Aus der Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie
der Universität Würzburg
Direktor: Professor Dr. med. Michael Flentje
Der Einfluss von Rotations- und Translationsbewegungen bei kranieller stereotaktischer
Radiotherapie
Inaugural - Dissertation
zur Erlangung der Doktorwürde der
Medizinischen Fakultät
der
Julius-Maximilians-Universität Würzburg
vorgelegt von
Johannes Roesch
aus Giebelstadt
Würzburg, Dezember 2013
Refferent: Prof. Dr. Matthias Guckenberger
Korefferent/Korefferentin: Prof. Dr. Michael Laßmann
Dekan: Prof. Dr. Matthias Frosch
Tag der mündlichen Prüfung: 26.09.2014
Der Promovend ist Arzt
Inhalt 1. Einleitung ..................................................................................................................... 1
2. Kranielle stereotaktische Bestrahlung .......................................................................... 3
2.1 Grundlagen der Strahlentherapie ............................................................................ 3
2.1.1 Röntgenbremsstrahlung: Geschichtliches und Entstehung ............................. 3
2.1.2 Strahlenbiologische Effekte ............................................................................. 7
2.1.3 Physikalische Grundlagen ............................................................................... 8
2.2 Einordnung der kraniellen stereotaktischen Bestrahlung ..................................... 10
2.2.1 Technische Einordnung ................................................................................. 10
2.2.2 Klinischer Stellenwert ................................................................................... 14
2.3 Tumorentitäten/Gehirnmetastasen ........................................................................ 15
2.4 Nutzen und Risiken der stereotaktischen kraniellen Bestrahlung ........................ 16
2.5 Immobilisierungstechnik ...................................................................................... 18
2.6 Image guidance ..................................................................................................... 20
2.7 Ablauf einer kranialen stereotaktischen Bestrahlung ........................................... 23
2.7.1 Indikationsstellung ........................................................................................ 24
2.7.2 Planungs-CT .................................................................................................. 24
2.7.3 Bestrahlungsplan ........................................................................................... 25
2.7.4 Simulation/Verifikation ................................................................................. 27
2.7.5 Bestrahlung .................................................................................................... 27
2.7.6 Nachsorge ...................................................................................................... 27
3. Material und Methoden .............................................................................................. 28
3.1 Patientencharakteristika ........................................................................................ 28
3.2 Behandlungscharakteristika .................................................................................. 28
3.3 Methodendarstellung ............................................................................................ 31
3.3.1 Datenerhebung ............................................................................................... 31
3.3.2 Verarbeitung geometrischer Daten ................................................................ 32
3.3.3 Simulation und Verarbeitung dosimetrischer Daten ...................................... 36
4. Darstellung der Ergebnisse ......................................................................................... 39
4.1 geometrische Abweichungen ................................................................................ 39
4.1.1 geometrische Abweichungen vor IG-Ausgleich ............................................ 39
4.1.2 geometrische Abweichungen nach IG-Ausgleich.......................................... 41
4.1.3 geometrische Abweichungen nach Bestrahlung ............................................ 43
4.2. Dosimetrische Auswirkungen .............................................................................. 44
4.3 Ergebnisse Sicherheitsabstand .............................................................................. 47
5. Auswertung, Vergleich und Diskussion ...................................................................... 49
5.1 Geometrische Abweichungen ............................................................................... 49
5.1.1 Geometrische Abweichungen vor IG-Ausgleich ........................................... 49
5.1.2 Geometrische Abweichung nach IG-Ausgleich ............................................ 56
5.1.3 geometrische Abweichung nach Bestrahlung ................................................ 58
5.2 Dosimetrische Auswirkungen ............................................................................... 61
5.3 Sicherheitsabstand ................................................................................................ 64
Zusammenfassung .......................................................................................................... 66
Literaturverzeichnis ........................................................................................................ 69
Anhang A: mathematische Beweise ............................................................................... 79
1. Rechnung Beispielrotation ..................................................................................... 79
2. Rotationsmatrix ...................................................................................................... 79
3. orthogonale Rotationsmatrix: die transponierte Matrix ist gleich der inversen
Matrix ......................................................................................................................... 79
4. eigentliche/spezielle Rotationsmatrix: Die Determinante der Matrix ist 1 ............ 80
5. Eigenvektor der Rotationsmatrix zum Eigenwert 1: .............................................. 80
6. Auflösen nach ω...................................................................................................... 80
7. Versatz durch Rotation ............................................................................................ 80
Anhang B: Quellcode Matlab Drehung .......................................................................... 81
Anhang C: Datenträger: .................................................................................................. 83
Abbildungsverzeichnis
Abbildung 1: Einordnung elektromagnetischer Wellen ................................................... 3
Abbildung 2: Elektroneninjektor ...................................................................................... 4
Abbildung 3: Linearbeschleuniger ................................................................................... 5
Abbildung 4: Kreisbeschleuniger ..................................................................................... 5
Abbildung 5: Beschleuniger-Endstrecke .......................................................................... 6
Abbildung 6: Isodosen, Dosisgradient ............................................................................. 9
Abbildung 7: Mit dem Schädel verschraubter stereotaktischer Kopfrahmen................. 10
Abbildung 8: Gamma Knife ........................................................................................... 12
Abbildung 9: Thermoplastische Maske .......................................................................... 20
Abbildung 10 : Automatische Bildregistration eines CBCT; ......................................... 22
Abbildung 11: Planungs-CT ........................................................................................... 25
Abbildung 12: Patient während Behandlung (aus Verhey. 1995) ................................... 26
Abbildung 13: Elekta Synergy S .................................................................................... 30
Abbildung 14: Image guidance....................................................................................... 32
Abbildung 15: Beispielrotation ...................................................................................... 33
Abbildung 16: Beispiel zur Verlagerung ........................................................................ 36
Abbildung 17: Verteilung 3D-Vektor vor IG-Ausgleich ................................................ 40
Abbildung 18: Verteilung 3D-Vektor vor IG .................................................................. 41
Abbildung 19: Verteilung 3D-Vektor vor Bestrahlung ................................................... 42
Abbildung 20: Verteilung 3D-Vektor nach Bestrahlung ................................................. 43
Abbildung 21: Dosimetrische Auswirkungen ................................................................ 45
Abbildung 22: relativer Abfall des PCI in Abhängigkeit vom 3D-Vektor ..................... 46
Abbildung 23: relativer Abfall des Coverage Index in Abhängigkeit vom 3D-Vektor .. 46
Abbildung 24: Sicherheitssaum Prae IG-Ausgleich mit Mittelwerten ........................... 48
Abbildung 25: Sicherheitssaum Post Bestrahlung ......................................................... 48
Abbildung 26: Maskenschrumpfung .............................................................................. 54
Abkürzungsverzeichnis
BB Bite Block
bzw. beziehungsweise
ca. circa
CBCT Cone Beam Computer Tomography
CI Coverage Index
CT Computer Tomographie
CTV Clinical Tumor Volume
d.h. das heißt
DNA Desoxiribunuklein Acid
DRR Digitally Reconstructed Radiograph
engl. englisch
EPI(D) Electronic Portal Image (Device)
evtl. eventuell
GTV Gross Tumor Volume
IG Image-Guidance
IGRT Image-Guidance Radiotherapy
IMRT Intensity Modulated Radiotherapy
keV Kilo-Elektronenvolt
kV Kilo-Volt
MeV Mega-Elektronenvolt
MV Mega-Volt
PCI Paddick Conformity Index
PTV Planning Target Volume
sog. sogenannt
SRS Stereotactic Radiosurgery
SRT Stereotactic Radiotherapy
TPM Thermoplastic mask
u.a. unter anderem
VMAT Volumetric Modulated Arc Therapy
WBRT Whole Brain Radiation Therapy
XVI X-Ray Volume Imaging
1
1. Einleitung
Die vorliegende Arbeit beschäftigt sich mit den Auswirkungen von Abweichungen der
Patientenlagerung bei kranieller stereotaktischer Radiochirurgie.
Das Ziel jeglicher medizinischer Behandlung ist die möglichst genaue Beseitigung eines
pathologischen Prozesses unter Gewährleistung der größtmöglichen Schonung des
gesunden Restorganismus. Für die Strahlentherapie bedeutet dies, die Konzentration
gewebsschädigender Strahlung in krankhaft veränderten Arealen und eine möglichst
niedrige Strahlenbelastung im umliegenden gesunden Gewebe. U.a. durch die
fortdauernde Entwicklung neuer Technologien wird versucht diesem hochrangigen Ziel
Rechnung zu tragen.
Wusste man nach der Entdeckung der hochenergetischen elektromagnetischen Strahlung
noch nicht einmal um ihren schädigenden Einfluss auf gesundes Gewebe1, so erweiterte
sich der Erkenntnis- und Forschungsstand bis heute stetig. Mit Hilfe von
Elektronenbeschleunigern kann ultraharte Bremsstrahlung erzeugt werden, die ihr
Energieabgabemaximum erst in tiefer liegenden Schichten als normale
Röntgenstrahlung hat. Multi-Leaf-Kollimatoren können an den Tumor individuell
angepasste Feldgrößen und Formen erzeugen. Die moderne Bildgebung ermöglicht die
bessere Lokalisation der Pathologien und somit eine wesentlich bessere Planung der
Strahlentherapie.
Alles in allem ist es heutzutage möglich wesentlich zielgenauer mit höheren Dosen zu
bestrahlen und dennoch die Nebenwirkungen auf ein Mindestmaß zu reduzieren. Durch
die Applikation höherer Dosen, musste auch der Dosisgradient, also der
Belastungsabfall zwischen pathologischem und gesundem Gewebe immer steiler
werden. Mit steiler werdendem Dosisgradienten wuchsen die Risiken bei
Lagerungsungenauigkeiten des Patienten, da der Hochdosisbereich sehr nahe am
gesunden Gewebe lag. Dies und die Möglichkeit der Positionskontrolle mittels
bildgebender Verfahren, rückte die möglichst genaue Patientenlagerung immer weiter in
den Fokus moderner Forschung.
1Beck-Bornholdt, Dubben & Willers (1997, S. 336)
2
Viele wissenschaftliche Arbeiten auf dem Gebiet der Patientenlagerung beschäftigen
sich mit der alleinigen Verlagerung der Patienten. Vorliegende Arbeit möchte zusätzlich
in kleinem Ausmaß beleuchten, in wie weit derartige Verlagerungen Auswirkungen auf
die Dosisverteilung haben.
Hierzu wurden bereits aufgezeichnete Patientenverlagerungen in die jeweiligen
Bestrahlungspläne miteinbezogen und simulativ deren Auswirkungen auf die
Dosisverteilung berechnet.
3
2. Kranielle stereotaktische Bestrahlung
2.1 Grundlagen der Strahlentherapie
2.1.1 Röntgenbremsstrahlung: Geschichtliches und Entstehung
Am 8.11.1895 entdeckte der Physiker W.C. Röntgen die nach ihm benannten Strahlen in
Würzburg.2
Schon ein Jahr später werden erste Therapieversuche mit Hilfe von
Röntgenstrahlen beschrieben.3
Klassische Röntgenstrahlung ist elektromagnetische Strahlung mit einer Wellenlänge
zwischen 10pm und 1nm. Diese hoch-energetische Strahlung kann beim Spontanzerfall
instabiler Nukleotide (z.B. Cobalt-60/ 60
Co) oder beim Auftreffen beschleunigter
Elektronen auf ein hochmolekulares Target als sog. Röntgenbremsstrahlung entstehen.
Je nachdem wie hoch-energetisch die Strahlung ist, kann sie zu diagnostischen oder
therapeutischen Zwecken herangezogen werden. Zur Erzeugung von
Röntgenbremsstrahlung in Röntgen- oder CT-Röhren werden Elektronen über eine
Spannung von ca. 40-120 kV bzw. 120 – 140 kV beschleunigt. Diese Röhren werden
daher auch kV-Röhren genannt. Zu Therapiezwecken wird wesentlich höher
energetische γ-Strahlung benötigt, sodass die Elektronen über eine, im MV-Bereich
liegende Energie verfügen müssen. Die freigesetzten Energien beim Abbremsen der
Elektronen liegen dann im keV bzw. MeV Bereich und werden als elektromagnetische
Welle abgegeben.
Heutzutage werden hauptsächlich Linearbeschleuniger und Kreisbeschleuniger zur
Beschleunigung der Elektronen eingesetzt. Der besseren Übersicht wegen wird der
vereinfachte Aufbau beider Geräte in den Abbildungen 2, 3 und 4 dargestellt, wobei sich
2Röntgen (1896, S. 3ff)
3Richter, Feyerabend & Bähre (2002, S. 1)
Abbildung 1: Einordnung elektromagnetischer Wellen
4
beide Typen eigentlich nur in der mittleren Beschleunigungseinheit unterscheiden.
Anfang- und Endpunkt sind prinzipiell gleich.
1. Elektroneninjektor:
Der sogenannte Elektronen-Injektor (Abbildung 2) dient der Bereitstellung eines
Elektronenstrahls. Bei direktem Beschuss eines Targets mit diesem entsteht
Röntgenbremsstrahlung. Für die höher-energetische γ-Strahlung muss dem
Elektronenstrahl allerdings noch mehr Energie zugeführt werden (siehe Abbildung 3
oder 4).
Über die Heizspannung wird die Glühwendel aufgeheizt, sodass negativ geladene
Elektronen den Metallverband verlassen. Diese werden dann aufgrund der
Beschleunigungsspannung von der positiv geladenen Lochanode angezogen. Die
Elektronen, die nicht auf die Anode prallen, sondern das Loch treffen, fliegen weiter
und bilden einen nutzbaren Elektronenstrahl. Die Elektronen haben eine Energie die aus
der Beschleunigungsspannung resultiert, im Allgemeinen im keV-Bereich.
Abbildung 2: Elektroneninjektor
5
2. Beschleunigungseinheit:
Ein Linearbeschleuniger beschleunigt die Elektronen ohne sie abzulenken auf einer
geraden Strecke. Hierzu werden sogenannte Driftröhren hochfrequenter
Wechselspannung ausgesetzt. Der Spannungswechsel zwischen Positiv- und
Negativbereich ist zeitlich genau so abgestimmt, dass die vor den Elektronen liegenden
Driftröhren immer positiv und die bereits passierten negativ geladen werden. Auf diese
Weise werden die Elektronen stetig beschleunigt.
Abbildung 3: Linearbeschleuniger
Abbildung 4: Kreisbeschleuniger
6
Im Kreisbeschleuniger hingegen werden die Elektronen mit Hilfe eines Magnetfeldes
auf eine Kreisbahn gezwungen und durch Verstärkung des Magnetfeldes beschleunigt.
3. Beschleuniger-Endstrecke:
Abbildung 5: Beschleuniger-Endstrecke
7
Die Elektronen werden zur Filterung und um das Target genau zu treffen noch einmal
durch ein Magnetfeld geführt und dabei abgelenkt. Zu schnelle Elektronen werden nicht
stark genug, zu langsame werden zu sehr abgelenkt und fliegen aus dem Strahl. Beim
Treffen des homogenen Elektronenstrahls auf das hochmolekulare Target entsteht γ-
Strahlung. Da diese in der Mitte intensiver als am Rand ist, wird sie auf einen
Ausgleichskörper gerichtet. Als Folge entsteht ein annähernd homogenes Strahlenfeld.
Um die Form des Strahlenfeldes zu verändern werden Multi-Leaf-Kollimatoren
verwendet. Je nach gewünschter Form des Strahlenfeldes können die einzelnen Blätter,
auch Leafs genannt, unabhängig voneinander ins Strahlenfeld gefahren werden und
blocken die Strahlung so. Sie werfen praktisch einen Schatten. Nur zwischen den
Blättern kann γ-Strahlung zum Patiententisch gelangen. Mit Hilfe eines Multi-Leaf-
Kollimators wird die Form der Strahlenfelder verändert und so der Tumorgröße
angepasst.
2.1.2 Strahlenbiologische Effekte
Verschiedene Mechanismen ermöglichen die therapeutische Nutzung
elektromagnetischer Strahlung. Beim Durchtritt durch Materie wird elektromagnetische
Strahlung absorbiert. Dies geschieht beispielsweise durch das Auftreffen eines γ-Quants
auf ein Atom bzw. Molekül. Ist die abgegebene Energie ausreichend, kann es durch
Verlust von Hüllelektronen zur Ionisierung und Entstehung freier Elektronen kommen.
Auf diese Weise können Moleküle sowohl direkt durch γ-Quanten, als auch indirekt
durch zuvor entstandene freie Elektronen, die ihrerseits wieder das Potential zur
Ionisierung bzw. Radikalbildung haben, verändert werden. Daher wird
elektromagnetische Strahlung im hochenergetischen Bereich auch ionisierende
Strahlung genannt.
