
Filmdosimetrie zu gewährleisten, ist es erforderlich, vor jeder Auswertung eine Kalibrierung
der Filme durchzuführen. Hierzu muss vor jeder Verifikationsmessung eine Kalibrierkurve4
erstellt werden [74]. Danach werden die entwickelten Filme gescannt und die berechnete mit
der gemessenen Dosisverteilung in einer entsprechenden Auswertesoftware verglichen. Durch
die Vielzahl der Arbeitsschritte ist dieses Verfahren sehr zeitaufwändig, fehleranfällig und für
die tägliche IMRT-Qualitätssicherung daher ungünstig. Deshalb hat sich in den letzten Jahren
die Verifikation mit 2D-Ionisationskammerarrays weitestgehend durchgesetzt [14, 51, 61].
Die enormen Vorteile dieser Messtechnik gegenüber Filmen sind zum einen die schnelle und
einfache Anwendung und zum anderen die Aufzeichnung der Messdaten in digitaler Form,
wodurch der direkte Vergleich der gemessenen mit der berechneten Isodosenverteilung in der
Auswertesoftware möglich ist. Nachteile der 2D-Arrays im Vergleich zu Filmen sind jedoch
das geringere Auflösungsvermögen und das unterschiedliche Ansprechvermögen der
Ionisationskammern je nach Einstrahlrichtung. Besonders bei Winkeln von 90° bis 270° ist
das Ansprechvermögen reduziert [9].
Des Weiteren konnte in mehreren Arbeiten gezeigt werden, dass auch die Tischabsorption
einen weiteren Einfluss auf die gemessenen Dosiswerte darstellt [22, 37, 64].
Zur Planverifikation werden die gemessene und berechnete Dosisverteilung einander
überlagert. Die Beurteilung der Abweichungen erfolgt mit Hilfe von generierten Dosisprofilen
aus berechneter und gemessener Fluenz. Um Abweichungen zwischen berechneten und
gemessenen Absolutdosen zu korrigieren, die aufgrund der genannten Faktoren wie
Tischabsorption und Winkelabhängigkeit des Messsystems auftreten können, kann in der
Auswertesoftware ein benutzerdefinierter Korrektionsfaktor zum Angleichen der Dosen
eingeführt werden.
4 Kalibrierkurve: “Optische Dichte des Films (Schwärzung) als Funktion der applizierten Dosis“ [74].
Theoretische Grundlagen
12
Als Beurteilungskriterium für den Vergleich zweidimensionaler Dosisverteilungen wird der
von Low et al. vorgestellte Gamma-Index hinzugezogen. Dieser berücksichtigt zum einen die
Dosisdifferenz in Prozent und zum anderen die Ortsabweichung (Distance-to-Agreement
DTA) in Millimeter, die vom Anwender vorgegeben werden. Unter Dosisdifferenz versteht
man hierbei die akzeptierte relative Dosisabweichung von einem gemessenen Dosispunkt zu
einem Vergleichsdosispunkt. Die DTA stellt die akzeptierte Entfernung eines gemessenen
Dosispunktes zu einem Vergleichsdosispunkt dar. Die Gleichung zur Berechnung des 2D-
Gamma-Index lautet:
1�(2� = 34-56�(2, (7�8∀5(78 Gl. (2.3)
Mit
6�(2, (7� = :(��(2, (7�∆�<� + =��(2, (7�∆><�
Gl. (2.4)
(�(2, (7� = |(7 − (2|
Gl. (2.5)
Und =�(2, (7� = >7�(7� − >2�(2�
Gl. (2.6)
wobei, wie in Abbildung 6 für den Gamma-Index dargestellt, die Parameter
(2, die Lage des Messpunktes
(7, die Lage des berechneten Dosispunktes
(�(2, (7�, der Abstand zwischen gemessenem und berechnetem Dosispunkt
∆�<, die akzeptierte Distance-to-Agreement
∆><, die akzeptierte Dosisdifferenz
>7�(7�, die in (7 berechnete Dosis
>2�(2�, die in (2 gemessene Dosis und
=�(2, (7�, die Dosisdifferenz zwischen gemessener und berechneter Dosisverteilung
darstellen.
Theoretische Grundlagen
13
Abbildung 6: Geometrische Darstellung des Gamma-Index zur Evaluation von 2D- Dosisverteilungen [34].
Die Akzeptanzkriterien ∆�< und ∆>< des 2D-Gamma-Index repräsentieren, wie in
Abbildung 6 zu sehen, die Oberfläche eines Ellipsoiden. Der Messpunkt (2 bildet den
Mittelpunkt des Ellipsoiden. Für die Parameter ∆�< und ∆>< haben sich in der Literatur die
Werte 3mm und 3% durchgesetzt [3, 4, 6, 22].
Abbildung 7: Überlagerung von gemessener und berechneter Isodosenverteilung und grafische Darstellung des Ergebnisses der Gamma-Berechnung für 3mm und 3%.
Theoretische Grundlagen
14
Liegen die berechneten Dosispunkte innerhalb der dargestellten Kreisflächen, das heißt
1�(2� ≤ 1, so sind die vorgegebenen Akzeptanzkriterien erfüllt und die Berechnung gilt als
bestanden [34]. In diesem Fall werden die Dosispunkte, wie in Abbildung 7 zu sehen, grün
dargestellt. Die Dosispunkte, die das Gammakriterium nicht erfüllen, werden rot abgebildet.
Inzwischen besteht auch die Möglichkeit bei dreidimensionalen Dosisverteilungen den 3D-
Gamma-Index zu berechnen. Dieser berücksichtigt die vorgegebene akzeptierte Dosis ∆><
nicht nur in der Messebene, sondern in allen drei Raumrichtungen.
Bei beiden Gamma-Index-Berechnungen wird je nach Vergleichsdosispunkt zwischen
globalem und lokalem Gamma-Index unterschieden. Die Angabe der akzeptierten relativen
Dosisabweichung bezieht sich bei dem globalen Gamma-Index immer auf einen festen
Dosisreferenzpunkt, wie zum Beispiel das Dosismaximum. Der lokale Gamma-Index
berechnet hingegen die vom Anwender vorgegebene Dosistoleranz für jeden einzelnen
Messpunkt. Somit ergibt sich für jeden Messpunkt eine unterschiedlich große absolute
Dosisakzeptanz. Je nach Wahl der Gamma-Index-Analyse wird der Niedrigdosisbereich
unterschiedlich beurteilt. Folglich kann die Anwendung des globalen Gamma-Index dazu
führen, dass Dosisabweichungen im Niedrigdosisbereich unterschätzt werden [52].
Material und Methoden
15
3. Material und Methoden
Die Strahlentherapie des Universitätsklinikums Gießen verfügt über zwei Synergy
Linearbeschleuniger (ELEKTA Ltd, Crawley, UK), die im Tandembetrieb genutzt werden.
Beide Maschinen sind für die MLC-basierte IMRT klinisch kommissioniert und unterliegen
einem aufwendigen QA-Konzept [8]. Für die bildgestützte Strahlentherapie wird an beiden
Maschinen je ein Cone-beam-CT (CBCT) (ELEKTA Ltd, Crawley, UK) betrieben. Um die
Patientenpläne an den Beschleuniger zu übertragen und zu dokumentieren, wird ein
Record&Verify-System (MOSAIQ 2.0, IMPAC Medical Systems, Inc., Sunnyvale, CA USA)
verwendet. Als Bestrahlungsplanungssystem dient sowohl für die konventionelle
Therapieplanung als auch für die modulierten Verfahren Pinnacle³ (Release 9.0, Philips,
Fitchburg, MA USA).
Im November 2009 wurde in der Abteilung die Step-and-shoot IMRT klinisch eingeführt.
Seitdem wurden mit dieser Bestrahlungstechnik über 200 Patienten mit überwiegend Kopf-
Hals-Tumoren therapiert. Zukünftig soll in dieser Abteilung als weitere Behandlungsmethode
die Volumetric Modulated Arc Therapy angewendet werden. Grundlage für die klinische
Einführung ist die vorliegende Arbeit.
3.1 Bestrahlungsplanung
Es wurden CT-Datensätze von neun Patienten mit Oro- beziehungsweise
Hypopharynxkarzinomen, die zuvor in der Abteilung mittels IMRT behandelt worden waren,
für einen Planvergleich zufällig ausgewählt. Für diese Patienten wurden jeweils ein
konventioneller 3D-Bestrahlungsplan, ein IMRT-Bestrahlungsplan mit sieben und einer mit
neun Einstrahlrichtungen sowie zwei VMAT-Bestrahlungspläne mit einer beziehungsweise
zwei Rotationen angefertigt.
Bei allen Berechnungen wurde eine mittlere Dosis von 50,4Gy auf das Zielvolumen
verschrieben. Wie nach ICRU Report 50 gefordert, sollte für alle Bestrahlungstechniken die
95%-Isodose das Zielvolumen vollständig umschließen. Des Weiteren wurde die
Maximaldosis im Zielvolumen auf 107% der verschriebenen Dosis begrenzt. In der Literatur
Material und Methoden
16
werden für Rückenmark und Hirnstamm Toleranzdosen TD5/5 von 47Gy beziehungsweise
50Gy angegeben, um Myelopathie und Neuropathie weitestgehend zu vermeiden [1, 36, 60].
Deshalb wurden bei allen Berechnungen die maximalen Dosen in Rückenmark und
Hirnstamm auf 35Gy beziehungsweise 40Gy begrenzt, damit inklusive einer anschließenden
Boostbestrahlung die angegebenen Toleranzdosen in keinem Fall überschritten wurden. Ein
weiteres Ziel für die modulierten Bestrahlungsverfahren war die dem Primärtumor
gegenüberliegende Parotis zu schonen, um Nebenwirkungen, besonders die Xerostomie, zu
reduzieren beziehungsweise zu vermeiden. Hierzu wurde die mittlere Dosis in der
kontralateralen Parotis wie von Eisbruch et al. und O’Neill et al. empfohlen weit unter 26Gy
reduziert [20, 21, 33, 43, 63].
3.1.1 Konventionelle Bestrahlungsplanung
Um im Vergleich zu den modulierten Bestrahlungsverfahren eine adäquate
Zielvolumenabdeckung hinsichtlich der Dosis zu erreichen, wurde eine sehr aufwendige 3D-
Bestrahlungstechnik mit standardmäßig zehn Einstrahlrichtungen gewählt. Eine einfache
Technik mit fünf bis sechs Bestrahlungsfeldern wäre hinsichtlich Effizienz und
Lamellendurchlassstrahlung vorteilhaft, würde jedoch zu Lasten der Zielvolumenabdeckung
gehen. Ein Überblick über die verwendete Bestrahlungstechnik ist in der folgenden
Abbildung dargestellt.
Abbildung 8: Feldkonfiguration der 3D-CRT anhand der BEVs der einzelnen Bestrahlungsfelder. Der Hirnstamm ist violett und das Rückenmark ist grün dargestellt. Die aufgeführten Gradzahlen geben die Einstrahlwinkel an.
