Masterarbeit. Vorgelegt von Verena Barrois und Lisa Vogelgesang. Zur Erlangung des akademischen Grades Master of Science (M.Sc.)

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1 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 Referent: Korreferent: Prof. Dr. Klemens Zink (TH Mittelhessen) Dr. Dirk Wolff (Universitätsklinikum Gießen) Gießen, 26. August 2011

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3 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

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5 Inhaltsverzeichnis 1. EINLEITUNG THEORETISCHE GRUNDLAGEN Dosisverschreibung und Risikoorgane bei HNO-Tumoren Konventionelle und modulierte Bestrahlungstechniken Verifikation modulierter Bestrahlungstechniken MATERIAL UND METHODEN Bestrahlungsplanung Konventionelle Bestrahlungsplanung IMRT-Bestrahlungsplanung VMAT-Bestrahlungsplanung Planvergleich der VMAT mit 3D-CRT und IMRT Klinische Einführung ERGEBNISSE Planvergleich der VMAT mit 3D-CRT und IMRT Vergleich der Isodosenverteilungen Vergleich der Dosisvolumenhistogramme Vergleich der Planparameter Klinische Einführung Verifikation der relativen Dosisverteilungen Verifikation der Absolutdosis DISKUSSION Planvergleich der VMAT mit 3D-CRT und IMRT Klinische Einführung ZUSAMMENFASSUNG LITERATURVERZEICHNIS II

6 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 Abbildung 7: Darstellung des Ergebnisses der Gamma-Berechnung für 3mm und 3% Abbildung 8: Feldkonfiguration der berechneten 3D-CRT Abbildung 9: Oktavius Messphantom Abbildung 10: OKTAVIUS LINAC mit eingeschobenem 2D-Array seven Abbildung 11: OKTAVIUS CT mit eingeschobener Zylinderkammer Abbildung 12: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Sagittalebene Abbildung 13: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Coronarebene Abbildung 14: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Transversalebene Abbildung 15: Gemittelte Dosisvolumenhistogramme Abbildung 16: Gemittelte Dosisvolumenhistogramme mit 95%-Konfidenzintervall Abbildung 17: Vergleich von gemessener und berechneter Isodosenverteilung Abbildung 18: Überlagerung der Isodosenverteilung für VMAT Abbildung 19: Überlagerung der Isodosenverteilung für VMAT Abbildung 20: Vergleich zwischen globalem und lokalem Gamma-Index III

7 Tabellenverzeichnis Tabelle 1: Über alle untersuchten Patienten gemittelte Planparameter für das PTV Tabelle 2: Über alle Patienten gemittelte Planparameter für die betrachteten Risikoorgane.. 32 Tabelle 3: Volumenanteile des Normalgewebes außerhalb des PTVs in cm³ Tabelle 4: Unterschiedliche Kriterien des Gamma-Index für die VMAT IV

8 Abkürzungsverzeichnis 3D-CRT BEV CBCT CB-Verifikation CI CP CT DMPO DTA DVH HI HNO-Tumoren IMAT IMRT MLC MRT OAR PET PTV QA ROI VMAT Three-Dimensional Conformal Radiotherapy Beam s Eye View Cone-beam-CT Collapse-beam-Verifikation Conformity Index Controlpoints Computertomographie Direct Machine Parameter Optimization Distance to Agreement Dosisvolumenhistogramm Homogenitätsindex Tumoren im Hals-Nasen-Ohren-Bereich Intensity Modulated Arc Therapy Intensity Modulated Radiotherapy Multi-Leaf-Collimator Magnetresonanztomographie Organ at Risk Positronen-Emissions-Tomographie Planning Target Volume Quality Assurance Region of Interest Volumetric Modulated Arc Therapy V

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10 Einleitung 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 MLCbasierte 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 1

11 Einleitung 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. 2

12 Theoretische Grundlagen 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]. 3

13 Theoretische Grundlagen 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 4

14 Theoretische Grundlagen 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]. 5

15 Theoretische Grundlagen In der Literatur wird für die Toleranzdosis TD5/5 1 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]. 6

16 Theoretische Grundlagen 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 7

17 Theoretische Grundlagen Dosisverteilung wird mit Hilfe der sogenannten Zielfunktion (siehe Gleichung 2.1) ermittelt. = + = 0, ü <, ü > Gl. (2.1) 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 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 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 arcbased 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. 8