Aufgrund dieser Veränderungen kommt es im durchstrahlten Gewebe vor allem zu
Oxidationen, Reduktionen und Hydroxylierungen, deren Auswirkungen besonders bei
DNA-Schädigung sichtbar werden. Neben dem schwerwiegenden DNA-
Doppelstrangbruch oder der Hydroxylierung von Basen, kann es auch über
Dimerbildung der DNA-Basen zu abnormer Verknüpfung der DNA und somit zur
8
Zellschädigung kommen.4
Die eigentliche Wirkung auf zellulärer Ebene ist zudem von weiteren Faktoren
abhängig:
Strahlenart: Die unterschiedlichen Strahlenarten wie β-, γ-, Protonenstrahlung u.a.
besitzen unterschiedliche biologische Wirksamkeit bei gleicher Dosis. Die Dosis in
[Gy]=[J/g] ist proportional zur Anzahl an Gesamtionisationen im Gewebe. Jedoch
weisen die unterschiedlichen Strahlenarten unterschiedliche Verteilung der Ionisationen
auf. Grob gesagt gilt: je höher die Schadensdichte desto toxischer die Strahlung.5
Sauerstoffeffekt: Mit sinkender Sauerstoffkonzentration im Gewebe werden die Zellen
strahlenresistenter. Dies hängt mit der vermehrten Bildung von Hydroxyradikalen und
den damit forcierten Strangbrüchen bei O2-Anwesenheit zusammen. Resultierend kann
der Therapieeffekt bei anämischen Patienten bzw. bei unterversorgten Tumoren geringer
ausfallen.6
Gewebeart: Fälschlicherweise wird oft angenommen, dass die Strahlensensibilität
direkt mit der Reproduktionsrate eines Gewebes zusammenhängt.7 Vielmehr bestimmen
jedoch die Lebensdauer der Funktionszellen, intrazelluläre Unterschiede, sowie die
Größe der Stammzellfraktion eines Gewebes dessen Strahlensensibilität.
Da man zudem davon ausgeht, dass sich gesunde Zellen aufgrund besser
funktionierender Reparaturenzyme besser von Strahlenschäden erholen als Mutationen
wird in vielen Fällen ein fraktioniertes Bestrahlungsschema angewandt. Fraktionierung
bedeutet in diesem Zusammenhang die Verteilung der Dosis auf mehrere
Therapiesitzungen.
2.1.3 Physikalische Grundlagen
Physikalisches Prinzip der Strahlentherapie ist es, dem pathologischen Gewebe
schädigende Energie zuzuführen. Wieviel Energie E aus der ionisierenden Strahlung
eine Masse m absorbiert, wird von der Energiedosis, im Folgenden nur als Dosis
4Richter, Feyerabend et al. (2002, S. 65)
5Frank Lohr, Wenz & Herfarth (2007, S. 306)
6Duncan (1973); Wenzl & Wilkens (2011)
7Beck-Bornholdt, Dubben et al. (1997, S. 1)
9
bezeichnet, angegeben. Die Einheit der Dosis ist Gray.
𝐷 =𝐸
𝑚[𝐷] = 𝐺𝑦 =
𝐽
𝑘𝑔
Aussagen über die Dosisverteilung innerhalb einer bestrahlten Masse werden über
absolute oder relative Dosiswerte gemacht. Analog zu Isobaren auf Wetter- oder
Isohypsen (Höhenlinien) auf Landkarten, entstehen durch Verbinden von Punkten, die
dieselbe Dosis haben, Isodosen. Der Dosisabfall innerhalb eines definierten Raumes
wird als Dosisgradient bezeichnet. Zur Veranschaulichung soll der sagittale Schnitt
eines Schädels aus der Therapieplanung dienen.
Abbildung 6: Isodosen, Dosisgradient
Die braun, blau, türkis, grün und roten Linien sind die eingezeichneten Isodosen. Die
äußere braune Isodose verbindet beispielsweise alle Punkte, die mit einer Dosis von 2,5
Gray bestrahlt werden. Innerhalb der Isodose werden alle Punkte mit höherer Dosis
bestrahlt, außerhalb mit geringerer.
Da der Dosisgradient den Dosisabfall über einen Raum beschreibt, ist der Gradient über
dem eingezeichneten quadratischen Raum R1 größer als über Raum R2. In Raum R1
fällt mehr Dosis in kürzerer Strecke ab. Analog zu einem steileren Anstieg am Berg bei
dichter zusammenliegenden Isohypsen auf einer Karte, spricht man auch von einem
steileren Dosisgradienten.
10
2.2 Einordnung der kraniellen stereotaktischen Bestrahlung
2.2.1 Technische Einordnung
Das weite Feld der Strahlentherapie entzieht sich leider einer einfachen Einteilung
aufgrund der unterschiedlichen Kombinationsmöglichkeiten der einzelnen Planungs-
und Bestrahlungstechniken, verschiedensten Fraktionierungsschemata sowie der großen
Anzahl an Indikationen. Grundsätzlich lassen sich jedoch Brachy- (griech. brachys
‚kurz, nah‘) und Teletherapie (griech. tele ,fern‘) unterscheiden. Werden bei der
Brachytherapie radioaktive Materialien in den Körper eingebracht, so beschreibt die
Teletherapie die Belastung des Tumors von der Körperaußenseite her, durch externe
Strahlenquellen. Bei der kraniellen stereotaktischen Bestrahlung handelt es sich um eine
teletherapeutische Bestrahlung des Kopfes bzw. des Gehirns.
Der Begriff „Stereotaxie“ bezieht sich auf die
Verwendung eines sehr genauen räumlichen
3D-Koordinatensystems zur Planung und
Durchführung der therapeutischen
Intervention. Er findet nicht nur in der
Strahlentherapie Anwendung. So gibt es auch
stereotaktisch geplante und durchgeführte
chirurgische Eingriffe, beispielsweise beim
Einsetzen eines Hirnschrittmachers. Aus
historischer Sicht bezieht sich das
Koordinatensystem dabei auf einen festen, mit
dem Schädel verschraubten Rahmen (siehe
Abbildung 7). Mit dem Einzug moderner
bildgeführter Radiotherapie rückte der Bezug
direkt auf das Bestrahlungsziel in den
Vordergrund. Heutzutage liefert die, durch
radiologische Verfahren dargestellte, knöcherne Anatomie in der kraniellen Stereotaxie
Abbildung 7: Mit dem Schädel
verschraubter stereotaktischer
Kopfrahmen
Quelle:
http://www.beaumontgammaknife.or
g/images/summary_headframe.png
11
exzellente Bezugspunkte.8
Durch das Erfassen der Zielregion innerhalb eines 3D-Koordinatensystems bei der
stereotaktischen Bestrahlung, ist es möglich aus unterschiedlichsten Raumrichtungen in
einer Sitzung zu bestrahlen. Die Strahlen aller Felder werden hierbei im Isozentrum am
Ort des Tumors bzw. des eng begrenzten Zielvolumens (Target vVolume) gebündelt.
Auf diese Weise kann man hohe Dosen im Zielvolumen konzentrieren und aufgrund des
steilen Dosisgradienten das umgebende gesunde Gewebe bestmöglich schonen.
Ziel dieser Hochdosisbestrahlung ist es, durch den Aufbau eines extrem steilen
Dosisgradienten, das Tumorgewebe in einer (Stereotactic Radiosurgery: SRS) oder
wenigen Sitzungen (Stereotactic Radiotherapy: SRT) möglichst hoch zu belasten und
dabei das umliegende gesunde Gewebe möglichst gut zu schonen. Durch die hohe
Belastung in kurzer Zeit, kommt es zu extremem Zellschaden im bestrahlten Bereich.
Ein Großteil der Zellen wird so zum Absterben gebracht. Im Gegensatz dazu stehen
fraktionierte Bestrahlungsschemata, die die Gesamtdosis auf mehrere Therapiesitzungen
mit wenigen Gray Einzeldosis aufteilen und so das verminderte Regenerationspotential
mutierter Krebszellen ausnutzen. Bei der Anwendung derartiger Behandlungsschemata
können sich kranke Zellen langsamer und schlechter regenerieren als gesunde und
werden dadurch mehr geschädigt. Resultat ist die lokale Tumorkontrolle bei geringeren
Nebenwirkungen.9 Ein Nachteil der fraktionierten Bestrahlung ist der sich je nach
Behandlungsschema über Wochen erstreckende Behandlungszeitraum, der Patienten mit
geringerer Lebenserwartung weniger zumutbar ist.
Große Gefahr bei der Applikation einer hohen Dosis und eines steilen Dosisgradienten
in einer bzw. wenigen Sitzungen, besteht im Verfehlen der Zielstrukturen. Daher ist für
solch hochdosierte Techniken die präzise Tumorlokalisation und Patientenlagerung
besonders wichtig. Dies dient in erster Linie nicht nur der lokalen Tumorkontrolle,
sondern vor allem dem Schutz umliegender Risikoorgane. Kranielle Tumore eignen sich
sehr gut für präzise Positionierung, da sie nicht von Organbewegungen (z.B.
Herzschlag, Atmung) beeinträchtigt werden und stetig mit knöchernen Strukturen in
8Guckenberger, Baier et al. (2007)
9Brenner, Hlatky, Hahnfeldt, Hall and Sachs (1995)); Ellis (1969)
12
Bezug gesetzt werden können.
Zur Durchführung einer stereotaktischen Bestrahlung können verschieden Techniken
Verwendung finden. Zumeist wird heutzutage γ-Strahlung aus Cobalt-60-
Strahlungsquellen, aus Linearbeschleunigern oder Protonenstrahlung für die Stereotaxie
verwendet.10
Aber auch die Brachytherapie kann mit Hilfe stereotaktischer Mittel
durchgeführt werden.
Gamma Knife Radiosurgery:
Der Prototyp des Gamma Knife
wurde 1967 von Leksell und
Larson entwickelt. In den meisten
Versionen handelt sich um eine
halbkugelförmige Anordnung von
ca. 200 Cobalt-60 Strahlenquellen.
Die von den Cobalt-60
Strahlenquellen ausgesandten γ-
Strahlen werden so ausgerichtet,
dass um den Brennpunkt herum ein
kleines kugelförmiges Volumen hoch belastet wird und ein schneller Dosisabfall zum
gesunden Gewebe hin erfolgt. In Abbildung 8 erkennt man die prinzipielle
Funktionsweise des Gamma Knife. Die von den Strahlenquellen (rote Punkte außen)
abgegebene γ-Strahlung wird im Isozentrum (roter Punkt innen) gebündelt. Durch die
beweglichen Teile (gelb), wie den Patiententisch sowie die Kollimatoren, können
Volumen und Ort des Hochdosisbereichs verändert werden.
Proton Radiosurgery:
Bestrahlung mit Protonen ermöglicht im Vergleich zur Bestrahlung mit γ-Strahlung eine
unterschiedliche dosimetrische Verteilung. So geben Protonen ihre maximale Energie
erst tiefer im Gewebe kurz vor ihrem Stopp ab, wobei die Länge der Strecke bis zum
Dosismaximum in direktem Zusammenhang mit der Anfangsenergie der Protonen steht.
10
Halperin, Perez & Brady (2008, S. 378-380)
Abbildung 8: Gamma Knife
Quelle: Leksell Gamma Knife Pefexion Broschüre
13
Hieraus resultiert ein sehr scharfes Dosismaximum unter Schonung des zuvor passierten
und insbesondere des dahinterliegenden Gewebes.
Dies und die Tatsache eines gesteigerten radiobiologischen Effektes, macht
Protonenbestrahlung zu einer sehr effizienten Art der Bestrahlung. Aufgrund der hohen
Kosten der Protonenbestrahlung bleibt diese momentan jedoch nur wenigen Zentren
vorbehalten.
LINAC Radiosurgery:
LINAC steht für „Linearaccelerator“ - zu Deutsch: Linearbeschleuniger. Diese Art der
stereotaktischen Bestrahlung basiert auf einem sich um den Patienten drehenden
Linearbeschleuniger. Werden Bestrahlungseinheit und CT-Röhre kombiniert, entsteht
die Möglichkeit der Bildgebung und Bestrahlung innerhalb einer Therapiesitzung. So
kann eine noch exaktere Positionierung des Patienten erfolgen. Hierbei unterscheidet
man schnell rotierende CT-Einheiten die zur Therapie mit einer Megavoltröhre und
Linearbeschleuniger die zur Bildgebung zusätzlich mit einer Kilovoltröhre ausgestattet
wurden. Erstere Konfiguration nennt sich Tomotherapie. Der häufiger Verwendung
findende zweitgenannte Aufbau wird auch in Würzburg in Form des Elekta SynergyS®
benutzt.
Die Kombination von Bildgebung und Bestrahlung nennt sich im Englischen Image-
guided Radiotherapy, kurz IGRT. Wie oben bereits erwähnt wird durch die kombinierte
Bildgebung die zielgenaue stereotaktische Bestrahlung ohne feste Rahmen ermöglicht.
Des Weiteren lassen sich Bestrahlungstechniken anhand der Richtung und der Intensität
der Strahlung unterscheiden.
Liegen die Zentralstrahlen aller Felder in einer Ebene spricht man von einer koplanaren
Bestrahlungstechnik. Im Gegensatz dazu steht die nicht-koplanare Technik, die die
Bestrahlung aus mehr Raumrichtungen zulässt. Hierdurch kann der Hochdosisbereich
sozusagen „verschmiert“ werden. Die Dosis wird gleichmäßiger innerhalb des
Zielvolumens verteilt. Nachteilig ist die in der Regel längere Bestrahlungsdauer und
kompliziertere Planung. Stereotaktische Bestrahlungen können prinzipiell mit beiden
Möglichkeiten geplant werden.
14
Ein weiteres Prinzip neuerer Bestrahlungstechnik welches zur Anwendung kommt ist
die intensitätsmodulierte Strahlentherapie, im Englischen intensity-modulated radiation
therapy, kurz IMRT, genannt. IMRT beschreibt die Intensitätsmodulierung aus den
einzelnen Bestrahlungsrichtungen. Dies wird entweder durch die zeitgesteuerte
Verschiebung der Multi-Leaf-Blenden innerhalb eines Feldes oder die zeitlich
getriggerte Applikation unterschiedlicher Felder aus einer Richtung, ermöglicht. In
beiden Fällen wird letztendlich mit unterschiedlichen Feldgrenzen unterschiedlich lange
aus einer Richtung bestrahlt, bevor aus einer anderen Richtung wieder mit
unterschiedlich großen Feldern bestrahlt wird.
Die VMAT (englisch: Volumetric Modulated Arc Therapy) ist eine Weiterentwicklung
der IMRT. Durch die Bestrahlung während der Rotation der Strahlenquelle um den
Patienten, kann die Behandlungsdauer reduziert werden.
Die vorliegende Arbeit beschäftigt sich mit der stereotaktischen Durchführung einer
kraniellen Hochdosisbestrahlung mittels LINAC in Kombination mit einem Cone-
Beam-CT.
2.2.2 Klinischer Stellenwert
Die kranielle Bestrahlung wird vorwiegend für die Behandlung von Absiedlungen
anderer Tumorentitäten im Gehirn, aber auch nativer Entitäten verwendet. Mit
verbesserten Möglichkeiten im Bereich der Chemotherapie, verbesserten chirurgischen
Vorgehensweisen und weiteren medizinischen Möglichkeiten verlängerten sich die
Überlebenszeiten krebskranker Patienten in den letzten Jahren stetig.11
Patienten die
nicht endgültig geheilt werden können, leben länger mit ihrer Krankheit und kommen
deshalb immer häufiger in ein späteres Krankheitsstadium. Da die Absiedlung von
Tumorzellen im Gehirn durch die Bluthirnschranke sowie das Immunsystem erschwert
wird, treten Gehirnmetastasen meist erst nach einem längeren Krankheitsverlauf auf.
Hinzu kommen die verbesserten diagnostischen Möglichkeiten der Entdeckung von
Gehirnmetastasen. Auch Chemotherapeutika, die die Blut-Hirn-Schranke nicht
11
Bertz & Robert-Koch-Institut (2010)
15
überwinden können und so primär extrakraniale Neoplasien bekämpfen, fördern indirekt
ein Ansteigen der Prävalenz von Gehirnmetastasen.12
Aus diesen Gründen wird die
Behandlung von Patienten mit multiplen Metastasen bzw. von Patienten deren Tumore
schon mehrfach in Regression gebracht wurden an Bedeutung gewinnen und somit auch
die Behandlung von Absiedlungen im Gehirn.13
Nach heutigem Wissensstand ist es
hierbei unerheblich ob die Behandlung der Gehirntumoren mit einem
Linearbeschleuniger oder dem Gamma Knife durchgeführt wird.14
2.3 Tumorentitäten/Gehirnmetastasen
Die Angaben zur Inzidenz von Gehirnmetastasen in einem Krebspatientenkollektiv
variieren je nach Studie zwischen 10% und bis zu über 50%.15
In einer sehr großen
Autopsiestudie mit ca. 2000 an Krebs verstorbenen Patienten gibt Posner die Häufigkeit
von Absiedlungen im Gehirn mit 18% an.16
In den meisten Fällen liegt ein
metastasiertes Bronchialkarzinom zu Grunde, gefolgt vom Mammakarzinom, Melanom
kolorektalem Karzinom, u.a.17
Unter den häufigsten klinischen Symptomen finden sich
u.a. Kopfschmerzen, fokale Schwäche/Lähmung, Verhaltensauffälligkeiten, epileptische
Anfälle, Ataxie und Aphasie.18
Die mittlere Überlebenszeit von Patienten mit Gehirnmetastasen beträgt weniger als 6
Monate.19
In ausgewählten Patientenkollektiven und mit der richtigen Behandlung kann
sich diese aber auch verdoppeln.20
Positive prognostische Eigenschaften konnten für einen hohen Karnofsky-Index
(>70%), niedriges Alter (<60 Jahre), Primariuskontrolle und ausschließlich kranielle
Metastasierung bestätigt werden.21
Entgegen früherer Vermutungen hat nicht die Anzahl
12
Kaatsch & Robert-Koch-Institut (2012, S. 97) 13
Bhatnagar, Flickinger, Kondziolka & Lunsford (2006) 14
Sanghavi, Miranpuri et al. (2001) 15
Flickinger, Kondziolka et al. (1994); Noel, Proudhom et al. (2001); Patchell (2003); Schouten, Rutten,
Huveneers & Twijnstra (2002) 16
Posner (1977) 17
Coia (1992); Delattre, Krol, Thaler & Posner (1988); Minniti, Clarke et al. (2011); Patchell (2003) 18
Borgelt, Gelber et al. (1980); Posner (1977) 19
Rades, Bohlen et al. (2007); Sanghavi, Miranpuri et al. (2001) 20
Minniti, Clarke et al. (2011) 21
Diener-West, Dobbins, Phillips & Nelson (1989); Saito, Viani et al. (2006); Sanghavi, Miranpuri et al.