Material und Methoden
17
Die in Abbildung 8 gezeigten Bestrahlungsfelder wurden gegebenenfalls mit weiteren Feldern
zur Aufsättigung der Dosis ergänzt. Die Anpassung der Bestrahlungsfelder an das
Zielvolumen erfolgte mittels MLC. Je nach Anatomie des Patienten wurden die ventralen
Bestrahlungsfelder, in Abbildung 8 rot dargestellt, um ±5° variiert. Aufgrund der Lage der
Zielvolumen wurde für die ventralen Felder 6MV-X und für die dorsalen Felder 18MV-X
gewählt. Die Felder aus 60° und 300° sowie aus 135° und 225° waren Keilfelder mit Lage des
Keils von ventral nach dorsal beziehungsweise von caudal nach cranial. Zur Schonung des
Rückenmarks und des Hirnstamms wurden diese bei den Feldern von 70° bis 290°
ausgeblockt.
3.1.2 IMRT-Bestrahlungsplanung
Für jeden Patienten wurde jeweils ein IMRT-Bestrahlungsplan mit sieben und neun
Einstrahlrichtungen erstellt. Dabei wurden die Bestrahlungsfelder in äquidistanten Abständen
um das Zielvolumen angeordnet. Für alle Felder wurde 6MV-X gewählt. Zur Minimierung
des Tongue and Groove-Effektes wurde bei jedem Feld der Kollimator um 5° gedreht.
Zur Optimierung der Dosisverteilung wurden im IMRT-Modul entsprechend der
Verschreibungsdosis von 50,4Gy die Dosisvorgaben für das Zielvolumen und die
Risikoorgane angegeben. In dem in dieser Arbeit verwendeten Bestrahlungsplanungssystem
Pinnacle³ besteht bei der Festlegung der Dosisvorgaben die Möglichkeit, Kriterien
(Objectives5) und Bedingungen (Constraints6) zu definieren sowie eine biologische
Optimierung (Equivalent Uniform Dose7) durchzuführen.
Die IMRT-Bestrahlungspläne wurden mit der Einstellung DMPO (Direct Machine Parameter
Optimization) berechnet. Bei der DMPO-Optimierung erfolgt im ersten Schritt eine
Optimierung entsprechend der Dosisvorgaben ohne Berücksichtigung der
Maschinenparameter des Linearbeschleunigers. Im zweiten Optimierungsschritt wird dann
mittels Maschinenparameter und MLCs versucht die ideale Fluenzverteilung zu erreichen.
Letztlich werden die MLC-Positionen und Segmentgewichte so lange optimiert bis entweder
5 Objective: Ein Objective ist ein anzustrebendes Behandlungsziel, das aber von der Software bei der Optimierung unter Umständen nicht erreicht wird [49]. 6 Constraint: Ein Constraint zwingt die Software zur Einhaltung der Dosisvorgabe, unabhängig davon wie Objectives geändert werden [49]. 7 Equivalent Uniform Dose: “Mit dem Konzept der Equivalent Uniform Dose wird ein DVH für eine inhomogene Bestrahlung eines Gewebes oder eines Teilvolumens auf die Dosis reduziert, die bei einer homogenen Dosisverteilung im Gesamtvolumen des Gewebes den selben klinischen Effekt erzeugt [68]“.
Material und Methoden
18
die maximale Anzahl der Iterationen oder das eingestellte Abbruchkriterium der Zielfunktion8
erreicht ist [49]. Für die DMPO-Parameter wurde für alle Patienten eine minimale
Segmentgröße von 12cm², sowie eine minimale Anzahl von Monitoreinheiten pro Segment
von 8MU eingestellt. Die maximale Anzahl von Segmenten wurde für die sieben Felder
IMRT auf 50 und für die neun Felder IMRT auf 65 begrenzt.
3.1.3 VMAT-Bestrahlungsplanung
Die VMAT-Bestrahlungsplanung erfolgte mit dem SmartArc-Modul von Pinnacle³. Es
wurden für jeden Patienten jeweils zwei VMAT-Bestrahlungspläne mit einer und zwei 360°-
Rotationen berechnet. Für die Schrittweite der Kontrollpunkte (Controlpoints CP) wurde zum
Vorteil des Optimierungs- und Berechnungsprozesses vorerst 6° gewählt. Folglich betrug die
Anzahl der CPs bei einer Rotation 61 und bei zwei Rotationen 122. Um eine erhöhte
Präzision während des Bestrahlungsprozesses zu erreichen, wurde in einem zweiten Schritt
die Anzahl der CPs auf 91 beziehungsweise 182 erhöht. Die Schrittweite der CPs betrug somit
4°. Die Abstrahlung der Kontrollpunkte erfolgte bei einer Rotation von 181° bis 180° im
Uhrzeigersinn und bei zwei Rotationen erst im und dann gegen den Uhrzeigersinn. Die
Dosisvorgaben, die zur Optimierung der Dosisverteilung dienten, wurden von der IMRT-
Bestrahlungsplanung übernommen. Nach den SmartArc-Optimierungen erfolgte, wie nach
Benutzerhandbuch P³IMRT Pinnacle³ Version 9 empfohlen, die Optimierung der
Segmentgewichte, um die Qualität der Bestrahlungspläne zu verbessern [49].
Vor der Optimierung der VMAT-Bestrahlungspläne mit Kontrollpunkten alle 4° wurde der
MLC der Bestrahlungsmaschine in Pinnacle³ genauer an den MLC des originalen
Beschleunigers angepasst. Hierzu wurde die sogenannte Rounded-Leaf-Table in Pinnacle³
erneuert, die je nach Position der Lamellen im Strahlengang den Verlauf der Dosis aufgrund
der abgerundeten Form der Vorderkante der Lamellen besser beschreibt. Dies hat
insbesondere bei der VMAT großen Einfluss auf die genaue Dosisberechnung, da bei dieser
Technik viele Segmente, die außerhalb des Zentralstrahls gelegen sind, Dosisbeiträge liefern.
8 Abbruchkriterium der Zielfunktion: Unterschreitet das Minimum der Zielfunktion den vom Anwender eingestellten Wert (Abbruchkriterium der Zielfunktion engl. Stopping tolerance), so wird die erstellte Fluenzverteilung als optimal angesehen und die Optimierung gestoppt.
Material und Methoden
19
3.2 Planvergleich der VMAT mit 3D-CRT und IMRT
In diesem Kapitel wird auf die Parameter, die zum Planvergleich von 3D-CRT, IMRT und
VMAT verwendet wurden, näher eingegangen. Um Risikoorganbelastung, Planqualität,
Homogenität und Konformität aussagekräftig beurteilen zu können, wurden für den
Planvergleich die Dosisvolumenhistogramme (DVHs) für das Zielvolumen und die
Risikoorgane betrachtet und daraus die folgenden Planparameter bestimmt:
• Grafische Auswertung der DVHs: Die generierten DVHs wurden mittels Skript aus
Pinnacle³ als Rohdaten exportiert und in Excel (Version 2007) eingelesen. Dort
wurden für das PTV, die Parotiden, das Rückenmark und den Hirnstamm sowie das
Normalgewebe jeweils ein über alle Patienten gemitteltes DVH erzeugt. Des Weiteren
wurde, um eine Aussage über den Streubereich der DVHs des PTVs und des
Hauptrisikoorgans, kontralaterale Parotis, zu treffen, das 95%-Konfidenzintervall9 in
Excel bestimmt.[29]
• Planparameter für das PTV: Für das PTV wurden die Dosiswerte D99%, D95%, Dmean
und D1% betrachtet. Die D99% und die D1% wurden als minimale beziehungsweise
maximale Dosis gewählt, da die in den Planstatistiken von Pinnacle³ angegebenen
minimalen und maximalen Dosen als nicht valide einzuschätzen sind.
Des Weiteren wurde eine Homogenitäts- und Konformitätsbeurteilung nach Nakamura
et al. durchgeführt [26, 42, 46]. Hiernach beträgt der Homogenitätsindex im Idealfall
null und der Konformitätsindex eins.
• Planparameter für die Risikoorgane: Für die Risikoorgane wurden die Dosiswerte
D99%, Dmean und D1% betrachtet.
Darüberhinaus wurden für das Normalgewebe außerhalb des PTVs die Volumina, die
70%, 50%, 30% und 10% der Verschreibungsdosis erhielten (V70%, V50%, V30%, V10%),
bestimmt [70].
9 95%-Konfidenzintervall: Das 95%-Konfidenzintervall gibt die Grenzen an, innerhalb derer die über neun Patienten gemittelten Werte für eine Bestrahlungstechnik mit einer Wahrscheinlichkeit von 95% zu finden sind [29].
Material und Methoden
20
3.3 Klinische Einführung
Im Folgenden wird die dosimetrische Verifikation zur klinischen Einführung der VMAT
näher erläutert. Hierzu werden die zur Verifikation verwendeten Materialien, das
Messphantom, das Ionisationskammerarray und die Auswertesoftware sowie die
Vorgehensweise für die Messungen beschrieben. Ziel für die klinische Einführung war es
herauszufinden, wie präzise sich die berechneten VMAT
Linearbeschleuniger applizieren lassen,
Dosisverteilungen und Absolutdosen übereinstimmen.
Messphantom OKTAVIUS (PTW
Festkörperphantom aus Polystyrol
lässt sich je nach Messanforderung aus drei Bauteilen, einem Ober
zusammensetzen [55].
Abbildung 9: Oktavius Messphantom (links).dargestellt.
Das Unterteil existiert, wie in Abbildung 9 gezeigt, in zwei Ausführungen, dem OKTAVIUS
LINAC und dem OKTAVIUS CT. Das OKTAVIUS LINAC
zum OKTAVIUS CT Phantom
Ansprechvermögen des 2D-Ionisationskammerarrays bei der Bestrahlung von der Rückseite
zu kompensieren. Der Mittelteil des Messphantoms besitzt eine Öffnung, in die sowohl
einzelne Ionisationskammern
Ionisationskammerarray für die Messung von Dosisverteilungen eingeschoben werden
können.
Das Oberteil ist für alle Messungen dasselbe.
Klinische Einführung
Im Folgenden wird die dosimetrische Verifikation zur klinischen Einführung der VMAT
näher erläutert. Hierzu werden die zur Verifikation verwendeten Materialien, das
sationskammerarray und die Auswertesoftware sowie die
Vorgehensweise für die Messungen beschrieben. Ziel für die klinische Einführung war es
herauszufinden, wie präzise sich die berechneten VMAT-Bestrahlungspläne am
Linearbeschleuniger applizieren lassen, das heißt wie genau die berechneten und gemessenen
Dosisverteilungen und Absolutdosen übereinstimmen. Zur Verifikation der VMAT diente das
Messphantom OKTAVIUS (PTW-Freiburg, Deutschland). Es handelt sich um ein achteckiges
Festkörperphantom aus Polystyrol mit einem Durchmesser und einer Länge von 32cm. Es
lässt sich je nach Messanforderung aus drei Bauteilen, einem Ober-, Mittel
Oktavius Messphantom (links). In der Mitte ist das Phantom mit LINAC Unterteil und rechts mit CT Unterteil
Das Unterteil existiert, wie in Abbildung 9 gezeigt, in zwei Ausführungen, dem OKTAVIUS
LINAC und dem OKTAVIUS CT. Das OKTAVIUS LINAC Phantom besitzt im Gegensatz
Phantom eine U-förmige Kavität, um das leicht reduzierte
Ionisationskammerarrays bei der Bestrahlung von der Rückseite
zu kompensieren. Der Mittelteil des Messphantoms besitzt eine Öffnung, in die sowohl
einzelne Ionisationskammern für Absolutdosismessungen als auch das 2D
Ionisationskammerarray für die Messung von Dosisverteilungen eingeschoben werden
Das Oberteil ist für alle Messungen dasselbe.