18 Theoretische Grundlagen Abbildung 4: Übersicht der unterschiedlichen IMRT-Techniken. In schwarz sind die in dieser Arbeit angewandten Techniken dargestellt [40]. 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 eingegangen. Die Parameter, die bei der Step-and-shoot IMRT für die Optimierung eingestellt werden, sind die Anzahl der Bestrahlungsfelder und deren Einstrahlwinkel 2. Die Generierung der fluenzmodulierten Felder erfolgt mit der Step-and-shoot Technik, wie in Abbildung 5 gezeigt. Abbildung 5: Generierung der Fluenzverteilung eines Bestrahlungsfeldes mittels MLCs nach der Step-and-shoot Technik [74]. Wie der Name MLC-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 2 In dem in dieser Arbeit verwendeten Bestrahlungsplanungssystem Pinnacle³ (Release 9.0, Philips, Fitchburg, MA USA) können zusätzlich die Anzahl der Segmente, die Monitoreinheiten pro Segment, sowie die Anzahl der Iterationsschritte variiert werden. 9

19 Theoretische Grundlagen 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-Effekt 3 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] 10

20 Theoretische Grundlagen 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 Kalibrierkurve 4 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]. 11

21 Theoretische Grundlagen 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: =, Gl. (2.3) Mit, =, +, Gl. (2.4), = Gl. (2.5) Und, = Gl. (2.6) wobei, wie in Abbildung 6 für den Gamma-Index dargestellt, die Parameter,,,,,,,,,, die Lage des Messpunktes die Lage des berechneten Dosispunktes der Abstand zwischen gemessenem und berechnetem Dosispunkt die akzeptierte Distance-to-Agreement die akzeptierte Dosisdifferenz die in berechnete Dosis die in gemessene Dosis und die Dosisdifferenz zwischen gemessener und berechneter Dosisverteilung darstellen. 12

22 Theoretische Grundlagen 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 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%. 13

23 Theoretische Grundlagen Liegen die berechneten Dosispunkte innerhalb der dargestellten Kreisflächen, das heißt 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]. 14

24 Material und Methoden 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 15

25 Material und Methoden 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] 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. 16

26 Material und Methoden 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 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 (Objectives 5 ) und Bedingungen (Constraints 6 ) zu definieren sowie eine biologische Optimierung (Equivalent Uniform Dose 7 ) 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]. 17

27 Material und Methoden die maximale Anzahl der Iterationen oder das eingestellte Abbruchkriterium der Zielfunktion 8 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 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 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. 18

28 Material und Methoden 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%-Konfidenzintervall 9 in Excel bestimmt.[29] Planparameter für das PTV: Für das PTV wurden die Dosiswerte D 99%, D 95%, D mean und D 1% betrachtet. Die D 99% und die D 1% 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 D 99%, D mean und D 1% betrachtet. Darüberhinaus wurden für das Normalgewebe außerhalb des PTVs die Volumina, die 70%, 50%, 30% und 10% der Verschreibungsdosis erhielten (V 70%, V 50%, V 30%, V 10% ), 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]. 19

29 Material und Methoden 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-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- und Unterteil zusammensetzen [55]. Abbildung 9: Oktavius Messphantom (links). In der Mitte ist das Phantom mit LINAC Unterteil und rechts mit CT Unterteil dargestellt. 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 zum OKTAVIUS CT Phantom eine U-förmige Kavität, um das leicht reduzierte Ansprechvermögen des 2D-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- werden Ionisationskammerarray für die Messung von Dosisverteilungen eingeschoben können. Das Oberteil ist für alle Messungen dasselbe. 20

30 Material und Methoden Die Messungen der Dosisverteilungen erfolgten in dieser Arbeit mit dem 2D- Ionisationskammerarray seven29 (PTW-Freiburg, Deutschland) im OKTAVIUS LINAC Phantom, das in der folgendenn Abbildung dargestellt ist. Abbildung 10: Links OKTAVIUS LINAC mit eingeschobenem 2D-Array seven29, rechts PTW 2D-Array seven29 mit Kennzeichnung 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 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 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-Interface (PTW-Freiburg, Deutschland), das über eine serielle RS232-Schnittstelle mit dem Messrechner verbunden ist. Die Erfassung und Auswertung der Messdaten erfolgte mittels der Auswertesoftware VeriSoft (Version 4.1, PTW-Freiburg, Deutschland). VeriSoft ermöglicht das Laden zweidimensionaler Dosismatrizen und deren Vergleich mit Hilfe des Gamma-Index. Dies kann weiterhin mit dreidimensionalen Dosiswürfeln durchgeführt werden. Weichen die Dosiswerte von gemessener und berechneter 21

31 Material und Methoden 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 mit einem Messvolumen von 0,3cm³ [53]. Zur Erfassung der Dosis und Spannungsversorgung der Ionisationskammer wurde bei der Absolutdosismessung das Dosismeter UNIDOS webline (PTW-Freiburg, Deutschland) verwendet. 22

32 Material und Methoden 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. 23

33 Ergebnisse 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. 24

34 Ergebnisse Vergleich der Isodosenverteilungen In den folgenden Abbildungenn sind für einen Patienten beispielhaft die für den Planvergleich wichtigen Isodosenverteilungen für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken in jeweils einer repräsentativen Sagittal-in relativen Einheiten in Prozent bezogen auf die Verschreibungsdosis von 50,4Gy angegeben Coronar-, und Transversalebene dargestellt. Die Isodosen sind 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 dunkelblau abgebildet. Abbildung 12: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Sagittalebene für alle fünf 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 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%-Isodose im Mundbereich etwas über das 25