(2001)
16
der Gehirnmetastasen sondern ihre absolute Masse einen größeren prädiktiven Wert für
den Patienten.22
Obwohl das histologische Bild nicht generell als prognostischer Faktor angegeben wird,
zeigte sich, dass Patienten mit zerebral metastasiertem Mamma-Ca eine längere mittlere
Überlebenszeit als Patienten mit zerebral metastasiertem Lungen-, Nierenkarzinom oder
Melanom haben.23
2.4 Nutzen und Risiken der stereotaktischen kraniellen
Bestrahlung
Die Bestrahlung ist ein adäquates Mittel zur Behandlung von Neoplasien und malignen
Absiedlungen im Gehirn, wie bereits in zahlreichen Studien gezeigt wurde. Die mittlere
Überlebenszeit kann durch Ganzhirnbestrahlung auf 3-6 Monate angehoben werden und
schneidet damit besser ab als eine alleinige symptomatische Kortikosteroidtherapie.24
Unterschiedliche Autoren konnten eine Überlebenszeitverlängerung der stereotaktischen
Bestrahlung zusätzlich zur Ganzhirnbestrahlung verglichen mit einer alleinigen
Ganzhirnradiatio belegen. Je nach prognostischen Faktoren und Autor kann von einem
Gewinn von 4 Monaten bis zu neun Monaten gesprochen werden.25
Nach Ganz-Hirn-Radiatio in Kombination mit zusätzlicher fokaler Therapie
(Radiosurgery, Operation), tritt der Tod meist (>90%) in Folge des fortschreitenden
extrakranialen Krebsleidens und nicht in Folge von Gehirnmetastasen auf.26
Dies steht
im Einklang mit der Beobachtung, dass Patienten, die nur eine Ganz-Hirn-Radiatio ohne
stereotaktischen Boost erhielten, trotz systemischer Metastasierung in über 50% der
Fälle am zerebralen Krankheitsprogress versterben.27
In mehreren wissenschaftlichen Arbeiten wurde bewiesen, dass stereotaktische kranielle
Bestrahlung anstatt der Ganzhirnradiatio zu keinem Lebenszeitverlust für Patienten mit
22
Bhatnagar, Flickinger et al. (2006) 23
Borgelt, Gelber et al. (1980); Coia (1992); Flickinger, Kondziolka et al. (1994) 24
Patchell (2003); Posner (1977) 25
Andrews, Scott et al. (2004); Flickinger, Kondziolka et al. (1994); Kondziolka, Patel, Lunsford, Kassam
& Flickinger (1999); Sanghavi, Miranpuri et al. (2001) 26
Noordijk, Vecht et al. (1994); O'Neill, Iturria et al. (2003); Patchell (2003) 27
Patchell, Tibbs et al. (1990)
17
bis zu vier Gehirnmetastasen führt, wenngleich eine verminderte intrakranielle
Tumorkontrolle erwartet werden muss.28
Da stereotaktische kranielle Bestrahlung
zudem präziser als eine Ganzhirnradiatio ist wird das umgebende gesunde Gewebe
besser geschont. Dies kann in geringer ausgeprägtem Hirnödem und damit einer
Kortikoideinsparung sowie geringen Auswirkungen von Nebenwirkungen wie z.B. der
Verschlechterung der Merkfähigkeit resultieren.29
Ein weiterer Vorteil gegenüber der
Ganzhirnbestrahlung besteht in der kürzeren Behandlungsdauer, was bei der begrenzten
Überlebenszeit der Patienten eine große Rolle spielt.30
Radiosurgery kann außerdem beim Versagen der lokalen Kontrolle nach
Ganzhirnbestrahlung eingesetzt werden.31
Retrospektive Auswertungen legen zudem nahe, dass stereotaktische kranielle
Bestrahlung gleiche Effektivität bezüglich des Gesamtüberlebens und der lokalen
Kontrolle von Gehirnmetastasen wie eine chirurgische Intervention besitzt.32
Zu
erwähnen ist dies in Zeiten von steigendem ökonomischen Druckes, da eine Radiatio
wesentlich günstiger als eine Operation ist.33
Zudem ist die Radiochirurgie weniger von
Lage und Anzahl des intrakraniellen Tumors oder vom Allgemeinzustand des Patienten
abhängig.
Dennoch ist stereotaktische kranielle Bestrahlung nicht für jeden Patienten mit
Gehirnmetastasen sinnvoll und so sollte unterschiedlichen Patienten jeweils passende
Behandlungsmodalitäten vorgeschlagen werden.34
Zudem können Risiken einer Bestrahlung des Gehirns nicht verschwiegen werden.
Mögliche akut auftretende Nebenwirkungen sind u.a. Haarausfall, Übelkeit, Lethargie,
Otitis media, Erythem und Hyperpigmentation der Kopfhaut. Hinzu kann es zu
persistierendem Kopfschmerz, Bewusstseinstrübung bis hin zu epileptischen Anfällen
28
H. Aoyama, Shirato et al. (2006); Bhatnagar, Flickinger et al. (2006); Chang, Wefel et al. (2009);
Flickinger, Kondziolka et al. (1994); Serizawa, Iuchi et al. (2000); Sneed, Lamborn et al. (1999) 29
Chang, Wefel et al. (2009); Mehta, Rozental et al. (1992); Sturm, Kober et al. (1987) 30
Rades, Bohlen et al. (2007) 31
Noel, Proudhom et al. (2001) 32
Jenkinson, Haylock, Shenoy, Husband & Javadpour (2011); O'Neill, Iturria et al. (2003); Pollock
(2006); Rades, Bohlen et al. (2007) 33
Coia (1992) 34
Kaal, Niel & Vecht (2005); Weltman, Salvajoli et al. (2001)
18
kommen.35
Speziell Ganzhirn-Bestrahlungen stellen ein Risiko für schwerwiegende
neurologische Defizite dar. In diesem Zusammenhang wurde neben dem Auftreten
epileptischer Anfälle auch von motorischen und sensiblen Ausfällen berichtet. Chang et
al. konnten ein vermehrtes Nachlassen der Lern- und Merkfähigkeit bei SRS
kombiniert mit WBRT verglichen mit alleiniger SRS zeigen.36
Die Liste möglicherweise im späteren Krankheitsverlauf einsetzender Komplikationen
beinhaltet u.a. Mundtrockenheit bei unzureichendem Schutz der Parotiden, die
Entwicklung einer Linsentrübung (Cataracta radiationis), Radionekrosen,
Hirnödembildung mit Latenzen von bis zu 9 Monaten, Tumorblutungen und die den
jeweiligen Schäden geschuldeten neurologischen Defizite.37
Wie bei den früh
auftretenden ist auch bei den neurologischen Spätkomplikationen der Einfluss der
Ganzhirnbestrahlung hervorzuheben.38
So wurde unter anderem von spät einsetzendem
Kopfschmerz sowie Demenz, Ataxie und Inkontinenz im Zusammenhang mit einem
Normaldruck-Hydrozephalus als Folge der Ganzhirnradiatio berichtet.39
Eine seltene
jedoch ebenfalls schwerwiegende Spätfolge stellt die Hypophysäre Dysfunktion dar.40
Allgemein anerkannt ist die Induktion von Folgetumoren im Bestrahlungsgebiet nach
über 10 Jahren.41
Im Zusammenhang mit der Behandlung von Metastasen und oben
genannten mittleren Überlebenszeiten spielt diese unerwünschte Nebenwirkung jedoch
nur eine geringe Rolle.
2.5 Immobilisierungstechnik
Besonders wichtig für eine erfolgreiche stereotaktische kranielle Bestrahlung ist,
aufgrund des steilen Dosisgradienten und der engen Nachbarschaft zu Risikoorganen,
eine suffiziente Immobilisierung des Patienten. Bei ungenügender Immobilisierung und
damit einhergehender verminderter Dosisbelastung des Zielvolumens kommt es mit
35
Werner-Wasik, Rudoler et al. (1999) 36
Chang, Wefel et al. (2009) 37
Minniti, Clarke et al. (2011) 38
Hidefumi Aoyama, Tago et al. (2007) 39
Coia (1992); Flickinger, Kondziolka et al. (1994); Kaal, Niel et al. (2005) 40
Al-Mefty, Kersh, Routh & Smith (1990) 41
Al-Mefty, Kersh et al. (1990); Modan, Mart, Baidatz, Steinitz & Levin (1974); Vanderlaan, Baris,
Gregor, Hilgers & Balm (1995)
Thermoplastische Maske
19
größerer Wahrscheinlichkeit zu einem Rezidiv bzw. zu verminderter Tumorkontrolle.42
Die Immobilisierung kann mit verschiedenen Systemen43
erfolgten. Am Anfang der
stereotaktischen kraniellen Bestrahlung waren invasive Rahmen, die fest mit dem
Kranium verschraubt waren, wie der „Leksell-Frame“ die standardmäßig eingesetzte
Methode44
. Systeme solcher Art mussten einmal angelegt bis zum Ende der
strahlentherapeutischen Therapiemaßnahmen getragen werden und waren daher für
radiochirurgische Eingriffe (Radiosurgery), nicht aber für fraktionierte Bestrahlungen
über mehrere Sitzungen geeignet. Aufgrund ihres Aussehens und der fixen Verbindung
zum Schädelknochen wurden sie nur begrenzt von Patienten toleriert. Zudem konnten
beim Verschrauben mit dem knöchernen Schädel Blutungen oder Infektionen auftreten.
Ein weiterer Nachteil dieser stereotaktischen Fixationssysteme sind die CT-Artefakte
durch die metallischen Schrauben, die die Bestrahlungsplanung erschweren und zu
Diskrepanzen beim IG-Verfahren führen können.45
Da auch invasive Rahmen
verrutschen können46
und so die Bestrahlungsgenauigkeit beeinträchtigen, setzten sich
weniger invasive Systeme, wie der TALON47
, und schließlich nicht invasive Systeme
mit vergleichbarer Genauigkeit48
mehr und mehr durch. Neben festen Rahmen die auf
Zahn- bzw. Kieferfixateuren49
basieren, wie dem Gill-Thomas-Cosman-Frame,50
kommen auch Gips-51
und thermoplastische Masken52
sowie Kombinationen von diesen
zum Einsatz. Letztere finden aufgrund ihres relativ leichten Handlings und der relativ
großen Akzeptanz unter den Patienten zu immer größerer Verbreitung.53
42
Tatsuzaki & Urie (1991) 43
Lightstone, Benedict et al. (2005) 44
Leksell (1951); Lutz, Winston & Maleki (1988) 45
Pilipuf, Goble & Kassell (1995) 46
Otto & Fallone (1998); Ramakrishna, Rosca et al. (2010) 47
Salter, Fuss et al. (2001) 48
Bentel, Marks, Hendren & Brizel (1997); Ramakrishna, Rosca et al. (2010); Schlegel, Pastyr et al.
(1993) 49
Baumert, Egli, Studer, Dehing & Davis (2005); Ryken, Meeks et al. (2001); Willner, Hadinger et al.
(1997) 50
Burton, Thomas et al. (2002); Gill, Thomas, Warrington & Brada (1991); Kumar, Burke et al. (2005);
Rosenberg, Alheit et al. (1999) 51
Karger, Jakel, Debus, Kuhn & Hartmann (2001); Kortmann, Becker et al. (1999) 52
Thornton, Ten Haken, Gerhardsson & Correll (1991) 53
Baumert, Egli et al. (2005); Boda-Heggemann, Walter et al. (2006); Engelsman, Rosenthal et al. (2005);
Guckenberger, Baier et al. (2007); Masi, Casamassima et al. (2008); Ramakrishna, Rosca et al. (2010);
Tryggestad, Christian et al. (2011); Wong, Tung, Leung & Ho (2003)
Markierungen
20
Die Probleme bei der Maskenimmobilisation liegen hauptsächlich in der Bewegung des
Patienten innerhalb der Maske. Muskulatur und andere subkutane Weichteilstrukturen
können schrumpfen, anschwellen oder willentlich und unwillentlich bewegt werden.
Auch unterschiedliche Haarschnitte können zu Unsicherheiten bei der Immobilisierung
führen.54
Die thermoplastische Maskenimmobilisierung wird auch in Würzburg verwendet. Durch
Erwärmen der Plastikmatten
werden diese weich. Beim
Auflegen auf das Gesicht
passen sie sich den
individuellen Konturen des
Patienten an. Nach dem
Aushärten können die
Masken zur Fixation des
Patienten in gleicher Position
genutzt werden.
Andere für den Patienten
bequemere Ansätze der
Immobilisierung ohne Maske und ohne festen Rahmen kombiniert mit einem optischen
Bewegungsüberwachungssystem konnten sich bislang noch nicht durchsetzen.55
2.6 Image Guidance
Image Guidance (IG), bezeichnet den Abgleich der Patientenposition vor der
Bestrahlung mit der erwünschten Position unter Zuhilfenahme von radiologisch
bildgebenden Verfahren. Für diesen Abgleich stehen unterschiedliche Möglichkeiten zur
Verfügung. Die konventionelle Methode besteht aus zweidimensionalen Megavolt-
Aufnahmen kurz vor der Bestrahlung. So können die Lagekontrolle sowie eine direkte
Kontrolle der Therapiefelder erfolgen. Belichtet werden entweder Röntgenfilme oder
ein elektronischer Detektor (EPID: Electronic Portal Imaging Device). Der
54
Lamba, Breneman & Warnick (2009); Sweeney, Bale et al. (1998) 55
Cervino, Pawlicki, Lawson & Jiang (2010)
Abbildung 9: Thermoplastische Maske
21
Positionsabgleich erfolgt entweder anhand früherer EPIs oder anhand von aus dem
Planungs-CT errechneten DRRs.56
Diese Technik des sog. „portal imaging“ hat jedoch
aufgrund seiner Zweidimensionalität den Nachteil, der geringeren örtlichen Auflösung
sowie durch Verwendung hochenergetischer Strahlung nur geringen Gewebskontrast.
Wegen der geringen Qualität ist ein Teil der Aufnahmen (bis zu 9%) daher
unbrauchbar.57
Die schlechte Abgrenzbarkeit von Knochen und anderem Gewebe im
Vergleich zum konventionellen Röntgen, rührt daher, dass der Compton-Effekte beim
Durchtritt von hochenergetischer MV-Strahlung durch dichteres Medium führend ist.
Dies führt zu einer relativ geringen Intensitätsminderung aber hohen Streuung, was den
Kontrast der unterschiedlichen Gewebsschichten verschlechtert. Bei kV-Strahlung spielt
der in diesem Energiespektrum eintretende photoelektrische Effekt eine entscheidende
Rolle, der beim Durchtritt durch dichteres Medium eine Intensitätsabschwächung und
weniger Streuung bewirkt. In der Hoffnung auf bessere Positionierung und geringere
Strahlenbelastung wurden kV-Röntgenaufnahmen verwendet, die aufgrund ihrer
Zweidimensionalität jedoch immer noch suboptimal in punkto räumliches
Auflösungsvermögen waren.58
In der weiteren Entwicklung wurde die Aufnahme von
Megavolt-CTs möglich. Diese verbessern die räumliche Auflösung, jedoch kaum die
Unterscheidbarkeit der unterschiedlichen Weichteilstrukturen. Zudem werden die
Patienten hohen Strahlungsdosen exponiert. Alternativ wurden zur besseren
Positionierung der Patienten normale Kilovolt-CT-Aufnahmen außerhalb des
Behandlungsraumes gemacht.59
Weitere Verbesserungen auf dem IG-Gebiet, v.a.
bezüglich des Weichgewebskontrastes, konnten durch auf die Bestrahlungsgeräte
installierte kV-Röhren erreicht werden.60
Neben den anfänglichen 2D-Aufnahmen kann
heutzutage ein dreidimensionaler CT-Bilddatensatz des Patienten direkt auf dem
Behandlungstisch erstellt werden.61
Aufgrund der Kegelform der kV-Felder wird dies
„Cone Beam Computer Tomography“ (CBCT) genannt.