Im Folgenden wird die dosimetrische Verifikation zur klinischen Einführung der VMAT
näher erläutert. Hierzu werden die zur Verifikation verwendeten Materialien, das
sationskammerarray und die Auswertesoftware sowie die
Vorgehensweise für die Messungen beschrieben. Ziel für die klinische Einführung war es
Bestrahlungspläne am
das heißt wie genau die berechneten und gemessenen
Zur Verifikation der VMAT diente das
Freiburg, Deutschland). Es handelt sich um ein achteckiges
mit einem Durchmesser und einer Länge von 32cm. Es
, Mittel- und Unterteil
das Phantom mit LINAC Unterteil und rechts mit CT Unterteil
Das Unterteil existiert, wie in Abbildung 9 gezeigt, in zwei Ausführungen, dem OKTAVIUS
besitzt im Gegensatz
förmige Kavität, um das leicht reduzierte
Ionisationskammerarrays bei der Bestrahlung von der Rückseite
zu kompensieren. Der Mittelteil des Messphantoms besitzt eine Öffnung, in die sowohl
für Absolutdosismessungen als auch das 2D-
Ionisationskammerarray für die Messung von Dosisverteilungen eingeschoben werden
Die Messungen der Dosisverteilungen erfolgten in dieser Arbeit mit dem 2D
Ionisationskammerarray seven29 (PTW
Phantom, das in der folgenden Abbildung dargestellt ist.
Abbildung 10: Links OKTAVIUS LINACKennzeichnung der aktiven Fläche und Messelektronik.
Das verwendete 2D-Array seven29 ist ein Detektorarray, bei dem 729 (27x27) offene
Ionisationskammern in einer regelmäßigen Matrix angeordnet sind. Die Ionisationskammer
besitzen eine Größe von 5x5x5mm³, sodass sich eine aktive Fläche von 27x27cm² ergibt.
Unterhalb der 5mm dicken Detektoroberfläche aus PMMA befindet sich der effektive
Messort, der durch Markierungen an der Außenseite des Arrays erkennbar ist
Messelektronik des Arrays befindet sich, wie in Abbildung 10 zu sehen, direkt neben der
aktiven Detektorfläche. Zur Spannungsversorgung der Ionisationskammern und
Datenwandlung dient ein Array
RS232-Schnittstelle mit dem Messrechner verbunden ist. Die Erfassung und Auswertung der
Messdaten erfolgte mittels der Auswertesoftware VeriSoft (Version 4
Deutschland).
VeriSoft ermöglicht das Laden
Hilfe des Gamma-Index. Dies kann weiterhin mit dreidimensionalen Dosiswürfeln
durchgeführt werden. Weichen die Dosiswerte von gemessener und berechneter
Material und Methoden
Die Messungen der Dosisverteilungen erfolgten in dieser Arbeit mit dem 2D
isationskammerarray seven29 (PTW-Freiburg, Deutschland) im OKTAVIUS LINAC
Phantom, das in der folgenden Abbildung dargestellt ist.
INAC mit eingeschobenem 2D-Array seven29, rechts PTW 2DKennzeichnung der aktiven Fläche und Messelektronik.
Array seven29 ist ein Detektorarray, bei dem 729 (27x27) offene
Ionisationskammern in einer regelmäßigen Matrix angeordnet sind. Die Ionisationskammer
besitzen eine Größe von 5x5x5mm³, sodass sich eine aktive Fläche von 27x27cm² ergibt.
Unterhalb der 5mm dicken Detektoroberfläche aus PMMA befindet sich der effektive
Messort, der durch Markierungen an der Außenseite des Arrays erkennbar ist
ektronik des Arrays befindet sich, wie in Abbildung 10 zu sehen, direkt neben der
aktiven Detektorfläche. Zur Spannungsversorgung der Ionisationskammern und
Datenwandlung dient ein Array-Interface (PTW-Freiburg, Deutschland), das über eine serielle
chnittstelle mit dem Messrechner verbunden ist. Die Erfassung und Auswertung der
Messdaten erfolgte mittels der Auswertesoftware VeriSoft (Version 4
ermöglicht das Laden zweidimensionaler Dosismatrizen und deren Verg
Dies kann weiterhin mit dreidimensionalen Dosiswürfeln
Weichen die Dosiswerte von gemessener und berechneter
Material und Methoden
21
Die Messungen der Dosisverteilungen erfolgten in dieser Arbeit mit dem 2D-
Freiburg, Deutschland) im OKTAVIUS LINAC
, rechts PTW 2D-Array seven29 mit
Array seven29 ist ein Detektorarray, bei dem 729 (27x27) offene
Ionisationskammern in einer regelmäßigen Matrix angeordnet sind. Die Ionisationskammern
besitzen eine Größe von 5x5x5mm³, sodass sich eine aktive Fläche von 27x27cm² ergibt.
Unterhalb der 5mm dicken Detektoroberfläche aus PMMA befindet sich der effektive
Messort, der durch Markierungen an der Außenseite des Arrays erkennbar ist [54]. Die
ektronik des Arrays befindet sich, wie in Abbildung 10 zu sehen, direkt neben der
aktiven Detektorfläche. Zur Spannungsversorgung der Ionisationskammern und
Freiburg, Deutschland), das über eine serielle
chnittstelle mit dem Messrechner verbunden ist. Die Erfassung und Auswertung der
Messdaten erfolgte mittels der Auswertesoftware VeriSoft (Version 4.1, PTW-Freiburg,
deren Vergleich mit
Dies kann weiterhin mit dreidimensionalen Dosiswürfeln
Weichen die Dosiswerte von gemessener und berechneter
Material und Methoden
22
Dosisverteilung beim Vergleich voneinander ab, so können diese durch einen
benutzerdefinierten Korrektionsfaktor angeglichen werden. In dieser Arbeit wurden für den
Gamma-Index die Einstellungen 3mm und 3% bezogen auf die maximale Dosis gewählt, da
diese in der aktuellen Literatur am häufigsten verwendet werden und hierfür die meisten
Vergleichswerte vorliegen [3, 4, 6, 22]. Das Ergebnis der Gamma-Analyse wurde sowohl in
grafischer Form durch Überlagerung von gemessener und berechneter Dosisverteilung als
auch in einer Statistik beurteilt. Weiterhin wurden Dosisprofile in unterschiedlichen
Richtungen untersucht, um relative Dosisabweichungen, die in der statistischen Auswertung
nicht auffallen, zu detektieren.
Um das Ausmaß der bereits erwähnten lateralen Abhängigkeit des 2D-Arrays zu erfassen,
wurden des Weiteren Absolutdosismessungen mit einer Zylinderkammer (Typ 31013, PTW-
Freiburg, Deutschland) mit einem Messvolumen von 0,3cm³ durchgeführt (siehe Abbildung
11). Die Zylinderkammer besitzt im Gegensatz zum 2D-Array ein radialsymmetrisches
Ansprechvermögen. Aus diesem Grund wurde bei der Absolutdosismessung das OKTAVIUS
CT Phantom verwendet. Das OTAVIUS CT Phantom ist mit der eingeschobenen
Zylinderkammer in der folgenden Abbildung dargestellt.
Abbildung 11: Links: OKTAVIUS CT mit eingeschobener Zylinderkammer, rechts: Zylinderkammer Typ 31013 mit einem Messvolumen von 0,3cm³ [53].
Zur Erfassung der Dosis und Spannungsversorgung der Ionisationskammer wurde bei der
Absolutdosismessung das Dosismeter UNIDOSwebline (PTW-Freiburg, Deutschland)
verwendet.
Material und Methoden
23
Zur Vorbereitung der Messungen der Dosisverteilungen wurden die berechneten VMAT-
Bestrahlungspläne in Pinnacle³ nach dem Prinzip der Vollverifikation auf den CT-Datensatz
des OKTAVIUS CT Phantoms mit eingeschobenem Ionisationskammerarray übertragen und
erneut berechnet. Für den Vergleich in VeriSoft wurde in Pinnacle³ die planare Dosis in der
Ebene des Detektorarrays berechnet und das entsprechende Graustufenbild exportiert. Bei der
Messung wurde der originale Patientenplan auf das 2D-Array im OKTAVIUS LINAC
Phantom abgestrahlt. Anschließend wurde das Ergebnis der Messung mit der berechneten
planaren Dosis verglichen und die Übereinstimmungen bewertet.
Für die Absolutdosismessungen wurden die VMAT-Bestrahlungspläne in Pinnacle³ auf den
CT-Datensatz des OKTAVIUS CT Phantom mit eingeschobener Ionisationskammer
übertragen und die Dosis erneut berechnet. Hierbei wurde darauf geachtet, dass sich das
gesamte Messvolumen der Ionisationskammer im homogenen Hochdosisbereich befand, um
einen möglichst exakten Messwert zu erhalten. Die zu messende Dosis wurde in Pinnacle³
bestimmt, indem das Innere der Ionisationskammer im CT-Datensatz als Volumen konturiert
wurde. Dieses Vorgehen hat den Vorteil, dass Fehlpositionierungen der Kammer im steilen
Dosisgradienten sofort durch eine große Differenz zwischen minimaler und maximaler Dosis
im konturierten Kammervolumen erkannt werden können.
Ergebnisse
24
4. Ergebnisse
Ziel dieser Arbeit war es die Volumetric Modulated Arc Therapy in der Abteilung
Strahlentherapie am Uniklinikum Gießen klinisch einzuführen. Hierzu wurde die VMAT mit
etablierten Bestrahlungsverfahren wie der 3D-CRT und der IMRT verglichen und
Verifikationsmessungen für VMAT durchgeführt. Die Ergebnisse für den Planvergleich und
die klinische Einführung werden in den folgenden Kapiteln präsentiert.
4.1 Planvergleich der VMAT mit 3D-CRT und IMRT
Insgesamt wurden für den Planvergleich für jeden der neun ausgewählten Patienten mit Kopf-
Hals-Tumoren ein 3D-CRT-Bestrahlungsplan und zwei IMRT- sowie VMAT-
Bestrahlungspläne generiert. Die 3D-CRT-Bestrahlungspläne wurden sehr aufwendig mit
mindestens zehn Bestrahlungsfeldern geplant, um eine mit den modulierten Verfahren
vergleichbare Zielvolumenabdeckung hinsichtlich der Dosis zu erhalten. Für das Zielvolumen
wurde für alle Techniken eine mittlere Dosis von 50,4Gy verschrieben. Die Vorgaben für die
maximalen Dosen in Rückenmark und Hirnstamm von 35Gy beziehungsweise 40Gy durften
nicht überschritten werden, um die Nebenwirkungen Myelopathie und Neuropathie zu
vermeiden. Weiterhin wurde untersucht in wie fern die neue Bestrahlungstechnik VMAT im
Vergleich zur IMRT die Schonung der kontralateralen Parotis, als Hauptrisikoorgan,
gewährleistet.
Der Vergleich der Bestrahlungstechniken erfolgte anhand von Isodosenverteilungen und den
DVHs von Zielvolumen, Normalgewebe und vier Risikoorganen, die für jedes
Bestrahlungsverfahren über alle neun Patienten gemittelt wurden. Des Weiteren wurden
ausgewählter Planparameter zur Beurteilung der Planqualität und Behandlungseffizienz
hinzugezogen. Da die Dosisvolumenhistogramme und somit die daraus ermittelten
Planparameter für die VMAT mit Kontrollpunkten alle 6° und 4° nahezu identisch waren,
sind für den Planvergleich nur die Ergebnisse für die VMAT mit Kontrollpunkten alle 6°
aufgeführt.