35 Ergebnisse Zielvolumen hinaus, wohingegen sie für die modulierten Verfahren das Zielvolumen überall genau umfasst. Dies stellt einen geringen Nachteil für die konventionelle Bestrahlungstechnik dar. Abbildung 13: 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 ausgespart. Für die 3D-CRT umschließt die 50%-Isodose die Parotis vollständig. 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-CRT die 50%-Isodose die kontralaterale Parotis vollständig umschließt. 26

36 Ergebnisse Abbildung 14: 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 ausgespart. Für 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 Einbußenn der 95%-Isodose akzeptiert werden. Hier wird jedoch das Zielvolumen von der 90% Isodose umschlossen Vergleich der Dosisvolumenhistogramme Die Dosisvolumenhistogramm 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. 27

37 Ergebnisse 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-CRT ist ein großer Volumenanteil des Normalgewebes mit Niedrigdosis belastet, was auf die sehr aufwendige 28

38 Ergebnisse 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. 29

39 Ergebnisse 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 Berechnungen eine reproduzierbare, stabile Planqualität mit geringer Streuung erzielt. 30

40 Ergebnisse Vergleich der Planparameter Für den Vergleich der Planparameter wurden aus den Originaldaten der DVHs für das Zielvolumen die Werte für D 99%, D 95%, D mean und D 1% 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 D 99% [Gy] 44,4±0,4 46,5±1,0 46,7±0,8 45,3±0,7 46,1±0,4 D 95% [Gy] 46,9±0,2 48,2±0,4 48,3±0,4 47,6±0,4 48,1±0,2 D mean [Gy] 50,6±0,1 50,5±0,03 50,5±0,04 50,6±0,1 50,6±0,1 D 1% [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 D mean 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 D 99%, D 1% und D 95% 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 31

41 Ergebnisse 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 D 99%, D mean und D 1% für alle Risikoorgane betrachtet. 3D-CRT IMRT 7 Felder IMRT 9 Felder VMAT 1 Rotation VMAT 2 Rotationen Rückenmark D 99% [Gy] 2,2±1,1 2,4±2,8 2,7±3,5 2,1±1,9 2,3±2,5 D mean [Gy] 31,9±1,2 33,1±0,7 32,3±0,6 32,8±0,9 31,4±1,0 D 1% [Gy] 37,1±1,1 36,9±0,5 36,4±0,2 37,0±0,4 35,9±0,5 Hirnstamm D 99% [Gy] 3,3±0,3 2,7±0,4 2,6±0,3 2,6±0,3 2,7±0,3 D mean [Gy] 17,6±5,7 19,2±8,5 18,6±9,1 17,0±6,4 18,5±7,1 D 1% [Gy] 33,5±2,6 39,4±1,8 40,2±1,0 40,5±1,4 39,7±2,3 Ipsilaterale Parotis Kontralaterale Parotis D 99% [Gy] 31,3±3,1 26,4±3,0 25,4±3,6 23,9±4,1 24,7±3,1 D mean [Gy] 44,0±2,6 39,5±4,1 40,3±3,5 41,1±4,4 40,4±3,4 D 1% [Gy] 51,0±1,0 50,5±1,8 50,9±2,3 50,5±2,2 50,5±1,0 D 99% [Gy] 30,9±3,3 12,3±2,0 11,4±1,5 11,4±1,4 11,4±1,1 D mean [Gy] 43,4±1,9 20,8±0,9 20,7±1,0 21,9±1,1 20,8±0,9 D 1% [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. 32

42 Ergebnisse 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 V 70% [cm³] 1371± ± ± ± ±108 V 50% [cm³] 2725± ± ± ± ±287 V 30% [cm³] 4033± ± ± ± ±582 V 10% [cm³] 6506± ± ± ± ±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. 33

43 Ergebnisse Verifikation der 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 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) Isodosenverteilung für VMAT mit einer Rotation und Kontrollpunkten alle 6. Oben rechts sind ein Dosisprofil und unten rechts die Überlagerung der Isodosenverteilungen sowie das 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 grafische Ergebnis des Gamma-Index für 3mm und 3% bezogen auf die maximale Dosis, sind unten rechts dargestellt. Die Berechnung des Gamma-Index lieferte eine Übereinstimmung von 96,8%. Somit erfüllen 96,8% der betrachteten Dosispunkte das eingestellte Gammakriterium, das heißt der Gamma-Index ist kleiner als eins und wird in der Grafik grün dargestellt. Trotz der 34

44 Ergebnisse 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 35

45 Ergebnisse 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 36

46 Ergebnisse 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. 37

47 Ergebnisse 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 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 (QUICKCHECK webline, 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 38