56
F. Lohr, Schramm et al. (1997) 57
Weltens, Kesteloot, Vandevelde & Van den Bogaert (1995) 58
Jaffray, Chawla, Yu & Wong (1995); Wang, Nelson et al. (2009) 59
Baumert, Egli et al. (2005); Fuss, Salter et al. (2004); Willner, Flentje & Bratengeier (1997) 60
Jaffray, Drake, Moreau, Martinez & Wong (1999) 61
Létourneau, Wong et al. (2005); Oldham, Letourneau et al. (2005); Wang, Nelson et al. (2009)
22
Das CBCT und das damit verbundene
Abbild des Patienteninneren im
Behandlungsraum wird von der „X-Ray
Volume Imaging“ (XVI)-Software
verarbeitet. Beim Abgleich des Cone Beam
CT mit dem Planungs-CT werden die
Vektoren, um die beide Bilddatensätze
verschoben werden müssen, um identische
prominente Strukturen wie Knochen oder
Weichteilkonturen in Deckung zu bringen,
berechnet. Typischerweise wird dazu ein
automatischer Fusions-Algorithmus, der sich
auf die knöcherne Anatomie bezieht,
verwendet. Nach diesem initialen
Bildabgleich hat der Strahlentherapeut die
Möglichkeit bestehende Abweichungen
manuell zu korrigieren. Die zu Grunde
liegende Annahme, dass der Abgleich der
knöcherner Strukturen auch einen identische
Positionierung von Gehirnmetastasen
ermöglicht, wurde von Guckenberger et al. bestätigt.62
Es zeigte sich, dass
Behandlungsziele im Kopfbereich relativ starr und unbeweglich, bezogen auf die
knöcherne Anatomie sind. Regulär fließt nicht der ganze Bilddatensatz in den
Positionsabgleich ein. Anhand eines manuell festgelegten dreidimensionalen Raumes,
auch Clipbox genannt, wird die Bildfusion durchgeführt. Leicht bewegliche Skelettteile
wie die obere Halswirbelsäule werden für die kraniale Stereotaxie hierfür
ausgeschlossen, um eine verbesserte Positionierung bezogen auf den Schädel zu
gewährleisten.
62
Guckenberger, Baier et al. (2007)
Abbildung 10 : Automatische
Bildregistration eines CBCT;
Die Clipbox (gelb) beschreibt das für die
Fusion ausschlaggebende Volumen
23
Letztendlich wird der Patient um die von der XVI-Software errechneten und evtl.
manuellen korrigierten Vektoren verschoben, um ihn exakt in die richtige Position für
die Bestrahlung zu bringen.
Der Vorteil des XVI liegt also darin, exakt die Lage des Patienten bzw. des
Zielvolumens direkt vor der Bestrahlung zu verifizieren bzw. zu korrigieren ohne den
Patienten oder den Patiententisch zur Bilddatenerhebung extra bewegen zu müssen.
Da die Patienten zwischen CT und Bestrahlung nicht mehr umgelagert werden müssen,
entspricht die mittels CT ermittelte Patientenposition der Bestrahlungsposition. So kann
der Bestrahlungsplan noch genauer appliziert werden.63
Zu beachten ist hierbei, dass die Patienteneinstellung über ein Image Guidance System
sehr genau, wenn auch nicht fehlerfrei von Statten geht. Die CBCTs wurden mit einer
Voxelgröße von 1mm erfasst. Es wurde jedoch gezeigt, dass durch Interpolation,
Verlagerungen im Subvoxel- also Submillimeterbereich ausgeglichen werden können.64
2007 zeigte Meyer et al. durch Phantomstudien, dass die
Gesamtpositionierungsgenauigkeit bei Verwendung von in Würzburg verwendetem
Equipment bei XVI-Anwendung im Submillimeterbereich, nämlich bei maximal
0,32mm für Translationen bzw. 0,29° für Rotationen, liegt.65
Alternativ kann die Positionskontrolle auch optisch mittels Infrarotmarkern erfolgen.
Die Vorteile dieses Systems im Vergleich mit einem CBCT liegen in der Möglichkeit
der Echtzeit-Überwachung sowie in der Abwesenheit schädigender Strahlung. Die
Präzision dieser Systeme steigt stetig. Bei kranialer Bestrahlung wird mittlerweile über
Abweichungen vom CBCT von ca. 1mm berichtet.66
2.7 Ablauf einer kranialen stereotaktischen Bestrahlung
Eine stereotaktische Bestrahlung läuft in der Regel wie folgt ab:
1. Indikation → 2. Planungs-CT → 3. Bestrahlungsplan → 4. Simulation/Verifikation
→ 5. Therapiesitzung → 6. Nachsorge
63
Meyer, Wilbert et al. (2007) 64
Oldham, Letourneau et al. (2005) 65
Meyer, Wilbert et al. (2007) 66
J. Y. Jin, Yin, Tenn, Medin & Solberg (2008); Tagaste, Riboldi et al. (2012)
24
2.7.1 Indikationsstellung
Am Anfang einer jeden therapeutischen Maßnahme steht die Indikationsstellung.
Hierbei spielen in ersten Linie die Diagnose, der Zustand des Patienten und dessen
Wille, aber auch andere Aspekte, wie ökonomische Abwägungen oder schlichtweg die
Möglichkeiten des behandelnden Arztes und der Klinik eine Rolle. Der Patient wird
über positive und negative Folgen der Behandlung, aufgeklärt und evtl. nochmals über
alternative und zusätzliche Therapiemaßnahmen informiert. Zu den zwingend
aufklärungsbedürftigen Nebenwirkungen der stereotaktischen Bestrahlung des Gehirns
gehören in erster Linie Schwindel, Übelkeit, Kopfschmerzen und Lethargie. Wie unter
2.4 bereits beschrieben, können auch starke und längerfristige neurologische
Beeinträchtigungen, wie eine verminderte Aufmerksamkeit oder Merkfähigkeit
auftreten. Gleichwohl können sich die durch das tumoröse Geschehen bereits
entstandenen neurologischen Beeinträchtigungen durch die stereotaktische Behandlung
auch verbessern.67
Unerwünschte, auf bestimmte Gewebe begrenzte Komplikationen,
wie Mundtrockenheit, Strahlenkatarakt, Innenohrentzündung, Hauterythem oder
Hypophysendysfunktion lassen sich durch größtmögliche Schonung der jeweiligen
Organe zumeist vermeiden. Zudem wird der weitere Behandlungsablauf, mit
besonderem Bezug auf die Patientenimmobilisation, erläutert. Nach der Aufklärung
erfolgt die schriftliche Zustimmung des Patienten zur Therapie.
Je nach Tumorentität, bzw. nach zu bestrahlender Pathologie werden Vorgaben für die
Planung betreffend Immobilisierung, Sicherheitsabstand und Verschreibungsdosis
gemacht.
2.7.2 Planungs-CT
Ist man zu dem Schluss gekommen, dass sich aus einer strahlentherapeutischen
Intervention ein Vorteil für den Patienten ergeben wird, beginnt die Planungsphase mit
einer computertomographischen Aufnahme des Patienten (CT). Auf Grundlage dieses
Planungs-CTs, wird der spätere Bestrahlungsplan berechnet.
67
Hidefumi Aoyama, Tago et al. (2007)
25
Für die Stereotaxie werden die
Patienten hier schon eindeutig
im Raum positioniert und
immobilisiert. Dies erfolgt durch
ein Raumlasersystem. Wo der
Laser sich auf dem Patienten
abbildet, werden Linien auf der
Haut markiert. Werden die
Markierungen bei erneuter
Positionierung mit dem
Raumlasersystem in Deckung
gebracht, kann man von mäßiger
Positionierungsgenauigkeit
ausgehen.68
Um das Zielvolumen im Bestrahlungsplan genauer eingrenzen zu können, werden
teilweise zusätzliche MRT-Aufnahmen der betroffenen Region erstellt.
Zudem kann eine Immobilisierung des Kopfes bzw. des gesamten Körpers durch
verschiedene Metallrahmen, individuell angefertigte Masken oder Vakuummatratzen
erfolgen.
2.7.3 Bestrahlungsplan
Auf dem computertomographischen 3D-Bilddatensatz werden nun, das Zielvolumen,
meist die Neoplasie, sowie Risikoorgane, wie das Innenohr, die Linsen, der Sehnerv u.a.
markiert. Dies wird durch mit dem CT in Übereinstimmung gebrachten MRT-Bildern
erleichtert. Durch die Kombination der CT- und MRT-Aufnahmen (engl.: „registration“)
wird ein besserer Weichteilkontrast und somit eine genauere Abgrenzung von Tumor
und gesundem Gewebe ermöglicht.
68
Byhardt, Cox, Hornburg & Liermann (1978); Rabinowitz, Broomberg, Goitein, Mccarthy & Leong
(1985); Verellen, Soete et al. (2003); Verhey (1995)
Abbildung 11: Planungs-CT
26
Die Konturierung des Zielvolumens stellt ein komplexes Problem dar, welches Verhey
im Jahre 1995 sehr gut erläuterte (Abbildung 12).69
Das Gross Tumor Volume (GTV) repräsentiert die klinisch, normalerweise mittels CT,
Kontrastmittel-CT und/oder MRT, erkennbare Tumormasse. Das Clinical Tumor
Volume (CTV) umschließt das GTV und das Gewebe um das GTV in dem
mikroskopische Tumorauswüchse vermutet werden, die nicht im CT/MRT nachweisbar
sind. Da viele Gehirnmetastasen eine Pseudokapsel bilden und auch mikroskopische
Ausläufer nicht weit ins umgebende Parenchym ausstrahlen, können in der kranialen
Stereotaxie enge Abstände zwischen GTV und CTV gewählt werden.70
Im Gegensatz zu
GTV und CTV, die direkten Patientenbezug haben, muss das Planning Target Volume
(PTV) als anderes Konzept verstanden werden. Es ist ein geometrisches fest im Raum
fixiertes Volumen, auf dem die Bestrahlungsplanung basiert. CTV/GTV können sich
innerhalb des PTV aufgrund von Peristaltik, Atmung und Patientenbewegung bewegen.
Das PTV umschließt je nach Beweglichkeit der zu bestrahlenden Organe,
Immobilisierungsqualität des Patienten, Ungenauigkeiten des Bestrahlungsgerätes und
anderen Fehlerquellen, das CTV in ausreichendem Sicherheitsabstand. Diese
69
Verhey (1995) 70
White, Fleming & Laws (1981); Yoo, Kim et al. (2009)
Thermoplastische Maske Abbildung 12: Patient während Behandlung (aus Verhey. 1995)
27
Volumendefinitionen sind generell anerkannt und wurden bereits 1994 publiziert.71
Die eigentliche Bestrahlungsplanung beinhaltet die Festlegung von Richtung, Form und
Größe sowie Dauer für die einzelnen Bestrahlungsfelder mit Hilfe von Computern
anhand des Planungs-CT und des dort definierten PTVs. Der daraus resultierende
Bestrahlungsplan wird vom Strahlentherapeut kontrolliert. Besonderer Wert wird auf
das Einhalten der Dosisgrenzen gelegt. In Risikoorganen und dem umliegenden Gewebe
darf die Belastung nicht zu hoch sein, im Zielvolumen nicht zu gering.
2.7.4 Simulation/Verifikation
Der vom Strahlentherapeut kontrollierte Bestrahlungsplan kann nun, wenn auch bei
stereotaktischer Bestrahlung nicht regelhaft, auf ein sog. Phantom angewandt werden.
Hierbei wird ein mit mehreren Zählkammern ausgestatteter, auf dem Behandlungstisch
liegender, Dummy bestrahlt. So kann die Richtigkeit der Berechnungen, der Ausschluss
von Übertragungsfehlern vom Planungssystem zum Bestrahlungsgerät sowie die
Akkuratesse des Therapiegerätes, gewährleistet werden.
2.7.5 Bestrahlung
Zu guter Letzt wird der Patient am Bestrahlungsgerät in identischer Weise zum
Planungs-CT gelagert und immobilisiert. Die Positionierung im Raum kann mit Hilfe
von Raumlaser-, Infrarotpositionierungssystemen sowie des Image-Guidance-Systems
erfolgen. Nun kann die Bestrahlung erfolgen.
2.7.6 Nachsorge
Die Nachsorge dient sowohl der Kontrolle des Behandlungserfolges bzw. der
Krankheitsprogression als auch der Beurteilung evtl. aufgetretener Nebenwirkungen
und Beschwerden.
Aufgrund der Schwere der Erkrankung und der zumeist begrenzten Lebenserwartung
erhalten Patienten, die kranial stereotaktisch bestrahlt wurden eine Anbindung ans
Krankenhaus mit individuellen Nachsorgezeiträumen.
71
International Commission on Radiation Units and Measurements (1993)
28
3. Material und Methoden
3.1 Patientencharakteristika
Im Zeitraum vom 11.10.2006 bis zum 23.07.2010 wurden die Verlagerungsdaten von 71
Patienten, die in 98 Therapiesitzungen in Würzburg kranial bestrahlt wurden,
dokumentiert. Die meisten Patienten wurden einmal, 15 wurden zweimal, drei wurden
dreimal und zwei viermal bestrahlt. Bei mehrfach therapierten Patienten entsprach jede
Sitzung der Bestrahlung einer anderen Läsion. Somit handelt es sich in allen Fällen um
Radiochirurgie.
Bestrahlt wurden neben einem Astrozytom, zwei Meningeomrezidiven, einem Angiom
und einem Hämangioblastom, vor allem Metastasen. In der Mehrzahl der Fälle wurden
die Filiae von Bronchial-Tumoren und malignen Melanomen bestrahlt. Weitaus seltener
fanden sich gestreute Mamma-, Nierenzell-, Ovarial-, Rektum- und Magenneoplasien
im Patientenkollektiv, zudem noch ein Fall eines gestreuten Müllerschen Mischtumors.
Die Belastung der Zielvolumina reichte von 10Gy bis 20Gy.
Die Patienten wurden in den Jahren zwischen 1929 und 1986 geboren und waren zum
Zeitpunkt ihrer Bestrahlung zwischen 22 und 80 Jahre alt.
Alle Patienten wurden aufgeklärt und erklärten sich mit der Behandlung einverstanden.
3.2 Behandlungscharakteristika
Immobilisierung
Dieser Arbeit liegt der Einsatz thermoplastischer Masken (Unger Medizintechnik,
Mülheim-Kärlich, Germany) zu Grunde, die bereits während des Planungs-CTs für
jeden Patienten individuell erstellt wurden (siehe Abbildung 9). Befestigt wird die
Maske an der Auflagefläche unterhalb des Patientenkopfes. Zur zusätzlichen
Stabilisation dient ein vorgeformtes Schaumstoffkissen, welches den Hinterkopf stützt.
Für 27 Bestrahlungen wurden einfache thermoplastische Masken verwendet, für die
übrigen 71 wurden die Masken zweischichtig, also doppelt so dick gefertigt.
Raumlasersystem
29
Bestrahlungsplan
Die Bestrahlungspläne basieren auf Kontrastmittel verstärkten CT-Aufnahmen mit einer
Schichtdicke von 2mm. Nach dem Import des CT-Bilddatensatzes in das Pinnacle
Treatment Planning System Version 7.0/8.0 (Philips Radiation Oncology Systems,
Milpitas, USA) wurde für einen Teil der Patienten ein zusätzlicher MRT-
Volumendatensatz registriert. Der Sicherheitssaum zwischen Planning Target Volume
(PTV) und Gross Tumor Volume (GTV) betrug, wie allgemein anerkannt 1-2mm.72
Risikoorgane wurden vom PTV ausgeschlossen.
Vorgabe für die Bestrahlungspläne war der Einschluss des PTV durch die 80%
Isodosen-Linie der Verschreibungsdosis. Insbesondere wurde darauf geachtet, dass die
Dosis der Risikoorgane die kritischen Werte nicht übersteigt.
Die dosimetrische Berechnung der Strahlungspläne erfolgte mittels Pinnacle Treatment
Planning System Version 7.0/8.0, die Auswirkungen der Verlagerungen (siehe 3.6)
wurden mittels Pinnacle Treatment Research System Version 8.25m/9.0 simuliert und
berechnet.
Die Behandlung der Patienten erfolgte am Linearbeschleuniger Elekta Synergy S (siehe
Abbildung 13). Zur weiteren Ausrüstung gehörte ein Multi-Leaf-Kollimator mit einer
Blattbreite von 4mm (Elekta, Crawley, England). Die Lagerung der Patienten erfolgte
auf dem mit dem HexaPOD robot treatment table(Elekta, Crawley, England/ Medical
Intelligence Schwabmünchen Germany), der sowohl Translationen von max. ±3cm
entlang der Raumachsen x und y, ±4cm entlang der Raumachse z, als auch Rotationen
von max. 3° um alle drei Raumachsen beherrscht. Der HexaPOD wurde auf dem
Standardtisch des Elekta Synergy S montiert, der ebenfalls Drehungen um die Z-Achse
beherrscht.
72
Schell, Bova et al. (1995)
30
Wie Meyer et al im Jahre 2007 zeigten liegt die Positionierungsgenauigkeit bei
Phantomen mit dem genannten Equipment im Bereich von 0,11mm – 0,32mm bzw. bei
0,13°-0,29° entlang der Achsen.73
Zusätzlich durchläuft jeder Bestrahlungsplan einen
Qualitätskontrollprozess.