4.1.1 Vergleich der Isodosenverteilungen
In den folgenden Abbildungen sind für einen Patienten beispielhaft die für den Planvergleich
wichtigen Isodosenverteilungen für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken in
einer repräsentativen Sagittal-
in relativen Einheiten in Prozent bezogen auf die Verschreibungsdosis von 50,4Gy angegeben
und reichen von 50% bis 107%. Das Zielvolumen ist in rot, der
Rückenmark in grün, die ipsilaterale Parotis in hellblau und die kontralaterale Parotis in
dunkelblau abgebildet.
Abbildung 12: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Sagittalebene für alle fünfZielvolumen wird mit allen Bestrahlungstechniken, wie nach ICRU 50 Report gefordert, von der 95%
Bei Betrachtung der Isodosenverteilungen in der Sagittalebene (Abbildung 12) ist zu
erkennen, dass das Zielvolumen mit allen Bestrahlungstechniken gut erfasst wird, das heißt
die 95%-Isodose, wie nach ICRU Report 50 gefordert, das Zielvolumen vollständig
umschließt. Für die 3D-CRT reicht die 95%
Vergleich der Isodosenverteilungen
In den folgenden Abbildungen sind für einen Patienten beispielhaft die für den Planvergleich
wichtigen Isodosenverteilungen für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken in
-, Coronar-, und Transversalebene dargestellt. Die Isodosen sind
in relativen Einheiten in Prozent bezogen auf die Verschreibungsdosis von 50,4Gy angegeben
und reichen von 50% bis 107%. Das Zielvolumen ist in rot, der Hirnstamm in violett, das
Rückenmark in grün, die ipsilaterale Parotis in hellblau und die kontralaterale Parotis in
: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Sagittalebene für alle fünf Bestrahlungstechniken. Das Zielvolumen wird mit allen Bestrahlungstechniken, wie nach ICRU 50 Report gefordert, von der 95%
Bei Betrachtung der Isodosenverteilungen in der Sagittalebene (Abbildung 12) ist zu
lumen mit allen Bestrahlungstechniken gut erfasst wird, das heißt
Isodose, wie nach ICRU Report 50 gefordert, das Zielvolumen vollständig
CRT reicht die 95%-Isodose im Mundbereich etwas über das
Ergebnisse
25
In den folgenden Abbildungen sind für einen Patienten beispielhaft die für den Planvergleich
wichtigen Isodosenverteilungen für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken in jeweils
, und Transversalebene dargestellt. Die Isodosen sind
in relativen Einheiten in Prozent bezogen auf die Verschreibungsdosis von 50,4Gy angegeben
Hirnstamm in violett, das
Rückenmark in grün, die ipsilaterale Parotis in hellblau und die kontralaterale Parotis in
Bestrahlungstechniken. Das Zielvolumen wird mit allen Bestrahlungstechniken, wie nach ICRU 50 Report gefordert, von der 95%-Isodose umschlossen.
Bei Betrachtung der Isodosenverteilungen in der Sagittalebene (Abbildung 12) ist zu
lumen mit allen Bestrahlungstechniken gut erfasst wird, das heißt
Isodose, wie nach ICRU Report 50 gefordert, das Zielvolumen vollständig
Isodose im Mundbereich etwas über das
Ergebnisse
26
Zielvolumen hinaus, wohingegen
genau umfasst. Dies stellt einen geringen Nachteil für die konventionelle Bestrahlungstechnik
dar.
Abbildung 13: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Coronarebmodulierten Verfahren wird mehr als die Hälfte der kontdie 3D-CRT umschließt die 50%-Isodose
Wie aus den Coronarschnitten in Abbildung 13 eindeutig ersichtlich ist, kann das
Planungsziel, die kontralaterale Parotis (hier links) zu schonen, nur mit den modulierten
Verfahren erreicht werden. Die kontralaterale Parotis wird für die modulierten
Bestrahlungstechniken um weniger als die Hälfte mit 50% der verschriebenen Dosis
abgedeckt, wohingegen bei der 3D
vollständig umschließt.
Zielvolumen hinaus, wohingegen sie für die modulierten Verfahren das Zielvolumen überall
genau umfasst. Dies stellt einen geringen Nachteil für die konventionelle Bestrahlungstechnik
Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Coronarebene für alle fünf Bestrahlungstechniken. Für die modulierten Verfahren wird mehr als die Hälfte der kontralateralen Parotis (hier links) von der 50%
Isodose die Parotis vollständig.
Coronarschnitten in Abbildung 13 eindeutig ersichtlich ist, kann das
Planungsziel, die kontralaterale Parotis (hier links) zu schonen, nur mit den modulierten
Verfahren erreicht werden. Die kontralaterale Parotis wird für die modulierten
ken um weniger als die Hälfte mit 50% der verschriebenen Dosis
abgedeckt, wohingegen bei der 3D-CRT die 50%-Isodose die kontralaterale Parotis
sie für die modulierten Verfahren das Zielvolumen überall
genau umfasst. Dies stellt einen geringen Nachteil für die konventionelle Bestrahlungstechnik
ene für alle fünf Bestrahlungstechniken. Für die ralateralen Parotis (hier links) von der 50%-Isodose ausgespart. Für
Coronarschnitten in Abbildung 13 eindeutig ersichtlich ist, kann das
Planungsziel, die kontralaterale Parotis (hier links) zu schonen, nur mit den modulierten
Verfahren erreicht werden. Die kontralaterale Parotis wird für die modulierten
ken um weniger als die Hälfte mit 50% der verschriebenen Dosis
Isodose die kontralaterale Parotis
Abbildung 14: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer modulierten Verfahren wird mehr als die Hälfte der kontralateralen Parotis (hier links) von der 50%die 3D-CRT umschließt die 50%-Isodose die Parotis vollständig.
Die Schonung der kontralateralen Parotis mit den modulierten Verfahren ist ebenfalls in den
Transversalschnitten (Abbildung 14) zu erkennen. Mit Erreichen des Planungszieles, die
kontralaterale Parotis zu schonen, müssen in diesem Bereich Einbußen der 95%
akzeptiert werden. Hier wird jedoch
4.1.2 Vergleich der Dosisvolumenhistogramme
Die Dosisvolumenhistogramme für jede Struktur, die für den Planvergleich betrachtet
wurden, wurden für jede Bestrahlungstechnik
Ergebnisse hierfür sind in der folgenden Grafik dargestellt.
Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Transversalebene für alle fünf Bestrahlungstechniken. Für die modulierten Verfahren wird mehr als die Hälfte der kontralateralen Parotis (hier links) von der 50%
Isodose die Parotis vollständig.
honung der kontralateralen Parotis mit den modulierten Verfahren ist ebenfalls in den
Transversalschnitten (Abbildung 14) zu erkennen. Mit Erreichen des Planungszieles, die
aterale Parotis zu schonen, müssen in diesem Bereich Einbußen der 95%
jedoch das Zielvolumen von der 90% Isodose umschlossen
Vergleich der Dosisvolumenhistogramme
Die Dosisvolumenhistogramme für jede Struktur, die für den Planvergleich betrachtet
wurden, wurden für jede Bestrahlungstechnik über alle neun Patienten gemittelt. Die
Ergebnisse hierfür sind in der folgenden Grafik dargestellt.
Ergebnisse
27
Transversalebene für alle fünf Bestrahlungstechniken. Für die modulierten Verfahren wird mehr als die Hälfte der kontralateralen Parotis (hier links) von der 50%-Isodose ausgespart. Für
honung der kontralateralen Parotis mit den modulierten Verfahren ist ebenfalls in den
Transversalschnitten (Abbildung 14) zu erkennen. Mit Erreichen des Planungszieles, die
aterale Parotis zu schonen, müssen in diesem Bereich Einbußen der 95%-Isodose
der 90% Isodose umschlossen.
Die Dosisvolumenhistogramme für jede Struktur, die für den Planvergleich betrachtet
über alle neun Patienten gemittelt. Die
Ergebnisse
28
Abbildung 15: Für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken gemittelte Dosisvolumenhistogramme aller für den Planvergleich betrachteten Strukturen.
Die in Abbildung 15 oben links dargestellten gemittelten Dosisvolumenhistogramme für das
PTV verdeutlichen, dass mit allen untersuchten Bestrahlungstechniken eine sehr gute
Dosisabdeckung des Zielvolumens erreicht wird.
Beim Vergleich der Dosisbelastung des Normalgewebes ist für die betrachteten
Bestrahlungstechniken kein Unterschied festzustellen. Bei der 3D
Volumenanteil des Normalgewebes mit Niedrigdosis belastet, was auf die sehr aufwendige
Für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken gemittelte Dosisvolumenhistogramme aller für den
Die in Abbildung 15 oben links dargestellten gemittelten Dosisvolumenhistogramme für das
PTV verdeutlichen, dass mit allen untersuchten Bestrahlungstechniken eine sehr gute
Dosisabdeckung des Zielvolumens erreicht wird.
leich der Dosisbelastung des Normalgewebes ist für die betrachteten
Bestrahlungstechniken kein Unterschied festzustellen. Bei der 3D-CRT ist ein großer
Volumenanteil des Normalgewebes mit Niedrigdosis belastet, was auf die sehr aufwendige
Für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken gemittelte Dosisvolumenhistogramme aller für den
Die in Abbildung 15 oben links dargestellten gemittelten Dosisvolumenhistogramme für das
PTV verdeutlichen, dass mit allen untersuchten Bestrahlungstechniken eine sehr gute
leich der Dosisbelastung des Normalgewebes ist für die betrachteten
CRT ist ein großer
Volumenanteil des Normalgewebes mit Niedrigdosis belastet, was auf die sehr aufwendige
Ergebnisse
29
Bestrahlungstechnik mit mindestens zehn Einstrahlrichtungen zurückzuführen ist.
Bei der Betrachtung der Dosisvolumenhistogramme von Rückenmark und Hirnstamm, die in
der Mitte von Abbildung 15 dargestellt sind, erkennt man, dass mit allen
Bestrahlungstechniken eine gute Schonung dieser Risikoorgane erreicht wurde. Je nach
Dosiskonzept für die Boostbestrahlung müssten jedoch die Vorgaben für die maximalen
Dosen in Rückenmark und Hirnstamm noch weiter unter 35Gy beziehungsweise 40Gy
reduziert werden, um Nebenwirkungen durch die Bestrahlung sicher ausschließen zu können.
Drei Vergleichsberechnungen, die mit der neuen VMAT-Technik durchgeführt wurden,
lassen vermuten, dass eine weitere Dosisreduktion in Rückenmark und Hirnstamm mit der
VMAT systematisch erreicht werden kann.
Der große Vorteil der modulierten Bestrahlungstechniken gegenüber dem dreidimensionalen
tumorkonformen Bestrahlungsverfahren ist anhand der mittleren Dosis in der kontralateralen
Parotis deutlich zu erkennen. Mit der 3D-CRT ist die Dosisbelastung der kontralateralen
Parotis genauso hoch wie die der nicht geschonten, ipsilateralen Parotis. Mit den modulierten
Bestrahlungsverfahren hingegen kann eine sehr gute Schonung der kontralateralen Parotis
erzielt werden, die mittlere Dosis beträgt hier weniger als die Hälfte der Verschreibungsdosis.
Um eine Aussage über den Streubereich der Dosisvolumenhistogramme für das
Planungszielvolumen und das Hauptrisikoorgan, kontralaterale Parotis, anzugeben, wurde das
95%-Konfidenzintervall in Excel (Version 2007) für jede Bestrahlungstechnik berechnet.
Dies ist in der folgenden Abbildung dargestellt.
Ergebnisse
30
Abbildung 16: Für alle Bestrahlungstechniken gemittelte Dosisvolumenhistogramme für Zielvolumen und kontralaterale Parotis mit 95%-Konfidenzintervall (gestrichelt dargestellt).
Wie aus Abbildung 16 zu entnehmen ist, besitzen die Werte der Dosisvolumenhistogramme
für das Zielvolumen und die Hauptrisikostruktur einen engen Vertrauensbereich. Folglich
wird mit allen Bestrahlungstechniken über neun Ber
Planqualität mit geringer Streuung erzielt.
Für alle Bestrahlungstechniken gemittelte Dosisvolumenhistogramme für Zielvolumen und kontralaterale all (gestrichelt dargestellt).
Wie aus Abbildung 16 zu entnehmen ist, besitzen die Werte der Dosisvolumenhistogramme
für das Zielvolumen und die Hauptrisikostruktur einen engen Vertrauensbereich. Folglich
wird mit allen Bestrahlungstechniken über neun Berechnungen eine reproduzierbare
Planqualität mit geringer Streuung erzielt.
Für alle Bestrahlungstechniken gemittelte Dosisvolumenhistogramme für Zielvolumen und kontralaterale
Wie aus Abbildung 16 zu entnehmen ist, besitzen die Werte der Dosisvolumenhistogramme
für das Zielvolumen und die Hauptrisikostruktur einen engen Vertrauensbereich. Folglich
reproduzierbare, stabile
Ergebnisse
31
4.1.3 Vergleich der Planparameter
Für den Vergleich der Planparameter wurden aus den Originaldaten der DVHs für das
Zielvolumen die Werte für D99%, D95%, Dmean und D1% entnommen sowie der
Homogenitätsindex und Konformitätsindex berechnet. Die für jede Bestrahlungstechnik über
alle Patienten gemittelten Planparameter für das Zielvolumen sind mit Standardabweichung in
der folgenden Tabelle aufgeführt.
3D-CRT IMRT 7 Felder
IMRT 9 Felder
VMAT 1 Rotation
VMAT 2 Rotationen
D99% [Gy] 44,4 ± 0,4 46,5 ± 1,0 46,7 ± 0,8 45,3 ± 0,7 46,1 ± 0,4 D95% [Gy] 46,9 ± 0,2 48,2 ± 0,4 48,3 ± 0,4 47,6 ± 0,4 48,1 ± 0,2 Dmean [Gy] 50,6 ± 0,1 50,5 ± 0,03 50,5 ± 0,04 50,6 ± 0,1 50,6 ± 0,1 D1% [Gy] 53,8 ± 0,5 53,2 ± 0,5 53,1 ± 0,4 53,5 ± 0,4 52,8 ± 0,2 HI 0,12 ± 0,01 0,08 ± 0,01 0,08 ± 0,01 0,10 ± 0,01 0,08 ± 0,01 CI 1,39 ± 0,05 1,17 ± 0,02 1,16 ± 0,02 1,21 ± 0,03 1,19 ± 0,01 Zeit [min] 7,5 ± 0,6 7,0 ± 0,6 9,5 ± 0,8 2,5 ± 0,4 5,0 ± 0,3 ME 533 ± 53 438 ± 29 437 ± 28 403 ± 29 550 ± 33 Tabelle 1: Über alle untersuchten Patienten gemittelte Planparameter für das Zielvolumen mit Standardabweichung. Für alle Bestrahlungsverfahren wurde eine mittlere Dosis im Zielvolumen von 50,4Gy verschrieben.
Da für alle Bestrahlungstechniken eine mittlere Dosis von 50,4Gy auf das Zielvolumen
verschrieben wurde, ist, wie in Tabelle 1 ist zu sehen, die mittlere Dosis Dmean im
Zielvolumen für alle Bestrahlungstechniken gleich.
Die Dosisabdeckung im Zielvolumen ist, wie bereits aus den Isodosenverteilungen und den
Dosisvolumenhistogrammen hervorgeht, für alle Techniken vergleichbar. Dies bestätigen die
Dosiswerte D99%, D1% und D95% für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken, sowie der
berechnete Homogenitätsindex, der für alle Verfahren etwa 0,1 beträgt.
Für den Konformitätsindex ergeben sich für die betrachteten Verfahren ebenfalls sehr
ähnliche Werte. Er ist für die 3D-CRT minimal schlechter als für die modulierten Verfahren.
Er beträgt 1,4 im Gegensatz zu 1,2.
Für die 3D-CRT ergibt sich aufgrund der vielen Einstrahlrichtungen im Mittel eine mit der
sieben Felder IMRT vergleichbare Bestrahlungszeit von etwa 7,5Minuten. Die neun Felder
IMRT dauert mit circa 9,5Minuten am längsten. Die Zeiten der VMAT-Bestrahlung reichen
von 2,5Minuten für eine Rotation bis 5Minuten für zwei Rotationen. Dies zeigt den deutlichen
Vorteil der VMAT gegenüber den anderen Bestrahlungstechniken. An dieser Stelle ist jedoch
hinzuzufügen, dass mit einer einfacheren konventionellen Bestrahlungstechnik mit zum
Beispiel fünf bis sechs Einstrahlrichtungen ähnliche Bestrahlungszeiten wie mit der VMAT
Ergebnisse
32
erreicht werden könnten, was jedoch auf Kosten der Planqualität ginge. Eine geringe
Bestrahlungszeit, wie sie mit einer einfachen 3D Technik und der VMAT erreicht wird, hat
den Vorteil, dass intrafraktionelle Organbewegungen minimiert werden können und somit die
berechnete Dosis genauer im Zielvolumen appliziert werden kann.
Bezüglich der Monitoreinheiten sind die IMRT und die VMAT mit einer Rotation am
effizientesten, wobei die VMAT mit einer Rotation im Durchschnitt 10% weniger
Monitoreinheiten als die IMRT benötigt.
Im Folgenden wurden zur weiteren Beurteilung der Planqualität die Planparameter D99%,
Dmean und D1% für alle Risikoorgane betrachtet.
3D-CRT IMRT 7 Felder
IMRT 9 Felder
VMAT 1 Rotation
VMAT 2 Rotationen
Rückenmark D99% [Gy] 2,2 ± 1,1 2,4 ± 2,8 2,7 ± 3,5 2,1 ± 1,9 2,3 ± 2,5 Dmean [Gy] 31,9 ± 1,2 33,1 ± 0,7 32,3 ± 0,6 32,8 ± 0,9 31,4 ± 1,0 D1% [Gy] 37,1 ± 1,1 36,9 ± 0,5 36,4 ± 0,2 37,0 ± 0,4 35,9 ± 0,5
Hirnstamm D99% [Gy] 3,3 ± 0,3 2,7 ± 0,4 2,6 ± 0,3 2,6 ± 0,3 2,7 ± 0,3 Dmean [Gy] 17,6 ± 5,7 19,2 ± 8,5 18,6 ± 9,1 17,0 ± 6,4 18,5 ± 7,1 D1% [Gy] 33,5 ± 2,6 39,4 ± 1,8 40,2 ± 1,0 40,5 ± 1,4 39,7 ± 2,3
Ipsilaterale Parotis
D99% [Gy] 31,3 ± 3,1 26,4 ± 3,0 25,4 ± 3,6 23,9 ± 4,1 24,7 ± 3,1 Dmean [Gy] 44,0 ± 2,6 39,5 ± 4,1 40,3 ± 3,5 41,1 ± 4,4 40,4 ± 3,4 D1% [Gy] 51,0 ± 1,0 50,5 ± 1,8 50,9 ± 2,3 50,5 ± 2,2 50,5 ± 1,0
Kontralaterale Parotis
D99% [Gy] 30,9 ± 3,3 12,3 ± 2,0 11,4 ± 1,5 11,4 ± 1,4 11,4 ± 1,1 Dmean [Gy] 43,4 ± 1,9 20,8 ± 0,9 20,7 ± 1,0 21,9 ± 1,1 20,8 ± 0,9 D1% [Gy] 50,4 ± 0,7 47,4 ± 2,8 47,8 ± 3,8 47,6 ± 2,8 48,9 ± 1,7
Tabelle 2: Über alle Patienten gemittelte Planparameter für die betrachteten Risikoorgane mit Standardabweichung.
Wie bereits an den Dosisvolumenhistogrammen von Rückenmark und Hirnstamm zu
erkennen ist, bestätigen die in Tabelle 2 aufgeführten maximalen Dosen dieser Risikoorgane,
dass mit allen Bestrahlungstechniken eine gute Schonung erreicht werden kann. Jedoch
müssten, wie bereits erwähnt, je nach Dosiskonzept für die Boostbestrahlung die maximalen
Dosen von vornherein noch weiter reduziert werden.
Vergleicht man die mittleren Dosen der beiden Parotiden, wird eindeutig ersichtlich, dass das
Ziel, die kontralaterale Parotis zu schonen, nur mit den modulierten Verfahren im Gegensatz
zur 3D-CRT erfüllt wird. Ohne Schonung erhält die Parotis eine mittlere Dosis von etwa
40Gy. Mit den modulierten Verfahren jedoch ist es möglich diese drastisch auf etwa die
Hälfte, das heißt 20Gy, zu reduzieren und somit die Funktion dieses Organs zu erhalten. Mit
der 3D-CRT kann keine Schonung der kontralateralen Parotis erreicht werden.
Ergebnisse
33
Des Weiteren wurden die Volumenanteile des Normalgewebes außerhalb des Zielvolumens,
die 70%, 50%, 30% beziehungsweise 10% der Verschreibungsdosis von 50,4Gy erhielten,
betrachtet.
3D-CRT IMRT 7 Felder
IMRT 9 Felder
VMAT 1 Rotation
VMAT 2 Rotationen
V70% [cm³] 1371 ± 244 1286 ± 122 1398 ± 156 1238 ± 139 1175 ± 108 V50% [cm³] 2725 ± 426 2697 ± 310 2781 ± 351 2546 ± 277 2581 ± 287 V30% [cm³] 4033 ± 547 4288 ± 566 4076 ± 515 4108 ± 561 4178 ± 582 V10% [cm³] 6506 ± 932 6316 ± 713 6136 ± 735 6197 ± 767 6295 ± 784 Tabelle 3: Volumenanteile des Normalgewebes außerhalb des PTVs in cm³, die 70% (35,3Gy), 50% (25,2Gy), 30% (15,1Gy) und 10% (5,0Gy) der Verschreibungsdosis von 50,4Gy erhalten.
Wie bereits aus den DVHs für das Normalgewebe außerhalb des Zielvolumens hervorgeht,
bestätigen die Werte für die Volumenanteile aus Tabelle 3, dass innerhalb des Streubereichs
keine Unterschiede zwischen den fünf Bestrahlungstechniken vorliegen. Zu erwarten wäre für
die 3D-CRT eine geringere Belastung des Normalgewebes im Niedrigdosisbereich. Diese ist
jedoch in dieser Arbeit aufgrund der vielen Einstrahlrichtungen genauso hoch wie bei den
modulierten Verfahren.