Die initiale Positionierung der Patienten im Raum erfolgte anhand von Markierungen,
auf der Maske sowie auf dem Patienten selbst.
Die endgültige Positionierung resultierte aus dem Image-Guidance-Verfahren im selben
Raum. Mittels der zusätzlich zur MV-Röhre integrierten kV-Röhre(100kV) des Elekta
Synergy S ist es möglich ein dreidimensionales Abbild des Patienten im
Behandlungsraum während der Therapiesitzung zu erstellen. Über einen Winkel von
200° werden ca. 360 Bilder(10mA und 10mS pro Bild) aufgenommen. Die so
73
Meyer, Wilbert et al. (2007)
Abbildung 13: Elekta Synergy S
mit HexaPOD und eingezeichnetem Koordinatensystem (aus Meyer et al., 2007)
31
resultierenden Cone-Beam-CTs besitzen eine hohe Auflösung bei einer
Voxelkantenlänge von 1mm.
Die durch das CBCT auftretende Belastung der Haut liegt im Bereich von 1,6-2,3cGy.74
Die akkumulierte Dosis wird auf ca. 0,9mGy geschätzt.75
Obwohl diese diagnostische
Dosis im Vergleich zu den therapeutischen Verschreibungsdosen relativ niedrig
erscheint, sollte um Risikoorgane vor Strahlenschäden zu schützen, diese mitbedacht
werden.76
Vor allem in Anbetracht der Tatsache, dass unter Umständen mehrere Cone-
Beam-CTs pro Therapiesitzung gefahren werden.
3.3 Methodendarstellung
Diese Arbeit basiert auf der Analyse von Verlagerungen bei stereotaktischer kranialer
Bestrahlung. Des Weiteren wurden die Auswirkungen dieser Verlagerungen retrospektiv
simuliert und analysiert.
3.3.1 Datenerhebung
Die, für die vorliegende Arbeit benötigten, Verlagerungsvektoren wurden mit Hilfe des
XVI erhoben. Pro Patient wurde maximal dreimal dessen Lage bzw. seine
Abweichungen von der erwünschten Lage ermittelt und dokumentiert. Folgende
Darstellung verdeutlicht das Procedere bei der Erhebung der Abweichungen: in Blau die
Positionierung für sowie die Bestrahlung selbst; in Grün die Erhebung der
Verlagerungsdaten.
Gemäß Abbildung 14 wurden die Positionsabweichungen vom Plan an drei
unterschiedlichen Zeitpunkten während der Behandlungssitzung dokumentiert.
1. Das erste CBCT entspricht der Repositionierungsgenauigkeit anhand von Maske
und Raumlasersystem.
2. Das zweite CBCT gibt Auskunft über die Positionierungsgenauigkeit.
3. Das dritte CBCT entspricht den Verlagerungen am Ende der Bestrahlung. Da
74
Islam, Purdie et al. (2006) 75
Song, Kamath et al. (2008); Walter C (2006) 76
Cheng, Wu, Liu & Kwong (2011)
32
momentan kein einfaches Verfahren zur Verfügung steht, um die Patientenbewegungen
während der Therapiesitzung in Echtzeit zu verfolgen, können diese Verlagerungen
ersatzweise als max. Bewegungen während der Bestrahlung interpretiert werden.
Fehllagerungen, die durch das erste CBCT registriert werden, also zwischen einzelnen
Fraktionen bzw. zwischen Planung und erster Therapiesitzung, werden auch als
interfraktionelle Bewegungen bezeichnet. Fehllagerungen, die durch das dritte CBCT
registriert werden, sind auch unter dem Namen der intrafraktionellen Bewegung zu
finden.
3.3.2 Verarbeitung geometrischer Daten
Dokumentiert wurden Translationen entlang der drei Raumachsen X (links - rechts), Y
(superior – inferior) und Z (anterior – posterior) in cm und Rotationen um die drei
Raumachsen α, β und γ in Grad.
Des Weiteren wurde aus den Translationswerten für jeden Patienten die Länge des 3D-
Vektor v, auch 3D-Fehlervektor genannt, errechnet. Die Länge dieses Vektors gibt den
direkten Versatz des Isozentrums, unabhängig von Richtung und Rotation an und
berechnet sich wie folgt:
Abbildung 14: Image guidance
33
𝑣 = √𝑥2 + 𝑦2 + 𝑧2
Die Rotationen für jede Achse einzeln anzugeben ist umständlich. Außerdem kann man
sich nur schlecht herleiten, welche konkreten Auswirkungen diese Rotationen
darstellen. In manchen wissenschaftlichen Publikationen wird zur Vereinfachung der
Mittelwert der Rotationen herangezogen. Wie Tryggestad treffend feststellte, besitzt
dieser jedoch nur artifiziellen Charakter und spiegelt den realen Einfluss der Rotationen
nicht wider.77
Ein einfaches Beispiel soll dies verdeutlichen (Beweis siehe Anhang A1). Der
Ortsvektor eines Punktes P(4|0|0) wird um α=-90°, β=30° und γ=60° um die drei Achsen
X, Y und Z gedreht. Der Mittelwert beträgt in diesem Fall 0°. Durch die drei Rotationen
wird P auf P'''(√3|3|-2) abgebildet. Die beiden Ortsvektoren von P und P''' schließen
einen Winkel von 64,3° ein. Der Punkt P wird durch die Rotationen um 4,3
Längeneinheiten verschoben. Man erkennt, dass der einfach zu berechnende Mittelwert
von 0° sich nicht in den realen Veränderungen wiederspiegelt.
Um die Rotationsbewegungen greifbarer zu machen und dennoch zu vereinfachen, ist es
sinnvoll, analog zum 3D-Fehlervektor der Translationen, den resultierenden maximalen
Rotationswinkel ω anzugeben. ω ist der Winkel um die resultierende Drehachse, die
sich nach sukzessiver Drehung des Systems um
1. die X-Achse
77
Tryggestad, Christian et al. (2011)
Abbildung 15: Beispielrotation
34
2. die Y-Achse
3. die Z-Achse
ergibt.
Wird ein Punkt mit den Koordinaten Vx, Vy, Vz um eine Achse des Koordinatensystems
gedreht, lässt sich die Verlagerung seines Ortsvektors in Abhängigkeit vom jeweiligen
Drehwinkel durch folgende Rotationsmatrizen beschreiben:
Drehung um X-Achse:
𝑅𝑥(𝛼) = (
1 0 00 cos(𝛼) −sin(𝛼)0 sin(𝛼) cos(𝛼)
)
Drehung um Y-Achse:
𝑅𝑦(𝛽) = (cos(𝛽) 0 sin(𝛽)0 1 0
−sin(𝛽) 0 cos(𝛽))
Drehung um Z-Achse:
𝑅𝑧(𝛾) = (cos(𝛾) −sin(𝛾) 0sin(𝛾) cos(𝛾) 00 0 1
)
Die Drehung eines Punktes um den Schnittpunkt der drei Koordinatenachsen, also dem
Ursprung des Koordinatensystems, kann durch Kombination obiger Matrizen
beschrieben werden. Für eine Drehung in der Reihenfolge: 1. Rotation um die X-Achse
→ 2. Rotation um die Y-Achse → 3. Rotation um die Z-Achse, ergibt sich folgende
Rotationsmatrix:78
𝑅𝑥𝑦𝑧(𝛼, 𝛽, 𝛾) = 𝑅𝑧(𝛾) ⋅ 𝑅𝑦(𝛽) ⋅ 𝑅𝑥(𝛼)
= (cos(𝛾) −sin(𝛾) 0sin(𝛾) cos(𝛾) 00 0 1
) ⋅ (cos(𝛽) 0 sin(𝛽)0 1 0
−sin(𝛽) 0 cos(𝛽)) ⋅ (
1 0 00 cos(𝛼) −sin(𝛼)0 sin(𝛼) cos(𝛼)
)
78
Kajita & Ogata (2007, S. 20ff), Beweis siehe Anhang A2
35
𝑅𝑥𝑦𝑧(𝛼, 𝛽, 𝛾)
= (
cos(𝛽)cos(𝛾) sin(𝛼)sin(𝛽)cos(𝛾) − cos(𝛼)sin(𝛾) cos(𝛼)sin(𝛽)cos(𝛾) + sin(𝛼)sin(𝛾)cos(𝛽)sin(𝛾) sin(𝛼)sin(𝛽)sin(𝛾) + cos(𝛼)cos(𝛾) cos(𝛼)sin(𝛽)sin(𝛾) − sin(𝛼)cos(𝛾)−sin(𝛽) sin(𝛼)cos(𝛽) cos(𝛼)cos(𝛽)
)
Die sukzessive Drehung um die drei Raumachsen lässt sich aber auch als einfache
Drehung um eine im Raum liegende Achse d um den Winkel ω begreifen, wenn es sich
bei Rxyz um eine eigentlich orthogonale Matrix handelt79
:
𝑅𝑥𝑦𝑧(𝛼, 𝛽, 𝛾) = 𝑅𝑑(𝜔)
Diese Drehachse d ist der Eigenvektor der Rotationsmatrix zum Eigenwert 1 oder kann
durch das Bild der Matrix folgender Form ausgedrückt werden:80
𝑅𝑑 + 𝑅𝑑𝑡 − (𝑆𝑃𝑈𝑅𝑅𝑑 − 1) ⋅ 𝐸
Für den Drehwinkel ω gilt dann81
cos(𝜔) =1
2(𝑆𝑃𝑈𝑅𝑅𝑑 − 1)
Dieser Drehwinkel beschreibt die Drehung eines Punktes auf einer Ebene senkrecht zur
resultierenden Drehachse. D.h. in einem System, welches nacheinander um die drei
Raumachsen X → Y → Z gedreht wird, verschiebt sich ein Punkt maximal um eine
Strecke, die einem Winkelunterschied von ω entspricht. Bringt man ω in Abhängigkeit
von α, β und γ ergibt sich folgender Ausdruck82
:
𝜔 = arccos(1
2⋅ [sin(𝛼)sin(𝛽)sin(𝛾) + cos(𝛼)cos(𝛽) + cos(𝛼)cos(𝛾)
+ cos(𝛽)cos(𝛾) − 1])
Für die Präsentation dieser Daten wurde ω neben obiger Formel auch simulativ mit
MATLAB 2007b (Massachusetts: MathWorks Inc.) bestimmt.83
Die Ergebnisse waren
identisch.
Der durch Rotation bedingte Versatz a eines Punktes A kann über ω in Abhängigkeit
79
Kimmerle & Stroppel (2009, S. 120), Beweis siehe Anhang A3/4 80
Koecher (1992, S. 218f), siehe Anhang A5 81
Koecher (1992, S. 219) 82
Siehe Anhang A6 83
Siehe Anhang B1/2
36
vom Abstand r zur Drehachse d definiert werden als84
:
𝑎 = 2 ⋅ 𝑟 ⋅ sin(𝛼
2)
3.3.3 Simulation und Verarbeitung dosimetrischer Daten
Die dosimetrischen Auswirkungen der dokumentierten geometrischen Abweichungen
wurden retrospektiv simuliert. Hierzu wurden die CT-Aufnahmen im Planungssystem
entsprechend der realen Werte translatiert und rotiert und die Dosisbelastung bei nicht
verändertem Bestrahlungsplan ermittelt (siehe Abbildung 16). Ziel dieser Arbeit ist es
die dosimetrischen Auswirkungen von Bewegungen vor oder während einer
Bestrahlung genauer zu erfassen.
Zur Realisierung wurde in bestehende Bestrahlungspläne bestrahlter Patienten dasselbe
CT-Bild ein weiteres Mal integriert und die eingezeichneten Konturen auf dieses
kopiert. Dieses identische sekundäre Bild konnte nun zusammen mit den Konturen für
Zielgebiet und Risikoorgane relativ zum primären verschoben und um das Isozentrum
gedreht werden. Anschließend konnte der Bestrahlungsplan unverändert vom primären
auf das bewegte sekundäre CT-Bild übertragen und die Dosisverteilung erneut
berechnet werden. Der Patient wurde sozusagen virtuell bewegt und die dosimetrischen
Auswirkungen dieses Verlagerungsfehlers berechnet.
Die Werte für Translations- und Rotationsbewegungen entsprechen den realen
Verlagerungen der Patienten und wurden mit dem Image-Guidance-System ermittelt.
84
Siehe Anhang A7
Markierungen Abbildung 16: Beispiel zur Verlagerung
37
Dieses ermöglicht einen genauen Positionsabgleich innerhalb der
Bestrahlungssitzungen.
Zur Auswertung wurden vier Verlagerungssituationen simuliert und verglichen:
1. Dem normalen Plan entsprechende Dosisverteilung
2. Dosisverteilung ohne Image-Guidance-Ausgleich, also alleinige Positionierung
anhand von Raumlaser und Thermomaske
3. Dosisverteilung ohne Rotationsausgleich (alleiniger Translationsausgleich)
4. Dosisverteilung unter Einbeziehung der Bewegung während der Bestrahlung.
Für jeden Patienten wurden in der jeweiligen Verlagerungssituation folgende Werte
erhoben:
– die Minimaldosis im PTV
– D99 und D95: maximale Dosis die 99%/95% des PTV abdeckt
– Volumen innerhalb des PTV, das die Verschreibungsdosis bzw. 95% von dieser
erreicht
– Volumen außerhalb des PTV, das die Verschreibungsdosis bzw. 95% von dieser
erreicht
Des Weiteren wurden diese Werte für das GTV, falls vorhanden, sowie für das um 1mm
und um 2mm verkleinerte PTV erhoben. Dieses verkleinerte PTV kann als GTV ohne
Sicherheitssaum verstanden werden kann.
Im Mittelpunkt der Auswertung stehen vor allem zwei Werte: Der Coverage-Index
sowie der Paddick Conformity Index85
.
1. Die Frage in wie weit der Plan die Anforderungen hinsichtlich der Abdeckung
des Zielvolumens mit der geforderten Verschreibungsdosis erfüllt, lässt sich mit einem
einfachen Coverage-Index berechnen:
𝐶𝑜𝑣𝐼 =𝑃𝑇𝑉𝑃𝐷𝑃𝑇𝑉
85
Paddick (2000)
38
Der Coverage-Index errechnet sich aus dem Anteil des PTV, welcher von der
Verschreibungsdosis erfasst wird, als PTVPD bezeichnet, geteilt durch das gesamte PTV.
Er gibt also an wie viel Prozent des PTV von der Verschreibungsdosis abgedeckt
werden.
2. Der Paddick Conformity Index errechnet sich aus dem PTV, dem PTVPD und
dem Gesamtvolumen, das von der Verschreibungsdosis abgedeckt wird (VolPD):
𝐶𝐼 =𝑃𝑇𝑉𝑃𝐷𝑃𝑇𝑉
×𝑃𝑇𝑉𝑃𝐷𝑉𝑜𝑙𝑃𝐷
=𝑃𝑇𝑉𝑃𝐷
2
𝑃𝑇𝑉 × 𝑉𝑜𝑙𝑃𝐷
Das von der Verschreibungsdosis erfasste Gesamtvolumen einbeziehend, ermöglicht der
Paddick Conformity Index nicht nur eine Aussage über die Abdeckung des
Zielvolumens, sondern auch über die Belastung umliegender Strukturen.
39
4. Darstellung der Ergebnisse
4.1 geometrische Abweichungen
4.1.1 geometrische Abweichungen vor IG-Ausgleich
Die geometrischen Abweichungen, die mit dem ersten CBCT ermittelt wurden, also vor
dem IG-Ausgleich werden in Tabelle 1 charakterisiert. Die Verschiebung bezieht sich
auf die Verlagerung des Isozentrums. Die Translation entlang der drei Raumachsen
x(LR), y(SI), z(AP) wird in cm angegeben, die Rotationen um diese Achsen bzw. um
die resultierende Drehachse in Grad.
Der mittlere 3D-Vektor war 3.9mm±1.9mm Standardabweichung mit einem
Maximalwert von fast 12mm. Die größten Rotationen, von 1,04°±1.22°im Mittel,
wurden um die X-Achse registriert. Die richtungsunabhängigen Absolutwerte über alle
Achsen erreichten im Mittel 0,98°±0,79°. Der größte systematische Fehler mit -
0.27cm±0.2cm war entlang der Z-Achse zu finden.
Zur besseren Verdeutlichung der Verteilung des 3D-Vektors dienen Abbildung 17 und
18. Dunkelblau eingefärbt ist die kumulative Verteilung der Fälle. Hieraus geht hervor,
dass nur 10% aller Abweichungen größer als 6mm sind (siehe rote Markierung). In
Hellblau ist die normale Verteilung des 3D-Vektors gehalten. Diese hat ihr Maximum
im Bereich des Mittelwertes zwischen 3mm und 5mm. Des Weiteren sind zwei
Ausreißer bei 10.5mm und 11.9mm zu erkennen.
40
n=97 Mittelwert Standardabweichung Minimum Maximum
Translation X (LR) 0,012 0,207 -0,660 1,030
Translation Y (SI) -0,077 0,173 -0,540 0,360
Translation Z (AP) -0,272 0,200 -0,990 0,180
3D-Vektor (v) 0,396 0,189 0,064 1,188
Rotation X (α) 1,04 1,22 -3,00 3,40
Rotation Y (β) -0,19 1,04 -2,80 2,70
Rotation Z (γ) -0,24 1,02 -4,00 2,00
Gesamtrotation (ω) 2,02 0,84 0,14 5,35
Tabelle 1: Abweichungen ohne IG-Ausgleich
Abbildung 17: Verteilung 3D-Vektor vor IG-Ausgleich
41
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1 1.1 1.2
0,00%
10,00%
20,00%
30,00%
40,00%
50,00%
60,00%
70,00%
80,00%
90,00%
100,00%
0
7
14
21
28
35
42
49
56
63
70
77
84
91
Häufigkeit kum. Häufigkeit invertiert
3D-Vektor [cm]
rela
tive
Hä
ufig
ke
it
ab
so
lute
An
zah
l n
0 0.1 0.2 0.3 0.4 0.5 0.6 0.7 0.8 0.9 1 1.1 1.2
0.00%
10.00%
20.00%
30.00%
40.00%
50.00%
60.00%
70.00%
80.00%
90.00%
100.00%
0
6
12
18
24
30
36
42
48
54
60
66
72
78
84
90
96
Häufigkeit kum. Häufigkeit invertiert
3D-Vektor [cm]
rela
tive
Häufigkeit
abs
olu
te A
nza
hl n
Ausreißer
4.1.2 geometrische Abweichungen nach IG-Ausgleich
In 10 Fällen wurde direkt nach der Positionierung der Patienten anhand der vom XVI
errechneten Vektoren noch ein CBCT gemacht um die Position erneut zu überprüfen.
Bei diesen, nach Einschätzung des Positionierungsteams schwierigen Fällen, ergaben
sich die in Tabelle 2 dargestellten geometrischen Abweichungen. Die Daten werden in
cm bzw. Grad angegeben. Die Verlagerungen entsprechen, mit einem mittleren 3D-
Vektor von 0,54mm±0,25mm, einem minimalen Wert. Wie in Abbildung 19 zu sehen
liegen 90% der Werte unter 0,9mm. Der maximaler 3D-Fehlervektor liegt bei 1,1mm.
Die maximale Rotation ist mit -0.09° um die Z-Achse ebenfalls gering.
Abbildung 18: Verteilung 3D-Vektor vor IG
42
n=10 Mittelwert Standardabweichung Minimum Maximum
Translation X (LR) 0,003 0,045 -0,110 0,060
Translation Y (SI) -0,010 0,031 -0,080 0,030
Translation Z (AP) -0,005 0,020 -0,030 0,030
3D-Vektor (v) 0,054 0,025 0,030 0,111
Rotation X (α) -0,01 0,2 -0,5 0,2
Rotation Y (β) 0,08 0,25 -0,4 0,4
Rotation Z (γ) -0,09 0,47 -1 0,7
Gesamtrotation (ω) 0,52 0,27 0,1 1,08
Tabelle 2: Abweichungen nach Bestrahlung
Abbildung 19: Verteilung 3D-Vektor vor Bestrahlung
0 0.02 0.04 0.06 0.08 0.1 0.12
0,00%
10,00%
20,00%
30,00%
40,00%
50,00%
60,00%
70,00%
80,00%
90,00%
100,00%
Häufigkeit kum. Häufigkeit invertiert
43
4.1.3 geometrische Abweichungen nach Bestrahlung
Nach der Bestrahlung wurde in 64 Fällen ein weiteres CBCT aufgenommen. Die
geometrischen Abweichungen dieser Aufnahmen zu den zugehörigen Planungs-CTs
werden in Tabelle 3 bzw. Abbildung 20 charakterisiert. Alle Daten sind cm- bzw.
Gradangaben.
n=64 Mittelwert Standardabweichung Minimum Maximum
Translation X (LR) 0,009 0,055 -0,180 0,160
Translation Y (SI) -0,029 0,076 -0,300 0,120
Translation Z (AP) -0,015 0,039 -0,140 0,100
3D-Vektor (v) 0,088 0,061 0,017 0,301
Rotation X (α) 0,129 0,608 -2,000 2,000
Rotation Y (β) 0,095 0,401 -0,900 1,900
Rotation Z (γ) -0,027 0,530 -3,000 1,200
Gesamtrotation (ω) 0,645 0,637 0,000 3,703
Tabelle 3: Abweichungen nach Bestrahlung
Abbildung 20: Verteilung 3D-Vektor nach Bestrahlung
0 0.05 0.1 0.15 0.2 0.25 0.3
0,00%
10,00%
20,00%
30,00%
40,00%
50,00%
60,00%
70,00%
80,00%
90,00%
100,00%
0
6
12
18
24
30
36
42
48
54
60
Häufigkeit kum. Häufigkeit invertiert
3D-Vektor [cm]
rela
tive
Hä
ufig
ke
it
Ausreißer
44
Dunkelblau eingefärbt ist die kumulative Verteilung der Fälle. Hieraus geht hervor, dass
nur 3% aller Abweichungen größer als 2mm sind (siehe rote Markierung). In Hellblau
ist die normale Verteilung des 3D-Vektors gehalten. Das Verteilungsmaximum wie auch
der Mittelwert liegen unter 1mm. Wieder sind zwei Ausreißer bei 2,5mm und 3,0mm
festzustellen.
4.2. Dosimetrische Auswirkungen
Die Beurteilung der dosimetrischen Auswirkungen fällt am leichtesten mittels
Coverage-Index bzw. Paddick Conformity Index. In Tabelle 4 und Abbildung 23 werden
diese Werte für die vier Fälle dargestellt:
1. Nach Plan
2. IG-Ausgleich ohne Rotationsausgleich
3. Ohne IG-Ausgleich (ohne Rotationen und ohne Translationen)
4. Post Bestrahlung
Ausgangspunkt der Daten waren die in 98 Fällen eingezeichneten PTV-Konturen bzw.
die in 83 Fällen eingezeichneten GTV-Konturen. Ein CBCT nach der Behandlung
wurde in 64 Fällen aufgenommen, in 51 Fällen existierte eine zugehörige GTV-Kontur.
Die Abdeckung des PTV durch die Verschreibungsdosis (PTV CI) fiel von
durchschnittlich 96.0% ± 5.7% nach Plan auf 72.1% ± 19.0% ohne IG-Ausgleich. Mit
einem CI von 95.7% ± 6.0% liegen kaum Einbußen im Dosisbereich vor, wird nur die
Translations- ohne die Rotationskomponente ausgeglichen. Die Auswirkungen auf die
Dosis durch Bewegungen während der Bestrahlung sind mit einem Abfall des CI auf
94.3% ± 6.8% ebenfalls gering. Ein stärkeres Absinken des Paddick Conformity Index
als des Coverage Indexes ist der Tatsache geschuldet, dass zur Beurteilung der
Abdeckung des Zielvolumens noch eine Mehr-Belastung des umliegenden Gewebes
eingerechnet wird.
45
nPTV=98 nGTV=83 PTV CI GTV CI PTV PCI
Plan 96.0% ± 5.7% 99.8% ± 1.4% 73.3% ± 11.1%
kein Rotationsausgleich 95.7% ± 6.0% 99.8% ± 1.4% 72.8% ± 11.0%
kein IG-Ausgleich 72.1% ± 19.0% 87.3% ± 18.0% 43.4% ± 17.8%
Post Bestrahlung (n= 64/51) 94.3% ± 6.8% 99.5% ± 1.7% 70.4% ± 10.8%
Tabelle 4: Dosimetrische Auswirkungen
Abbildung 21: Dosimetrische Auswirkungen
In Abbildung 22 und 23 sind die relativen Abfälle des PCI bzw. CI in Abhängigkeit vom
zugehörigen 3D-Vektor (vor IG-Ausgleich und Post Behandlung) aufgetragen. Es
besteht eine negative Korrelation zwischen der Größe des 3D-Vektors und dem Abfall
des PCI/CI (r2= 0,72 bzw. 0,67). Jede Abweichung um 1mm resultierte im Schnitt in
einer Abnahme des PCI von 10% bzw. des CI von 6%. Die alleinige Korrektur der
Translationen ohne Rotationsausgleich führte zu keiner signifikanten Verschlechterung
des PCI/CI. Beim Vergleich des PCI/CI nach Plan und ohne Rotationsausgleich ergab
der T-Test ein pPCI=0,77/pCI=0,68. Somit kann nicht von einem signifikanten
Unterschied gesprochen werden. In nur drei von 98 Fällen war der durch die Rotation
bedingte Abfall des PCI/CI >5%.
Plan
kein Rotationsausgleich
kein IG-Ausgleich
Post Bestrahlung
0,0%
10,0%
20,0%
30,0%
40,0%
50,0%
60,0%
70,0%
80,0%
90,0%
100,0%
PTV CI GTV CI PTV PCI
46
Abbildung 22: relativer Abfall des PCI in Abhängigkeit vom 3D-Vektor
Abbildung 23: relativer Abfall des Coverage Index in Abhängigkeit vom 3D-Vektor
47
4.3 Ergebnisse Sicherheitsabstand
Die Simulation der Verlagerungen ermöglicht es ebenfalls die Notwendigkeit von
Sicherheitssäumen um das GTV abzuschätzen. So ergeben sich folgende Mittelwerte ±
Standardabweichungen (Tabelle 5) für den Coverage Index in Abhängigkeit von der
Größe des Sicherheitssaumes und der Verlagerung:
Sicherheits
saum
nach Plan Ohne
Rotationsausgleich
Ohne IG-
Ausgleich
Post
Behandlung
0mm 96,0% ± 5,7% 95,6% ± 6,0% 72,1% ± 19,0% 94,3%± 6,8%
1mm 99,9% ± 0,6% 99,9% ± 0,7% 81,8% ± 19,4% 99,6% ± 1,1%
2mm 100% ± 0,1% 100% ± 0,1% 89,7% ± 16,6% 100% ± 0,1%
Tabelle 5: Ergebnis Sicherheitsabstand
Ausgehend von den Coverage Indizes nach Plan kann eine hoch signifikante
Abweichung der Werte ohne IG-Ausgleich mit Hilfe des T-Tests bewiesen werden. Die
p-Werte für die drei Fälle 0mm Sicherheitssaum, 1mm und 2mm lagen bei p<0,05.
Beim Vergleich der Coverage Indizes nach Plan mit denen ohne Rotationsausgleich
kann von keiner signifikanten Abweichung gesprochen werden. Die p-Werte lagen bei
p=0,685 für 0mm, bei p=0,990 für 1mm und bei p=0,994 für 2mm Sicherheitssaum.
Bezüglich der Coverage Indizes nach der Behandlung kann ebenfalls kein signifikanter
Unterschied festgestellt werden. Mit p-Werten von p=0,088 für 0mm, p=0,018 für 1mm
und p=0,422 für 2mm Sicherheitssaum fällt der T-Test jedoch insbesondere für den Fall
ohne Sicherheitsabstand weniger eindeutig aus.
Die Auswirkungen von Sicherheitssäumen für Bestrahlungen ohne IG-Ausgleich
werden in Abbildung 24 verdeutlicht. So wird der Coverage Index des Plans nur in 70%
der Fälle erreicht wird ein 2mm Sicherheitssaum verwendet. Wird ohne Sicherheit
gerechnet, erreichen nur 24% der Fälle ihren ursprünglich errechneten Coverage Index.
Abbildung 25 zeigt den Abfall des CI in Abhängigkeit vom verwendeten
Sicherheitssaum werden die aufgezeichneten Post Bestrahlungsverlagerungen simuliert.
Wird ein 2mm- Sicherheitssaum verwendet, erreichen alle Fälle trotz der Bewegung den
48
im Plan errechneten CI. Bei einem Sicherheitssaum von 1mm sind es immerhin noch
90%.
Abbildung 24: Sicherheitssaum Prae IG-Ausgleich mit Mittelwerten
Abbildung 25: Sicherheitssaum Post Bestrahlung
49
5. Auswertung, Vergleich und Diskussion
5.1 Geometrische Abweichungen
5.1.1 Geometrische Abweichungen vor IG-Ausgleich
5.1.1.1 Translationen
Die Präzision der Patientenpositionierung durch verschiedene Immobilisationstechniken
ist wichtiger Bestandteil moderner strahlentherapeutischer Forschung. Wie eingangs
erwähnt hängt die Güte der Bestrahlung umso mehr mit der genauen Positionierung des
Zielvolumens zusammen, je steiler der Dosisgradient ist.
Um die Gesamtpräzision des Positionierungssystems, also auch des IG-Systems, zu
bestimmen stehen Phantomstudien zur Verfügung. Hierbei lagen die Abweichungen bei
0,7mm±0,3mm.86
Dieser intrinsische Fehler des Systems kann jedoch nicht eventuelle
Abweichungen durch Patientenbewegungen erfassen.
Um die Positionierungsgenauigkeit der Immobilisierungssysteme direkt am Patienten zu
messen, werden zumeist die durch das IG-System festgestellten Abweichungen benutzt.
In früheren Studien wurden diese Abweichungen bei der Immobilisierung mit
thermoplastischen Masken im Bereich von 1,6 bis zu 4,7mm beziffert. In den
unterschiedlichen Zentren wurden verschiedene Verfahren zur Verifikation der
Patientenposition verwendet. Einerseits stehen sich genauere dreidimensionale
andererseits einfachere zweidimensionale Verfahren gegenüber. Zu den bekanntesten
zweidimensionalen Verfahren zählen der Positionsabgleich mit DRR's (Digital
Reconstructed Radiographs) oder EPI's (Electronic Portal Image). Zudem kann die
Positionsbestimmung innerhalb des Bestrahlungsraumes oder in einem separaten Raum
erfolgen. Wird der Patient vor der Bestrahlung in einem anderen Raum positioniert läuft
man Gefahr, dass sich die Position vor der Bestrahlung nochmals ändert, sodass sich
eine erneute Verifikation der Patientenposition im Raum als sinnvoll erweist. Werden
Immobilisation, Positionierungsverifikation und Bestrahlung komplett im selben Raum
durchgeführt verliert man jedoch mit der längeren Blockade des Raumes wertvolle
86
Ramakrishna, Rosca et al. (2010)
50
Bestrahlungszeit.87
Gründe für die Positionsabweichungen sind unterschiedlichster Natur. Neben der
offensichtlichen Fehlerquelle der ungenügenden Immobilisation in der Maske, können
Fehler bei Positionierung am Raum-Laser-System oder bei der Übertragung der
Position vom Planungs-CT zur Bestrahlungseinheit auftreten.
Folgende Tabelle gibt einen Überblick über Studien die vergleichbare
Immobilisierungstechniken bewerteten.
Studie Immobilisierung X Y Z 3D-Vektor Anzahl Jahr
2D-Verifikation: DRR/EPI im Bestrahlungsraum
Gilbeau88
TPM (Postifix) -0,7±1,7 -1,4±1,3 0,1±0,9 3.1±1.0 915 2001
Engelsman89
TPM (IC-mask) 1,1 ± 0,8 2,1 ± 1,6 0,9 ± 0,8 3,0 ± 1,6 4423 2005
Georg90
TPM+BB
(BrainLab)
0,7±0,6 1,0±0,5 0,6±0,5 1,3±0,9 50 2006
Minniti91
TPM+BB
(BrainLab)
0,3±0,9 -0,2±1,0 0,2±1,1 1,5±0,5 456 2010
2D-Verifikation: DRR/X-Ray im Bestrahlungsraum
Gevaert92
TPM+BB
(BrainLab)
-0,48±1,58 0,41±1,19 0,06±0,99 1,91±1,25 66 2012
3D-Verifikation: CT außerhalb des Bestrahlungsraumes
Willner93
TPM (BrainLab) -0,1±1,8 0,4±1,5 0,1±1,2 2,4±1,3 22 1997
Kortmann94
Gipsmaske/Cast -0,3 ± 2,0 1,2 ± 1,3 -1,6 ± 1,6 20 1999
Fuss95
TPM (Raycast-HP) 0,74±0,53 0,75±0,6 0,93±0,78 1,59±0,84 55 2004
Baumert96
TPM (BrainLab) 0,07±3,1 -0,5±3,3 -0,7±1,4 3,7±2,8 7 2005
87
Engelsman, Rosenthal et al. (2005) 88
Gilbeau, Octave-Prignot et al. (2001) 89
Engelsman, Rosenthal et al. (2005) 90
Georg, Bogner, Dieckmann & Pötter (2006) 91
Minniti, Valeriani et al. (2010) 92
Gevaert, Verellen et al. (2012) 93
Willner, Flentje et al. (1997) 94
Kortmann, Becker et al. (1999) 95
Fuss, Salter et al. (2004) 96
Baumert, Egli et al. (2005)
51
Studie Immobilisierung X Y Z 3D-Vektor Anzahl Jahr
TPM+BB 2,2±1,1 50
Rotondo97
TPM (Type S) 1,7 2,5 1,8 1,9 30 2008
Minniti98
TPM+BB
(BrainLab)
0,2±0,4 0,4±0,5 0,2±0,5 0,6±0,5 64 2010
3D-Verifikation: optisches System außerhalb des Bestrahlungsraumes
Sweeney99
TPM (Orfit Raycast) Freiwilligenstudie 3,05±1,5 50 1998
3D-Verifikation: CBCT im Bestrahlungsraum
Boda-
Heggemann100
TPM (Planet
Medical)
-0,2±2,27 2,3±2,33 -1,54±2,77 4,72±1,74 25 2006
Cast (Delta Cast
Elite)
0,39±1,75 0,83±2,32 0,05±1,74 3,12±1,52 30
Guckenberger
101
TPM/Cast/BodyFix
(Med. Intelligence)
-0,8±2,4 -0,6±2,2 -0,2±2,6 3,7±2,2 188 2007
Guckenberger
102
TPM 4,6±2,1 8 2007
Cast 3,0±1,7 12
Masi103
TPM(Novastereo) 0,9±1,4 0,1±2,7 0,6±1,4 3,2±1,5 35 2008
TPM + BB 0,3±1,3 0,1±2,4 -0,3±1,7 2,9±1,3 96
Tryggestad104
TPM(Civco S-Typ) 0,46±1,5 -042±1,7 -0,34±1,5 2,32±1,53 462 2010
TPM +BB 0,4±1,1 -0,14±1,5 -0,72±1,1 2,1±1,01 254
Eigene Werte TPM 0,12±2,07 -0,77±1,73 -2,72±2,0 3,96±1,89 97 2012
Tabelle 6: Zusammenfassung von Repositionierungsstudien: Translationen
97
Rotondo, Sultanem, Lavoie, Skelly & Raymond (2008) 98
Minniti, Valeriani et al. (2010) 99
Sweeney, Bale et al. (1998) 100
Boda-Heggemann, Walter et al. (2006) 101
Guckenberger, Meyer et al. (2007) 102
Guckenberger, Baier et al. (2007) 103
Masi, Casamassima et al. (2008) 104
Tryggestad, Christian et al. (2011)
52
Die Unterschiede zwischen den einzelnen Ergebnissen sind auf den ersten Blick sehr
groß, können bei genauerem Hinsehen jedoch relativiert werden, da sie nicht
unmittelbar vergleichbar sind.