4.2 Klinische Einführung
Für die klinische Einführung ist nicht nur die in den Kapiteln zuvor gezeigte sehr gute
Planqualität der VMAT im Vergleich zu anderen etablierten Bestrahlungsverfahren von
großer Wichtigkeit, sondern auch die dosimetrische Genauigkeit mit der sich die VMAT-
Bestrahlungspläne applizieren lassen. Hierzu wurden patientenindividuelle Planverifikationen
durchgeführt. Für die Verifikation der VMAT werden die relativen Dosisverteilungen und die
Absolutdosen aufgrund von Richtungsabhängigkeiten des Detektors und Tischabsorption
getrennt voneinander betrachtet. Die Ergebnisse hierfür sind in den folgenden Kapiteln
dargestellt.
Ergebnisse
34
4.2.1 Verifikation der relativen
Für die Auswertung in VeriSoft
Kontrollpunkten alle 6° die berechneten Planardosen mit den entsprechenden Messungen
mittels Gamma-Index verglichen. Dies ist exemplarisch für einen Patienten in der folgenden
Abbildung dargestellt.
Abbildung 17: Vergleich von gemessener (oben links) und berechneter (unten links) IsodosenverteilungRotation und Kontrollpunkten alle 6°Isodosenverteilungen sowie das grafische
In Abbildung 17 sind auf der linken Seite die gemessene und berechnete Isodosenverteilung
gezeigt. Die entsprechende Überlagerung der Isodosen
Gamma-Index für 3mm und 3% bezogen auf die maximale Dosis
dargestellt. Die Berechnung des Gamma
Somit erfüllen 96,8% der betrachteten Dosispunkte das eingestellte Gammakriteri
heißt der Gamma-Index ist kleiner als eins und wird in der Grafik grün dargestellt.
relativen Dosisverteilungen
Für die Auswertung in VeriSoft wurden zunächst für die VMAT mit einer Rotation und
Kontrollpunkten alle 6° die berechneten Planardosen mit den entsprechenden Messungen
Index verglichen. Dies ist exemplarisch für einen Patienten in der folgenden
Vergleich von gemessener (oben links) und berechneter (unten links) IsodosenverteilungRotation und Kontrollpunkten alle 6°. Oben rechts sind ein Dosisprofil und unten rechts die Überla
grafische Ergebnis des Gamma-Index für 3mm und 3% dargestellt.
In Abbildung 17 sind auf der linken Seite die gemessene und berechnete Isodosenverteilung
gezeigt. Die entsprechende Überlagerung der Isodosen, sowie das grafisch
Index für 3mm und 3% bezogen auf die maximale Dosis,
dargestellt. Die Berechnung des Gamma-Index lieferte eine Übereinstimmung von 96,8%.
Somit erfüllen 96,8% der betrachteten Dosispunkte das eingestellte Gammakriteri
Index ist kleiner als eins und wird in der Grafik grün dargestellt.
wurden zunächst für die VMAT mit einer Rotation und
Kontrollpunkten alle 6° die berechneten Planardosen mit den entsprechenden Messungen
Index verglichen. Dies ist exemplarisch für einen Patienten in der folgenden
Vergleich von gemessener (oben links) und berechneter (unten links) Isodosenverteilung für VMAT mit einer ein Dosisprofil und unten rechts die Überlagerung der
In Abbildung 17 sind auf der linken Seite die gemessene und berechnete Isodosenverteilung
sowie das grafische Ergebnis des
sind unten rechts
bereinstimmung von 96,8%.
Somit erfüllen 96,8% der betrachteten Dosispunkte das eingestellte Gammakriterium, das
Index ist kleiner als eins und wird in der Grafik grün dargestellt. Trotz der
Ergebnisse
35
hohen Prozentzahl der Übereinstimmung in der Statistik zeigte sich dennoch beim Vergleich
mehrerer relativer Dosisprofile keine zufriedenstellende relative Übereinstimmung.
Ein ähnlich schlechtes Ergebnis ergab sich für die VMAT mit zwei Rotationen und
Kontrollpunkten alle 6°. Das Ergebnis des Gamma-Index sowie ein ausgewähltes Dosisprofil
sind in Abbildung 18 zu sehen.
Abbildung 18: Überlagerung der Isodosenverteilung sowie grafische Darstellung des Ergebnisses des Gamma-Index für 3mm und 3% (links) und Dosisprofil (rechts) für VMAT mit zwei Rotationen und Kontrollpunkten alle 6°.
Auch dieses Ergebnis des Gamma-Index zeigt große Abweichungen von gemessener zu
berechneter Dosis. In Abbildung 18 rechts ist ein Dosisprofil durch die höchsten
Abweichungen dargestellt. Hier ist wiederum zu erkennen, dass keine gute relative
Übereinstimmung der berechneten und gemessenen Dosiswerte vorliegt.
Bei weiteren Analysen der Verifikationsmessungen für die VMAT mit einer und zwei
Rotationen und Kontrollpunkten alle 6° ergaben sich hinsichtlich der Abweichungen ähnliche
Ergebnisse. Die untersuchten Dosisprofile zeigten keine guten relativen Übereinstimmungen.
Die Verifikationsmessungen für die VMAT mit Kontrollpunkten alle 6° lieferten folglich für
die klinische Einführung kein befriedigendes Ergebnis. Daher wurde im weiteren Verlauf
dieser Arbeit nach den Ursachen, die zu den genannten Abweichungen führten, gesucht. Die
Lösungen hierfür werden im Folgenden näher diskutiert.
Wie von Feygelman et al. untersucht, ergeben sich für Kopf-Hals-Tumoren für VMAT-
Berechnungen mit Kontrollpunkten alle 4° bessere Dosisübereinstimmungen und bessere
Ergebnisse für den Gamma-Index als mit Kontrollpunkten alle 6° [22]. Dies könnte einer der
Gründe für die großen Abweichungen von gemessener zu berechneter Dosis sein.
Als weiterer Grund für die Abweichungen wurde die Rounded-Leaf-Table in Pinnacle³
Ergebnisse
36
gesehen, die den Verlauf der Dosis je nach Lamellenposition im Strahlengang bei den
durchgeführten VMAT-Berechnungen nicht genau genug berücksichtigte. Deshalb wurde
diese im Verlauf dieser Arbeit erneuert und VMAT-Berechnungen mit Kontrollpunkten alle
4° durchgeführt.
Die Ergebnisse des Gamma-Index sowie ausgewählte Dosisprofile sind für die VMAT mit
einer und zwei Rotationen und Kontrollpunkten alle 4° in Abbildung 19 zu sehen.
Abbildung 19: Überlagerung der Isodosenverteilung sowie grafische Darstellung der Ergebnisses des Gamma-Index für 3mm und 3% (links) und Dosisprofile (rechts) für VMAT mit einer Rotation (oben) und zwei Rotationen (unten) und Kontrollpunkten alle 4°.
Die Berechnungen des Gamma-Index ergaben für eine und zwei Rotationen eine
Übereinstimmung von jeweils 100%. Somit wurde das Gamma-Kriterium im Gegensatz zur
VMAT mit Kontrollpunkten alle 6° für alle betrachteten Dosispunkte erfüllt. Bei zwei
Rotationen sind einige Bereiche mit leicht erhöhtem Gamma-Index zu erkennen. Diese liegen
jedoch alle innerhalb der vorgegebenen Grenzen von 3mm und 3%. Des Weiteren ist aus den
Dosisprofilen in Abbildung 19 rechts zu entnehmen, dass für beide VMAT-Techniken eine
Ergebnisse
37
sehr gute relative Übereinstimmung der berechneten und gemessenen Dosiswerte erreicht
wird.
Insgesamt ergaben sich für die VMAT mit Kontrollpunkten alle 4° sehr gute relative
Dosisübereinstimmungen. Die über alle neun Patienten gemittelten Übereinstimmungen sind
mit Standardabweichung für unterschiedliche Gamma-Indizes in der folgenden Tabelle
aufgelistet.
Kriterien für den Gamma-Index 4mm 4% 3mm 3% 2mm 2% 1mm 1%
Übereinstimmung VMAT 1x [%] 100 ± 0,1 99,4 ± 0,8 93,1 ± 2,9 61,1 ± 5,0 Übereinstimmung VMAT 2x [%] 100 ± 0,0 99,5 ± 0,5 93,9 ± 2,8 60,7 ± 6,9 Tabelle 4: Übereinstimmungen der VMAT mit einer und zwei Rotationen und Kontrollpunkten alle 4° in Prozent für unterschiedliche Kriterien des Gamma-Index.
Wie aus Tabelle 4 zu entnehmen ist, lieferte der standardmäßig betrachtete Gamma-Index für
die Kriterien 3mm und 3% über alle Messungen Übereinstimmungen größer 99%, was ein
sehr gutes Ergebnis darstellt. Selbst mit dem strengeren Kriterium von 2mm und 2% lieferte
die VMAT mit Kontrollpunkten alle 4° ein gutes Ergebnis. Für die Kriterien von 1mm und
1% ergaben sich für beide VMAT-Techniken immer noch mittlere Übereinstimmungen von
etwa 60%.
Neben der Betrachtung des globalen Gamma-Index bezogen auf die maximale Dosis wurde
zum Vergleich der lokale Gamma-Index für die Kriterien von 3mm und 3% für die VMAT
mit Kontrollpunkten alle 4° berechnet. Dies ergab für eine Rotation im Mittel eine
Übereinstimmung von 94,4±2,2% und für zwei Rotationen 94,2±1,7%. Der lokale Gamma-
Index ist folglich um etwa 5% schlechter als der globale Gamma-Index. Grund hierfür ist die
strengere Bewertung der Abweichungen im Niedrigdosisbereich durch den lokalen Gamma-
Index. Ein grafischer Vergleich des globalen und lokalen Gamma-Index ist in Abbildung 20
dargestellt.
Ergebnisse
38
Abbildung 20: Vergleich zwischen globalem und lokalem Gamma-Index für 3mm und 3%.
Wie aus Abbildung 20 hervorgeht, sind die Bereiche, in denen das lokale Gamma-Kriterium
nicht erfüllt ist, lediglich im Niedrigdosisbereich zu finden und somit klinisch nicht relevant.
4.2.2 Verifikation der Absolutdosis
Trotz der guten relativen Dosisübereinstimmungen wichen die mit dem 2D-Array gemessenen
Absolutdosen deutlich von den berechneten Dosen ab. Für die VMAT mit einer Rotation
waren die gemessenen Dosen im Mittel 6% und für zwei Rotationen im Mittel 7% niedriger
als die berechneten Dosen. Aufgrund dieser Abweichungen wurden im weiteren Verlauf
dieser Arbeit Absolutdosismessungen mit einer Ionisationskammer durchgeführt. Die
Ergebnisse hierfür sind im Folgenden aufgeführt.
Da tendenziell die tägliche QA mit dem Quickcheck (QUICKCHECKwebline, PTW-Freiburg,
Deutschland) eine nötige Dosismonitorkalibrierung des Linearbeschleunigers vermuten ließ,
wurde zunächst die Absolutdosimetrie für den Linearbeschleuniger für 6MV-X im RW3-
Plattenphantom mit der Zylinderkammer überprüft. Hierbei betrug die gemessene Dosis
sowohl im Dosismaximum als auch in 10cm Tiefe 1,2% weniger als der Sollwert der
Kalibrierung. Somit sind 1,2% der Abweichungen, die bei den VMAT-Messungen mit dem
2D-Array festgestellt wurden, erklärt. Die Abweichungen reduzieren sich im Mittel von 6%
beziehungsweise 7% auf 4,8% und 5,8%.
Um zu untersuchen, wie groß der Anteil der Abweichungen von gemessener zu berechneter
Dosis aufgrund der Richtungsabhängigkeit des 2D-Arrays ist, wurden die Absolutdosen der
VMAT-Bestrahlungspläne mit der gleichen Zylinderkammer im OKTAVIUS-CT Phantom
Ergebnisse
39
nachgemessen. Abzüglich der Abweichung der Absolutdosis im RW3-Plattenphantom von
1,2% ergaben sich für die VMAT mit einer Rotation Abweichungen von 2,4±0,7% und für
VMAT mit zwei Rotationen 3,8±0,6%. Beim Vergleich dieser Messergebnisse und den
Messungen mit dem 2D-Array reduzieren sich die Abweichungen um etwa 2% bis 2,5%. Die
größeren Abweichungen bei den Messungen mit dem 2D-Array sind somit auf Messfehler
durch das unterschiedliche Ansprechvermögen in Abhängigkeit der Einstrahlwinkel
zurückzuführen.
Der Grund der größeren Abweichungen der VMAT mit zwei Rotationen im Vergleich zu
einer Rotation wurde in den kleinen, schmalen Segmenten außerhalb des Zentralstrahls, die
bei der Planoptimierung immer für die zweite Rotation generiert wurden, vermutet. Da mit
den zur Verfügung stehenden Messmitteln die Messungen von Outputfatoren für
Bestrahlungsfelder kleiner 2x2cm² keine verlässlichen Messergebnisse liefern, sind für diese
keine Werte in der verwendeten Bestrahlungsmaschine in Pinnacle³ hinterlegt. Dies führt
vermutlich zu unsicheren Dosisberechnungen der schmalen Segmente bei der VMAT.
Folglich wurden, um den Einfluss der vermutlich unsicheren Dosisberechnung zu
untersuchen, weitere VMAT-Bestrahlungspläne mit einer und zwei Rotationen nur mit großen
Segmenten berechnet und dosimetrisch überprüft. Die Abweichungen reduzierten sich für
eine Rotation nur wenig von 2,4±0,7% auf 2,2±0,2%, für zwei Rotationen jedoch deutlich
von 3,8±0,6% auf 1,9±0,2%.
Um zu untersuchen, ob die Tischabsorption eine Ursache für die Abweichungen von
berechneter zu gemessener Dosis ist, wurden in Pinnacle³ Berechnungen mit und ohne
Bestrahlungstisch durchgeführt. Die Berechnungen ergaben, dass die Tischabsorption weniger
als 1% beträgt.
Insgesamt liegen die Abweichungen von gemessener zu berechneter Dosis für beide VMAT-
Techniken damit noch etwa bei 1 bis 2%.
Diskussion
40
5. Diskussion
In dieser Arbeit wurde eine neue Bestrahlungstechnik, die Volumetric Modulated Arc
Therapy (VMAT), mit etablierten Bestrahlungsverfahren wie der 3D-CRT und IMRT
verglichen und Verifikationsmessungen für die klinische Einführung der VMAT
durchgeführt. Die VMAT besitzt gegenüber der MLC-basierten IMRT mit variablen
Parametern für Gantrygeschwindigkeit, Dosisleistung sowie dynamischer Lamellen- und
Blendenpositionierung mehr Freiheitsgrade und verspricht somit eine Steigerung der
Behandlungseffizienz.
Der erste Teil der Arbeit umfasste den Planvergleich. Hierfür wurden ein 3D-CRT-
Bestrahlungsplan, IMRT-Bestrahlungspläne mit sieben und neun Einstrahlrichtungen sowie
zwei VMAT-Bestrahlungspläne mit einer und zwei Rotationen erstellt und bezüglich
Planqualität und Behandlungseffizienz verglichen.
Im zweiten Teil wurden Verifikationsmessungen für die klinische Einführung der VMAT
durchgeführt, um herauszufinden ob die neue Technik mit der nötigen dosimetrischen
Präzision appliziert werden kann.
5.1 Planvergleich der VMAT mit 3D-CRT und IMRT
Eine Steigerung der Dosis im Zielvolumen verbessert die lokale Tumorkontrolle, führt jedoch
auch zu einer höheren Dosisbelastung der umliegenden Risikoorgane und somit zu
vermehrten Akut- und Langzeitnebenwirkungen [17, 67]. Deshalb wurde in den letzten Jahren
bei Tumoren im Kopf-Hals-Bereich die konventionelle tumorkonforme Bestrahlungstechnik
immer mehr von der intensitätsmodulierten Strahlentherapie abgelöst. Wie die Ergebnisse
dieser Arbeit bestätigen, ermöglicht die 3D-CRT zwar das Zielvolumen mit ausreichend
Dosis zu belegen, jedoch kann gerade im Kopf-Hals-Bereich mit dieser Technik das
Hauptrisikoorgan, kontralaterale Parotis, nicht ausreichend geschont werden [21, 28, 30].
Wie bereits von Bhide et al. und Chou et al. publiziert, liefert die IMRT bei sehr guter
Dosisabdeckung im Zielvolumen eine bestmögliche Schonung der umliegenden Risikoorgane,
insbesondere der kontralateralen Parotis [7, 13, 24]. Mit Einsatz der IMRT verlängert sich
Diskussion
41
jedoch die tägliche Bestrahlungszeit, was wiederum zur Folge hat, dass das Risiko für
intrafraktionelle Organbewegungen steigt. Des Weiteren könnten durch die langen
Bestrahlungszeiten bereits während der Bestrahlung Reparaturmechanismen der Tumorzellen
einsetzen, wodurch die Wirkung der Therapie reduziert werden könnte [38, 39, 47].
Zusätzlich werden aufgrund der vielen Einstrahlrichtungen und Segmente bei der IMRT sehr
viele Monitoreinheiten abgestrahlt. Diese verursachen Lamellendurchlassstrahlung und
Streustrahlung, die wiederum Sekundärmalignome verursachen könnten [27]. Deshalb wurde
nach Bestrahlungstechniken gesucht, die die Behandlungseffizienz steigern. Eine dieser neuen
Verfahren ist die in dieser Arbeit untersuchte Volumetric Modulated Arc Therapy, die mit
zusätzlichen Freiheitsgraden wie dynamischer Gantrygeschwindigkeit, Dosisleistung und
Feldgrößenänderung eine kürzere Bestrahlungszeit verspricht [44].
Wie die Ergebnisse dieser Arbeit zeigen, wird mit der Volumetric Modulated Arc Therapy für
die hier untersuchte Tumorentität eine sehr gute, mit der IMRT vergleichbare Planqualität
erreicht. Der große Vorteil dieses Bestrahlungsverfahrens ist, wie auch aus den Arbeiten von
Bertelsen et al. und Popescu et al. hervorgeht, die sehr kurze Bestrahlungszeit und verringerte
Anzahl an Monitoreinheiten, vor allem bei einer Gantryrotation [6, 50]. Bertelsen beschreibt
in seiner Arbeit, dass die VMAT mit einer Rotation 8,5% weniger Monitoreinheiten und 35%
geringere Bestrahlungszeit als die Step-and-shoot IMRT benötigt. Diese Ergebnisse decken
sich mit den Ergebnissen dieser Arbeit. Nach Guckenberger et al. hängt die Anzahl der
VMAT-Rotationen von der Komplexität des Zielvolumens ab. Er schlägt für Kopf-Hals-
Tumoren vor, mindestens zwei Rotationen zu verwenden [26]. Die Ergebnisse des
Planvergleichs dieser Arbeit deuten jedoch darauf hin, dass bei dieser Art von Zielvolumen
bereits mit einer Rotation eine sehr gute Planqualität erreicht wird. Der Nachteil einer
Gantryrotation liegt jedoch in der Applikation, da der Linearbeschleuniger bei komplexen
Zielvolumen durch den notwendigen hohen Modulationsgrad und der damit verbundenen
schnellen Lamellen- und Blendenpositionierung sowie hohen Dosisleistungsänderungen von
Kontrollpunkt zu Kontrollpunkt nicht stabil betrieben werden kann. Deshalb ist zu empfehlen,
für Kopf-Hals-Bestrahlungen bei Patienten, die etwas längere Liegezeiten tolerieren,
standardmäßig zwei Rotationen einzuführen. Zwei oder sogar mehr Rotationen werden
vermutlich in jedem Fall bei Zielvolumen, die bis in den Augenbereich reichen, wie zum
Beispiel bei Nasopharynxkarzinomen, erforderlich sein [32, 65]. Jedoch ist in solchen Fällen
vermutlich eine ausreichende Schonung der Augenlinsen mit der VMAT schwierig und die
Bestrahlungszeiten würden sich bei mehreren Rotationen enorm verlängern. Wie
Diskussion
42
Untersuchungen belegen, bietet die IMRT hier eine bessere Planqualität als die VMAT [26,
31]. Die Arbeit von Guckenberger et al. untersuchte für kompliziert geformte Zielvolumen im
Kopf-Hals-Bereich die Dosisbelastung der Augenlinsen für die Step-and-shoot IMRT sowie
für die VMAT mit mehreren Gantryrotationen. Es konnte gezeigt werden, dass bei einer
Verschreibungsdosis von 54Gy im Zielvolumen eine Maximaldosis von 10Gy in den Linsen
nur mit der Step-and-shoot IMRT eingehalten werden konnte. Die VMAT lieferte eine höhere
Dosis in den Linsen bei gleichzeitigen Einbußen der Dosisabdeckung im Zielvolumen.
Weiterhin ist bei den VMAT-Berechnungen die Optimierungszeit nicht außer Acht zu lassen
[66]. Durch die hohe Anzahl an Optimierungsparametern dauert die VMAT-Optimierung
erheblich länger als die IMRT-Berechnungen. In dieser Arbeit betrug die Optimierungszeit
durchschnittlich eine Stunde pro Gantryrotation. Die Berechnung von VMAT-
Bestrahlungsplänen mit mehreren Rotationen würde somit mehrere Arbeitsstunden dauern.
Zudem verlängert sich die Berechnungszeit bei gleichzeitiger Optimierung von mehreren
VMAT-Bestrahlungsplänen.
Die hohe Anzahl von Einstrahlrichtungen bei der VMAT führt selbst bei einer niedrigeren
Anzahl an Monitoreinheiten, insbesondere bei einer Rotation, zu einer erhöhten, mit der
IMRT vergleichbaren integralen Dosis im Normalgewebe [27, 48]. Dies könnte, wie schon
erwähnt, in mehreren Jahren Sekundärmalignome bei den behandelten Patienten hervorrufen.
Aufgrund der erhöhten lokalen Tumorkontrolle, der sehr guten Schonung der Risikoorgane,
was wiederum die Lebensqualität der betroffenen Patienten steigert, und der sehr kurzen
Behandlungszeit wird dies bei der VMAT akzeptiert. Dennoch gilt es für alle modulierten
Verfahren eine Risikobewertung hinsichtlich der Langzeitwirkung, insbesondere für junge
Patienten mit einem kurativen Behandlungshintergrund, durchzuführen.