So können Verifikationen, die außerhalb des Bestrahlungsraumes gemacht wurden, die
genaue Lage direkt vor der Bestrahlung nicht repräsentieren. Zudem wurden die
Positionierungsungenauigkeiten vor der Behandlung meist mit dem Planungs-CT
detektiert. Abweichungen, die mit dem Wechsel von Planungs-CT zum Cone-Beam-CT
begründet werden können, werden bei dieser Versuchsanordnung nicht einbezogen.
Besonders gut zu sehen ist dies bei den von Minniti veröffentlichten Ergebnissen. Wird
die Lage des Patienten auf demselben System verifiziert (Minniti CT) ist die Änderung
viel kleiner als beim Systemwechsel (Minniti EPI).105
Ähnlich verhält es sich bei den von Tryggestad publizierten Ergebnissen. Hier werden
die Markierungen, an denen das Laser-System ausgerichtet wird, erst nach der ersten
Bestrahlung auf die Maske aufgetragen. Die Reproduzierbarkeit der Position am
gleichen System von Bestrahlung zu Bestrahlung ist höher, als beim Wechsel von
Planungs-CT zu Bestrahlung.106
Die Daten anderer Arbeiten schließen jedoch die
Repositionierung beim Wechsel von Planungs-CT auf CBCT mit ein. Dies ist eine
Erklärung für die von Tryggestad publizierten besonders geringen
Positionsunterschiede. Weiterhin beschreibt er, die Positionierung des gleichen
Patienten, durch das gleiche Team. Interindividuelle Unterschiede werden somit
minimiert.
Pilipuf fand 1995107
einen mittleren axialen Fehler von 0,6mm ± 0,1mm bei
Verwendung einer thermoplastischen Maske in Kombination mit einem stabilisierenden
Rahmen für den Hinterkopf. Der von Pilipuf angegebene, mittlere axiale Fehler für
vorliegende Arbeit beträgt 1,9mm ± 1,6mm. Gründe für den Unterschied können, neben
den unten genannten Schwächen der in dieser Arbeit verwendeten
Immobilisierungsprozedur, der Einsatz des den Hinterkopf stabilisierenden Rahmens
sein. Zudem analysierte Pilipuf die Reproduzierbarkeit der Lage Freiwilliger in einem
105
Minniti, Valeriani et al. (2010) 106
Verhey (1995) 107
Pilipuf, Goble et al. (1995)
53
MRT mit schlechterer Darstellung der knöchernen Strukturen als beim CT. Wie bei
Tryggestad wurde der Ort der einzelnen Aufnahmen nicht verändert. Wie oben
beschrieben können beim Ortswechsel von Planungs-CT zu Behandlungsraum
Positionierungsfehler entstehen. Freiwillige stehen zudem nicht unter demselben Stress
wie reale Patienten, was ebenfalls die Reproduzierbarkeit erhöht. Bei gewollten
Bewegungen der Freiwilligen zeigte sich auch bei Pilipuf verminderte
Reproduzierbarkeit der Position.
Im Allgemeinen sieht man, dass obwohl oder gerade weil zweidimensionale Verfahren
(EPI/ Röntgenbild) einem dreidimensionalen Verfahren wie dem CBCT optisch
unterlegen sind dennoch bessere Ergebnisse bei 2D-Verifikation publiziert wurden. Es
ist also davon auszugehen, dass die vermeintliche Verschlechterung der Positionierung
in neueren Studien mit 3D-Verifikation auch durch verbesserte Bildgebung und eine
damit einhergehende verbesserte Wahrnehmung von Lagerungsfehlern zu erklären ist.
Ein direkter Vergleich obiger Ergebnisse kann zwar aufgrund der unterschiedlichen
Arten der Datenerhebung und Verarbeitung nicht gemacht werden, es wird jedoch der
Rahmen in dem man sich bewegt, deutlich.
Aus den dieser Arbeit zu Grunde liegenden Daten, lässt sich eine mittlere Verschiebung
des Isozentrums zwischen dem Planungs-CT und dem CBCT nach erneuter Fixation
durch die Maske von 3.96mm±1.9mm berechnen.
Als Gründe für diese relativ große Ungenauigkeit kommen vor allem 2 Punkte in
Betracht:
1. Die Ausrichtung am Raumlasersystem erfolgt mittels von Hand aufgetragener
Markierungen (siehe Abbildung 9). Durch die Dicke der Striche sowie menschliche
Fehler beim Auftragen der Markierungen und erneuter Einstellung des Patienten können
Abweichungen entstehen. Auch die Verschiebung der Markierungen relativ zum
Körperinneren in der Zeit zwischen Planungs-CT und Behandlung können eine
mögliche Fehlerquelle sein.108
Diese Fehlererklärung begründet die Feststellung, dass
die Position von immobilisierten Patienten nochmals mittels IG korrigiert werden sollte,
108
Verhey (1995)
54
um die Genauigkeit zu maximieren109
.
2. Der relativ große systematische Fehler in AP-Richtung von 2,7mm entspricht der
Beobachtung, dass die Patienten von einem festeren Sitz der Maske während der
Behandlung als während des Planungs-CTs berichteten. Dies kann am kompletten
Aushärten der Maske nach dem Planungs-CT und einer damit einhergehenden leichten
Schrumpfung der Masken liegen110
. In Abbildung 26 wird dies dargestellt. Durch die
Maskenschrumpfung lässt sich zudem noch der im Vergleich zu den anderen beiden
Achsen relativ große systematische Rotationsfehler um die X-Achse (1,04° ± 1,22°)
erklären.
Auch andere Forschergruppen111
identifizierten die Verlagerung in AP-Richtung bei
Immobilisation mit thermoplastischen Masken als größten Fehler. Robar et al. sowie
Engelsman et al. identifizierten ihren größten Fehler in cranio-caudaler Richtung.112
Erklärbar ist dies bei diesen Publikationen durch die Lagerung auf einer Nackenrolle
und nicht auf einem Kissen, sowie der Tatsache, dass die verwendeten Masken kranial
nicht geschlossen waren.
109
Guckenberger, Baier et al. (2007) 110
Tsai, Engler et al. (1999) 111
Lamba, Breneman et al. (2009); Solberg, Medin, Mullins & Li (2008) 112
Engelsman, Rosenthal et al. (2005)
Abbildung 26: Maskenschrumpfung
und die daraus resultierenden Kräfte auf den Schädel
55
Signifikant kleinere interfraktionelle Bewegungsausmaße, besonders in kraniokaudaler
Richtung, postulierten verschiedene Forschungsgruppen bei zusätzlicher Kieferfixation
durch Mundstücke.113
Die Qualität und somit der Gewinn an Positionierungsgenauigkeit
durch den Einsatz dieser Mundstücke, ist jedoch u.a. vom Zahnstatus des Patienten
abhängig.114
Die berichteten Abweichungen bei der Masken-Mundstückkombination
erstrecken sich auch hier in einem Bereich zwischen 2,1mm ± 1,0mm und 2,9mm ±
1,3mm. Daher muss auch beim Einsatz derartiger Immobilisationstechniken die
Positionsverifikation mittels des IG-Verfahrens vor jeder Bestrahlung gefordert werden,
um dem Patienten möglichst hohe Genauigkeit der Therapie zu garantieren.115
5.1.1.2 Rotationen
Der rotatorische Fehler wird in wenigen wissenschaftlichen Publikationen genauer
untersucht oder interpretiert. Zumeist werden nur Mittelwerte, grobe
Verteilungsbeschreibungen oder aus den Rohdaten berechnete neudefinierte Maße
genannt, sodass Vergleiche nur schwer zu vollziehen sind.
Der in mehreren wissenschaftlichen Arbeiten angegebene Mittelwert der absoluten
Rotationen über alle drei Achsen besitzt wie Tryggestad feststellte nur artifiziellen
Charakter und spiegelt den realen Einfluss der Rotationen nicht wider (Vergleiche dazu
3.6.2).116
Es bleibt der Vergleich der einzelnen Rotationswerte um jede einzelne Achse oder die
Berechnung der maximalen Rotation um eine resultierende Achse anhand der einzelnen
Rotationswerte.
Vorliegende Daten zeigen eine solche maximale Rotation im Mittel von 2,02°±0,84°.
Veranschaulicht bedeutet dies, dass ein Punkt der in 10cm Entfernung vom Isozentrum
liegt, maximal um 0,35cm durch Rotation verschoben wird.
113
Baumert, Egli et al. (2005); Georg, Bogner et al. (2006); Masi, Casamassima et al. (2008); Rosenthal,
Gall, Jackson & Thornton (1995); Tryggestad, Christian et al. (2011) 114
Ryken, Meeks et al. (2001); Sweeney, Bale et al. (1998) 115
Zeidan, Langen et al. (2007) 116
Tryggestad, Christian et al. (2011)
56
Tabelle 7 zeigt eine Ergebnisübersicht der Rotationen in Grad ausgewählter Arbeiten.
Studie Immobilisierung X-Achse Y-Achse Z-Achse Anzahl Jahr
Baumert117
TPM (BrainLab) 0,2±1,5 -1,6±1,7 -0,6±0,8 7 2005
Boda-
Heggemann118
TPM(Planet Medical) -1,47±1,75 -0,13±1,92 -0,06±2,18 25 2006
Cast (Delta Cast Elite) 0,073±1,018 0,13±1,65 -0,25±0,09 30
Masi119
TPM+BB/TPM -1,0±1,6 -0,8±1,0 -0,1±1,2 131 2008
Tryggestad120
TPM (Type-S Civco) 0,33±1,36 -0,9±1,29 -0,07±1,24 462 2010
TPM +BB -0,24±1,04 -0,33±1,15 0,49±1,17 254
Gevaert121
TPM+BB (BrainLab) -0,09±0,72 0,23±0,82 -0,1±1,03 66 2012
Vorliegende
Arbeit
TPM 1,04±1,22 -0,19±1,04 -0,24±1,02 97 2012
Tabelle 7: Zusammenfassung von Repositionierungsstudien: Rotationen
Es fällt auf, dass alle Ergebnisse in einem vergleichsweise kleinen Bereich liegen.
Aufgrund seiner Größe bezeichnet Gilbeau den durch Rotation bedingten Fehler, der je
nach Achse in 85-95% seiner Ergebnisse <1° war, als vernachlässigbar klein.122
Vorliegende Daten ergaben, dass 88% der Achsrotationen ≤ 2° und 80% ≤ 1,5° waren,
bei einem über alle Achsen gemitteltem Wert von 0,98°±0,79° und einem großen
systematischen Fehler um die X-Achse von ca. 1°. Wie oben beschrieben (siehe
Abbildung 26) kann diese Abweichung durch eine Schrumpfung während der
vollständigen Maskenaushärtung erklärt werden.
5.1.2 Geometrische Abweichung nach IG-Ausgleich
Die geometrischen Abweichungen, die direkt nach dem IG-Ausgleich gemessen
wurden, sind hauptsächlich das Resultat aus zwei Fehlerquellen:
1. Restfehler der Positionierung
117
Baumert, Egli et al. (2005) 118
Boda-Heggemann, Walter et al. (2006) 119
Masi, Casamassima et al. (2008) 120
Tryggestad, Christian et al. (2011) 121
Gevaert, Verellen et al. (2012) 122
Gilbeau, Octave-Prignot et al. (2001)
57
Auch die Positionierung mit dem IG-Verfahren unterliegt einer, wenn auch geringen,
Fehlerbreite. So ermittelten Meyer et al. 2007 in Phantomstudien einen mittleren
absoluten Fehler von 0,11mm bis 0,32mm für Translationen und 0,13° bis 0,29° für
Rotationen.123
Equipment sowie Fusionsverfahren sind vergleichbar mit den für diese
Studie verwendeten.
2. Ausgleichsbewegungen des Patienten
Durch die Bewegungen des Behandlungstisches induzierte Ausgleichsbewegungen des
Patienten werden in einigen Arbeiten als Fehlerquelle aufgeführt.124
Besonders
Rotationen scheinen hierbei zu Ausgleichsbewegungen zu führen. So verschlechtern
sich die Positionierungsergebnisse bei Patienten, deren Rotationen ausgeglichen wurden
verglichen mit Patienten die nur translatiert wurden.125
Zudem konnte ein
Zusammenhang der verschlechterten Positionierungsergebnisse mit steigender Anzahl
von Tischrotationen hergestellt werden.126
Des Weiteren muss auch ein Verrutschen des
Skelettsystems im Unterhautfettgewebe als Ursache für schlechtere
Positionierungsergebnisse bei Tischrotationen erachtet werden.127
Infolgedessen kann eine messbare Positionsabweichung direkt nach dem IG-Ausgleich
erwartet werden. Guckenberger et al. gibt die Abweichung in Form des 3D-Vektors von
0,9±0,5mm (n=65) an.128
Zur Immobilisierung wurden jedoch neben thermoplastischen
auch Gips-Masken und das BodyFix-System verwendet. Die Mischung
unterschiedlicher Immobilisierungssysteme könnte das bessere Ergebnis vorliegender
Daten erklären. Hier konnte ein 3D-Vektor von nur 0,54±0,25mm bei einer
Gesamtrotation von 0,52±0,27° direkt nach dem IG-Ausgleich detektiert werden.
123
Meyer, Wilbert et al. (2007) 124
Linthout, Verellen et al. (2007) 125
Guckenberger, Wilbert et al. (2006) 126
Boda-Heggemann, Walter et al. (2006); Guckenberger, Wilbert et al. (2006) 127
Guckenberger, Meyer et al. (2007) 128
Guckenberger, Baier et al. (2007)
58
5.1.3 geometrische Abweichung nach Bestrahlung
5.1.3.1 Translationen
Die geometrische Abweichung, die nach der Bestrahlung registriert wird, resultiert aus
der restlichen geometrischen Abweichung nach dem IG-Ausgleich sowie zum Großteil
aus Bewegungen des Patienten während der Bestrahlung. Da sich der Patient erst in eine
und dann in eine andere Richtung bewegen kann, ist die maximale Positionsabweichung
nur schwer bestimmbar. Ersatzweise werden die registrierten Positionsabweichungen
am Ende der Therapiesitzung als repräsentativ betrachtet. Dass diese Annahme durchaus
legitim ist und sich die maximale Positionsveränderung in den meisten Fällen zum Ende
der Therapiesitzung hin entwickelt, lässt sich anhand der Daten, die Murphy 2003
erhob, belegen.129
Er untersuchte das Ausmaß von Patientenbewegung während der
Bestrahlung mittels wiederholter Positionsbestimmung durch Röntgenaufnahmen.
Somit zeigen seine Daten nicht nur den Positionsvergleich Therapiebeginn-
Therapieende, sondern auch die dynamische Entwicklung des Versatzes.
Die Forschungsergebnisse verschiedener Arbeiten zur Positionsänderung des Patienten
während der Bestrahlung bei vergleichbarer Immobilisationstechnik (thermoplastische
Masken, nur Kopf) werden in Tabelle 8 zusammengefasst.