5.2 Klinische Einführung
Um die Genauigkeit der Applikation der berechneten VMAT-Bestrahlungspläne zu
überprüfen wurden diese auf ein Messphantom abgestrahlt und die gemessenen
Isodosenverteilungen mit den berechneten verglichen.
Für alle Vergleiche wurde als Standardkriterium für den Gamma-Index 3mm und 3% gewählt,
Diskussion
43
da diese Akzeptanzkriterien am häufigsten in der Literatur verwendet werden und hierfür die
meisten Vergleichswerte vorliegen [3, 4, 6, 22].
Für die VMAT-Berechnungen mit Kontrollpunkten alle 6° ergaben sich hohe relative
Dosisabweichungen zwischen gemessenen und berechneten Isodosenverteilungen, was kein
zufriedenstellendes Ergebnis lieferte. Die Ergebnisse der Berechnungen des Gamma-Index für
die Kriterien 3mm und 3% bezogen auf die maximale Dosis lieferten im Mittel
Übereinstimmungen von weniger als 97%. Die Arbeit von Feygelman et al. zeigt ebenfalls für
konkav geformte Zielvolumen und Berechnungen mit Kontrollpunkten alle 6° kein
befriedigendes Ergebnis für den Gamma-Index mit den Kriterien 3mm und 3% [22]. Er sieht
die VMAT mit Kontrollpunkten alle 4° als guten Kompromiss zwischen Optimierungszeit
und dosimetrischer Genauigkeit bei der Applikation. Dies spiegeln auch die Ergebnisse der
vorliegenden Arbeit für die VMAT mit Kontrollpunkten alle 4° wider. Die
Optimierungszeiten dauerten nur minimal länger als die für die VMAT mit 6°. Die relativen
Übereinstimmungen zwischen berechneten und gemessenen Isodosenverteilungen liefern
jedoch ein deutlich besseres Ergebnis. Die Übereinstimmungen betrugen sowohl für eine als
auch für zwei Rotationen mehr als 99%. Ein vergleichbares Ergebnis des Gamma-Index für
die Kriterien 3mm und 3% liefert die von Bertelsen et al. durchgeführte Untersuchung [4, 6].
Für eine Gantryrotation berichtet er von Übereinstimmungen zwischen berechneten und
gemessenen Isodosenverteilungen von 99,6±0,5%. Die Ergebnisse des Gamma-Index in
dieser Arbeit beziehungsweise die der Arbeit von Bertelsen fallen so gut aus, da hier der
globale Gamma-Index bezogen auf die Maximaldosis betrachtet wurde. In anderen Arbeiten
findet man oftmals niedrigere Ergebnisse für den Gamma-Index, was vermuten lässt, dass das
lokale Gammakriterium berechnet wurde.
Die absoluten Abweichungen von 6% bei einer Rotation beziehungsweise 7% bei zwei
Rotationen sind zurückzuführen auf das unterschiedliche Ansprechvermögen des 2D-
Ionisationskammerarrays in Abhängigkeit der Einstrahlwinkel, die Tischabsorption, sowie die
höhere Abweichung bei zwei Rotationen vermutlich auf die unsichere Dosisberechnung der
langen schmalen Segmente durch Pinnacle³.
Die Tischabsorption wurde bereits von McCormack et al., Vanetti et al. und Feygelman et al.
für Karbonfaser-Tische, wie der Tisch aus dieser Arbeit, untersucht [22, 37, 64]. Dabei zeigte
sich, dass es Abweichungen zwischen berechneter und gemessener Isodosenverteilung gibt,
wenn die Berechnungen ohne Tisch durchgeführt werden. Analog dieser Arbeiten zeigte sich
bei unseren Vergleichsberechnungen eine Abweichung von weniger als 1%, die gegenüber
Diskussion
44
der Richtungsabhängigkeit des Detektors eine untergeordnete Rolle einnahm. Des Weiteren
spielt nach McCormack et al. für die Stärke der Tischabsorption der Einstrahlwinkel eine
Rolle. Je flacher der Einstrahlwinkel ist, desto höher sind die Abweichungen zwischen
gemessener und berechneter Dosis. Dieser Aspekt könnte bei der VMAT durch die volle
Rotation und dadurch große Anzahl von seitlichen Einstrahlwinkeln sehr viel größere
Abweichungen als bei der IMRT liefern.
Die Absolutdosismessungen in dieser Arbeit ergaben, dass die Messungenauigkeiten des 2D-
Arrays aufgrund des winkelabhängigen Ansprechvermögens der Ionisationskammern
ungefähr 2% beträgt. In anderen Arbeiten wird ebenfalls von Messungenauigkeiten des 2D-
Arrays in dieser Größenordnung berichtet [9]. Prinzipiell ist es möglich,
Messungenauigkeiten des Arrays aufgrund der Winkelabhängigkeit zu vermeiden, indem man
nach der “Collapse-Beam“-Technik mittels eines Gantryhalters auf das Array einstrahlt [56].
Allerdings besteht für die VMAT momentan noch keine Möglichkeit in Pinnacle³ alle
Segmente auf null Grad zu drehen, um eine mit der Messung vergleichbare planare
Dosisverteilung berechnen zu können.
Die Abweichungen zwischen einer und zwei Rotationen sind vermutlich durch die ungenaue
Dosisberechnung von Pinnacle³ für die langen schmalen Felder bei der VMAT mit zwei
Rotationen zu erklären. Die Dosisberechnung in Pinnacle³ ist möglicherweise unsicher, da für
Felder kleiner 2x2cm² keine Outputfaktoren hinterlegt sind. Die Messung solcher
Outputfaktoren ist bis heute eine sehr schwierige Angelegenheit, da die Messungen aufgrund
des fehlenden lateralen Sekundärelektronengleichgewichtes bei sehr kleinen Feldern mit
großen Fehlern behaftet sind. Um genauere Berechnungen durchführen zu können, müssten
Monte Carlo Methoden zum Einsatz kommen [15].
Zusammenfassung
45
6. Zusammenfassung
In der vorliegenden Arbeit wurde die Volumetric Modulated Arc Therapy mit etablierten
Bestrahlungstechniken wie der 3D-CRT und der IMRT verglichen und
Verifikationsmessungen für die klinische Einführung durchgeführt.
Der Vergleich der Bestrahlungstechniken erfolgte anhand von Isodosenverteilungen und für
jede Bestrahlungstechnik gemittelten DVHs des Zielvolumens, Normalgewebes und der
Risikoorgane. Des Weiteren wurden ausgewählte Planparameter zur Beurteilung der
Planqualität und Behandlungseffizienz betrachtet.
Sowohl der grafische Vergleich der DVHs als auch der Vergleich der Planparameter ergab für
alle untersuchten Bestrahlungstechniken eine sehr gute Planqualität hinsichtlich der
Zielvolumenabdeckung. Mit allen Verfahren wurde für die Risikoorgane Hirnstamm und
Rückenmark eine gute Schonung erreicht. Das Normalgewebe wies für alle Techniken eine
nahezu identische Belastung auf. Die Schonung des Hauptrisikoorgans, kontralaterale Parotis,
konnte nur mit den modulierten Verfahren erzielt werden. Mit den modulierten Verfahren
konnte im Gegensatz zur 3D-CRT die mittlere Dosis in der kontralateralen Parotis um mehr
als die Hälfte der Verschreibungsdosis reduziert werden. Dies zeigt den enormen Vorteil der
modulierten Bestrahlungstechniken im Gegensatz zur 3D tumorkonformen
Bestrahlungstechnik. Ein Nachteil der VMAT im Gegensatz zur IMRT stellt die lange
Berechnungszeit aufgrund der großen Anzahl der Optimierungsparameter dar. Die VMAT-
Berechnungen dauerten durchschnittlich eine Stunde pro Rotation. Darüber hinaus bietet die
VMAT jedoch einen großen Vorteil gegenüber der IMRT und 3D-CRT hinsichtlich der
Behandlungseffizienz. Die kurzen Bestrahlungszeiten, vor allem bei einer Gantryrotation,
sind nicht nur vorteilhaft hinsichtlich der kurzen Liegezeiten des Patienten und somit
minimiertem Risiko für intrafraktionelle Organbewegungen, sondern auch in Bezug auf die
Verhinderung unerwünschter Reparaturmechanismen von bestrahlten Tumorzellen, die bereits
während der Bestrahlung einsetzen könnten.
Für die klinische Einführung wurden zuerst Verifikationsmessungen für die VMAT mit
Kontrollpunkten alle 6° durchgeführt. Der Vergleich der berechneten und gemessenen
Isodosenverteilungen lieferte kein zufriedenstellendes Ergebnis. Daraufhin wurde die
Rounded-Leaf-Table der Bestrahlungsmaschine in Pinnacle³ erneuert und VMAT-
Berechnungen mit Kontrollpunkten alle 4° durchgeführt. Die VMAT mit Kontrollpunkten alle
4° zeigten für den Gamma-Index mit den Kriterien 3mm und 3% sehr gute relative
Zusammenfassung
46
Übereinstimmungen von gemessener zu berechneter Dosis. Die Abweichungen in der
Absolutdosis betrugen für die VMAT mit einer Rotation 6% und für die VMAT mit zwei
Rotationen 7%. Diese waren zurückzuführen auf das unterschiedliche Ansprechvermögen des
2D-Arrays in Abhängigkeit des Einstrahlwinkels, die Tischabsorption sowie vermutlich die
ungenaue Dosisberechnung von langen schmalen Feldern durch Pinnacle³.
Zusammenfassend ist zu sagen, dass die VMAT sehr viel längere Rechenzeiten bei der
Optimierung als die IMRT benötigt. Bezüglich der Schonung der kontralateralen Parotis
erreicht die VMAT sowohl für eine als auch für zwei Rotationen die gleiche, sehr gute
Planqualität wie die MLC-basierte IMRT. Der große Vorteil, den die neue
Bestrahlungstechnik bietet, ist die deutlich kürzere Bestrahlungszeit im Vergleich zur IMRT.
Das Risiko von Patientenbewegungen wird durch die kurzen Liegezeiten des Patienten stark
verringert, wodurch eine genauere Applikation der Dosis möglich ist. Des Weiteren könnten
unerwünschte Reparaturmechanismen der Tumorzellen während der Bestrahlung minimiert
werden. Bei den Verifikationsmessungen für die VMAT mit Kontrollpunkten alle 6° gab es
sehr große Abweichungen zwischen berechneten und gemessenen Dosisverteilungen. Nach
der Erneuerung der Rounded-Leaf-Table in Pinnacle³ und VMAT-Berechnungen mit
Kontrollpunkten alle 4° stimmten die Isodosenverteilungen sehr gut miteinander überein. Die
Absolutdosen wichen jedoch um bis zu 7% voneinander ab. Die Ursachen für die
Abweichungen konnten nach weiteren Analysen geklärt werden. Somit kann die VMAT mit
Kontrollpunkten alle 4° in der Abteilung für Strahlentherapie am Uniklinikum Gießen
klinisch eingeführt werden.
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Eidesstattliche Erklärung
Hiermit erklären wir, dass wir die vorliegende Masterthesis selbstständig verfasst haben und
keine anderen als die angegebenen Quellen und Hilfsmittel verwendet haben.
Gießen, 26. August 2011 Verena Barrois
Lisa Vogelgesang