129
Murphy, Chang et al. (2003)
59
Studie Immobilisierung X [mm] Y [mm] Z [mm] 3D-Vektor Anzahl Jahr
2D-Verifikation: DRR/EPI
Kortmann130
Gipsmaske/Cast 0.7 ± 0.5 0.7 ± 0.6 0.8 ± 0.6 400 1999
Engelsman131
TPM (IC-mask) 0,3 ± 0,4 0,7 ± 0,7 0,6 ± 0,6 1,2 ± 0,9 3316 2005
2D-Verifikation: DRR/ kV X-Ray im Bestrahlungsraum
Murphy132
TPM 0,78 2003
Ramakrishna
133
TPM (Brain Lab) 0,7 ± 0,5 110 2010
Gevaert134
TPM+BB (B. L.) 0,58±0,42 66 2012
3D-Verifikation: CBCT
Masi 135
TPM(Novastereo
)/ TPM+BB
0,2 ± 0,55 0,1 ± 0,61 0,3 ± 0,55 33 2008
Tryggestad136
TPM(Type-S
Civco)
0,06±0,7 0,02±0,6 -0,12±0,8 1,06±1,21 59 2010
TPM +BB 0,03±0,3 -0,29±0,6 -0,14±0,4 0,71±0,8 44
Boda-
Heggemann137
TPM (Planet
Medical)
0,4 ± 1,4 0,33 ± 1,45 0,1 ± 1,06 1,34 ± 1,4 10 2006
Cast(Delta Cast
Elite)
0,17±1,18 0,7±0,94 -0,4±1,15 1,88±0,74 20
Guckenberger
138
TPM/Cast/Body
Fix
-0,1±0,6 0±0,7 -0,1±0,5 1,0±0,6 123 2007
Lamba139
TPM (Brain Lab) 0,1 ± 0,3 -0,1 ± 0,5 0,0 ± 0,3 0,5 ± 0,3 214 2009
Diese Arbeit TPM 0,09 ± 0,55 -0,29 ± 0,8 -0,15 ± 0,4 0,88 ± 0,61 64 2012
Tabelle 8: Studien zu Bewegungen während der Bestrahlung: Translationen
130
Kortmann, Becker et al. (1999) 131
Engelsman, Rosenthal et al. (2005) 132
Murphy, Chang et al. (2003) 133
Ramakrishna, Rosca et al. (2010) 134
Gevaert, Verellen et al. (2012) 135
Masi, Casamassima et al. (2008) 136
Tryggestad, Christian et al. (2011) 137
Boda-Heggemann, Walter et al. (2006) 138
Guckenberger, Meyer et al. (2007) 139
Lamba, Breneman et al. (2009)
60
Nach Masi et al. ergeben sich keine signifikanten Unterschiede vergleicht man die
Positionsänderungen während der Bestrahlung bei Immobilisierung mit
thermoplastischen Masken allein und Immobilisierung mit thermoplastischen Masken in
Kombination mit einem Mundstück.140
Engelsman et al. halten den Einsatz eines
zusätzlich zur Maske angefertigten Mundstückes nicht für sinnvoll, betrachtet man
sowohl die Bewegung während der Bestrahlung als auch die
Repositionierungsgenauigkeit zwischen den Planungs und Therapiesitzungen. Ihrer
Meinung nach ist das Kosten-Nutzen-Verhältnis in keinem der beiden Fälle
gerechtfertigt.141
Verschiedene Autoren beschreiben eine Korrelation des Bewegungsausmaßes mit dem
Behandlungszeitraum und halten eine erneute bildgeführte Positionierung des Patienten
während der Therapie für wünschenswert.142
Eine ausführliche Arbeit zu diesem Thema
verfasste Hoogeman et al.143
Auch bei der Auswertung vorliegender Daten konnte eine
signifikante Korrelation zwischen Immobilisierungszeitraum und Lageänderung
gefunden werden. Die mittlere Dauer des CBCTs direkt vor der Bestrahlung und des
CBCTs danach, betrug im Mittel 23 Minuten und lag zwischen 15 und 70 Minuten. Der
mittlere 3D-Vektor bei CT für Behandlungen, die kürzer als 23 Min. waren, lag bei
0.7mm±0.5mm und bei 1.2mm±0.7mm für Behandlungen, die nach 23 Min. endeten. Es
handelt sich um einen statistisch signifikanten Unterschied (p<0.01). Aus Gründen der
Qualität, der Wirtschaftlichkeit und des Patientenkomforts sollte eine möglichst kurze
Immobilisationsdauer angestrebt werden.
Betrachtet man die Ergebnisse von Arbeiten, die von wiederholten Lagerungskontrollen
berichten, kann man keine großen Unterschiede zu anderen Ergebnissen finden. Der
richtige Sitz der Maske bzw. die Wahl des richtigen Immobilisationsinstrumentes
scheint einflussreicher zu sein als eine wiederholte Positionsverifikation während der
Bestrahlung.
140
Masi, Casamassima et al. (2008) 141
Engelsman, Rosenthal et al. (2005) 142
Engelsman, Rosenthal et al. (2005); Hoogeman, Nuyttens, Levendag & Heijmen (2008); Hyde,
Lochray et al. (2012) 143
Hoogeman, Nuyttens et al. (2008); Hyde, Lochray et al. (2012); Tryggestad, Christian et al. (2011)
61
5.1.3.2 Rotationen
Intrafraktionell ergeben sich noch kleinere rotatorische Fehler als interfraktionell.
Murphys Studien zeigen, dass die während der Bestrahlung aufgezeichneten Rotationen
um das Zentrum des Schädels den Versatz eines Punktes, der 4cm in alle
Raumrichtungen vom Drehpunkt entfernt ist von 0,78 auf 1,2mm steigen lassen.144
Dies
stimmt näherungsweise mit unseren Daten überein. Im Schnitt der Absolutwerte
rotierten die Patienten um 0,3° um jede Achse. Die mittlere Gesamtrotation betrug
0,64°±0,65°. Dies entspricht im Abstand von 7cm (4cm in jede Raumrichtung analog zu
Murphy) einer Abweichung von rund 0,7mm. Stimmen Isozentrum und Drehpunkt
überein ist die durch Rotation bedingte Abweichung also gering (siehe auch
Kap.5.1.1.2).
5.2 Dosimetrische Auswirkungen
Die geometrischen Abweichungen, die unterschiedliche Immobilisierungstechniken
charakterisieren, wurden schon mehrfach analysiert. Generell kann man von einer
besseren Applikation der Verschreibungsdosis und des Bestrahlungsplanes ausgehen je
exakter die Patientenposition der Planung entspricht. Mit den Auswirkungen der
geometrischen Abweichungen auf die Dosisverteilung soll sich der folgende Abschnitt
befassen. Dazu wurde die Dosisverteilung bei Patientenpositionen, die nicht der
Planposition entsprechen berechnet.
Vergleich Plan und Ohne Ausgleich der Rotationskomponente
Bei den Dosisberechnungen stellte sich heraus, dass die Rotationskomponente nur einen
sehr kleinen Einfluss auf die Dosisverteilung hat, werden das Planisozentrum und das
Bestrahlungsisozentrum in Einklang gebracht. Mit einem Einbruch des PTV Conformity
Index von 96.0% ± 5.7% auf 95.7% ± 6.0% zeigte sich keine signifikante Abweichung
(p=0,03). Für den aussagekräftigeren Paddick Conformity Index zeigte sich eine
schwach signifikante Änderung(p=0,05) von 73.3% ± 11.1% auf 72.8% ± 11.0%.
Es gibt verschiedene Gründe warum die Rotationskomponente einen so kleinen Einfluss
144
Murphy, Chang et al. (2003)
62
auf die Dosisverteilung hat.
1. Vorliegendes Patientenkollektiv litt in der Mehrzahl der Fälle an
Gehirnmetastasen. Diese besitzen zumeist eine pseudosphärische Form.145
Daher
entsprechen die Zielvolumina bei der kraniellen Stereotaxie näherungsweise einer
Kugel bei der das Isozentrum den Mittelpunkt bildet. Dreht man die Kugel nun um
diesen Mittelpunkt verschiebt sich das Zielvolumen nur wenig aus dem
Bestrahlungsfeld.
2. Die Rotationen die von den thermoplastischen Masken zugelassen werden sind
mit dem Mittelwert aller Absolutwerte von 0,98°±0,79°, bzw. einer mittleren
Gesamtrotation (ω) von 2,02°±0,84°, relativ klein. Ergo kann es zu keinen großen
Verschiebungen von knöchernen Strukturen in das oder von Zielvolumen aus dem
Strahlungsfeld kommen.
3. Planmäßig wurde immer nur jeweils ein Zielvolumen bestrahlt in dessen Mitte
sich das Isozentrum befand. Liegt das Isozentrum und damit der Drehpunkt außerhalb
des Zielvolumens oder gibt es ein zweites Zielvolumen, welches sich relativ weit
entfernt vom Drehpunkt befindet, resultiert eine größere Verschiebung. Je länger die
Strecke zwischen Punkt und Drehpunkt, desto größer die Verschiebung bei konstantem
Winkel.
Gevaert et al. publizierte nach Simulation eines fehlenden Rotationsausgleichs um zwei
Achsen einen Einbruch des Paddick Conformity Indexes von 0,68±0,08 auf
0,59±0,12.146
Vorliegende Daten lassen jedoch nur auf ein Absinken des Paddick
Conformity Indexes von 0,733±0,111 auf 0,728±0,11 schließen, bei komplett ignorierter
Rotation gleicher Größenordnung. Der von Gevaert et al. publizierte Einbruch lässt sich
durch Drehung der CT-Bilder um deren Mittelpunkt erklären, wohingegen in
vorliegender Arbeit um das Isozentrum gedreht wurde. Bei Rotation um einen vom
Isozentrum entfernten Punkt wird das Zielvolumen vom Isozentrum weggedreht und
damit evtl. nicht mehr ausreichend bestrahlt. Normalerweise wird, auch wenn
Rotationen nicht ausgeglichen werden können, versucht das Isozentrum des
145
Mehta, Rozental et al. (1992) 146
Gevaert, Verellen et al. (2012)
63
Bestrahlungsplanes mit dem Zentrum des Tumors in Übereinstimmung zu bringen.
Vorliegende Daten weisen also daraufhin, dass Rotationen einen relativ geringen
Einfluss auf die Dosisverteilung haben wenn folgende Voraussetzungen erfüllt sind:
1. Positionsabgleich des Planungs- und Bestrahlungsisozentrums
2. Drehung um das Isozentrum im Zentrum des Zielvolumens
3. Pseudosphärische Zielvolumina
4. Geringe Rotationen
5. Nur ein Zielvolumen pro Positionierung
Um diesen Bedingungen bestmöglich gerecht zu werden, sollte ein Fusionsalgorythmus
der alle sechs Freiheitsgrade miteinschließt gewählt werden, auch wenn real nur die
Translationen ausgeglichen werden. Mit einem Fusionsalgorythmus der nur auf den drei
translatorischen Freiheitsgraden beruht lassen sich Planungs und
Bestrahlungsisozentrum weniger gut in Übereinstimmung bringen.147
Werden die
Isozentren in Übereinstimmung gebracht ohne die Rotation auszugleichen, kann
dennoch von einer vernachlässigbaren Abweichung bezüglich der Dosisverteilung
ausgegangen werden.
Vergleich Plan und Ohne IG-Ausgleich
Wird komplett auf die Durchführung der bildgeführten Positionskorrektur verzichtet
verschlechtern sich die Ergebnisse signifikant. Die Abdeckung des PTV mit der
Verschreibungsdosis sinkt von 96.0% ± 5.7% auf 72.1% ± 19.0%, die des GTV sinkt
von 99.8% ± 1.4% auf 87.3% ± 18.0%. Je nach Größe des Zielvolumens und Ausmaß
der Fehllagerung sind die dosimetrischen Einbußen mehr oder weniger stark ausgeprägt.
Bei einem extrem kleinen Zielvolumen von nur 0,25cm³ stürzte die Abdeckung mit der
Verschreibungsdosis von 100% auf 0% bei einem im Verhältnis zum Zielvolumen
relativ großen 3D-Fehlervektor von 0,74cm.
Der Paddick Conformity Index der neben der Abdeckung des Zielvolumens mit der
Verschreibungsdosis auch die Belastung des umgebenden Gewebes evaluiert, sank im
147
J. Jin, Ryu et al. (2006)
64
Mittel von planmäßig 73.3% ± 11.1% auf 43.4% ± 17.8% wenn weder translatorisch
noch rotatorisch ausgeglichen wird.
Es besteht eine negative Korrelation zwischen der Größe des 3D-Vektors und dem
Abfall des PCI/CI (r2= 0,72 bzw. 0,67). Jede Abweichung um 1mm resultierte im
Schnitt in einer Abnahme des PCI von 10% bzw. des CI von 6%.
Vergleich Plan und Post Bestrahlung
Durch die Bewegungen während der Bestrahlung entstehen nur geringe Dosisabfälle im
PTV von 96.0% ± 5.7% auf 94.3% ± 6.8%, bzw. im GTV von 99.8% ± 1.4% auf 99.5%
± 1.7%. Auch der Paddick Conformity Index reduziert sich nur unwesentlich von 73.3%
± 11.1% auf 70.4% ± 10.8%. Die Bewegungen während der Behandlung haben also nur
einen geringen Einfluss auf die Dosisverteilung.
5.3 Sicherheitsabstand
Um Diskrepanzen zwischen geplanter und tatsächlich durchgeführter Behandlung
auszugleichen und so dafür zu sorgen, dass das CTV trotz dieser Unsicherheiten eine
adäquate Dosis in einem möglichst großen Teil der Patienten erhält, werden
Sicherheitsabstände benötigt. Unsicherheiten liegen im Bereich der Konturierung,
Lagerung, Organbewegung und Immobilisation. Menschliche
Interpretationsunterschiede des Planungs-CTs müssen bei der Kontur-Fehlerberechnung
genauso einbezogen werden wie auch die Qualität und Schichtdicke des Planungs-CTs.
Wird ein und dieselbe Person aufgefordert mehrmals dasselbe GTV zu definieren
werden sich diese Volumina unterscheiden(Intra-observer-error). Die Volumina stimmen
natürlich auch nicht bei der Konturierung durch unterschiedliche Personen überein
(Inter-observer-error).148
Hinzu kommt, dass die Konturierung nur so genau sein kann
wie es die Schichtdicke bzw. die Voxelgröße des Planungs-CTs erlaubt. Eine nicht dem
Plan entsprechende Lagerung kann u.a. durch fehlerhafte Fertigung, ungenaue
Repositionierung, Ausgleichsbewegungen infolge der Repositionierung oder Patienten-
incompliance bedingt sein. Analog zur Interpretation des Planungs-CTs besteht auch
148
Fiorino, Reni, Bolognesi, Cattaneo & Calandrino (1998)
65
beim IG-Verfahren ein Inter- und Intra-Observer-error.149
Fehler können systematischer,
bspw. Konturierungsfehler, statistischer, wie Bewegungen während der Bestrahlung
oder gemischter Natur sein.150
Systematische Fehler betreffen alle Bestrahlungen
gleichermaßen und führen so zu einer gleichmäßigen Verschiebung. Statistische Fehler
führen hingegen zu einer Unschärfe in jegliche Richtung und somit zu einem
Verwischen der Isodosen. Systematische Fehler haben einen wesentlich größeren
Einfluss als stochastische Fehler.151
Einstellungsfehler, die zu einem Großteil systematische Fehler sind, werden mit
modernen IG- und QA-Verfahren größtenteils ausgeglichen, sodass Sicherheitssäume
v.a. die Bewegung während der Bestrahlung und kleinere Konfigurationsfehler
ausgleichen sollen. Aufgrund der hohen Verschreibungsdosis darf das PTV bei der
Radiochirurgie das GTV/CTV nicht über alle Maße überragen.
Da in vorliegender Arbeit nur 3% aller Patienten 3D-Vektoren von über 2mm zeigten
und ca. 30% über 1mm, wären retrospektiv Sicherheitssäume im Bereich von 1-2mm
ausreichend um Bewegungen während der Bestrahlung auszugleichen.152
(siehe auch
Kap. 5.1.3) Dies korreliert mit der Feststellung von Tryggestad, dass ein 1mm-
Sicherheitssaum ausreichend ist bei modernen Planungs- und
Positionierungssystemen.153
Bei fraktionierter Bestrahlung wird häufig eine für den extrakaniellen Bereich von
Stroom oder van Herk publizierte Formel zur Bestimmung der Sicherheitsabstände
angegeben: CTV-zu-PTV Abstand = 2 Σ + 0,7 σ bzw. 2,5 Σ + 0,7 σ.154
Σ steht für die
Standardabweichung der Mittelwerte der Repositionsgenauigkeit aller Patienten, σ für
die Standardabweichung der zugehörigen Standardabweichungen. Somit stellt Σ ein
Maß für den systematischen, σ eines für den zufälligen Fehler dar. Masi et al. berichtet
in diesem Zusammenhang von einem benötigtem Sicherheitssaum von ca. 1,5mm um
149
Baumert, Egli et al. (2005); Masi, Casamassima et al. (2008) 150
van Herk (2004) 151
MacKay, Graham, Moore, Logue & Sharrock (1999); van Herk (2004) 152
Boda-Heggemann, Walter et al. (2006) 153
Tryggestad, Christian et al. (2011) 154
van Herk, Remeijer, Rasch & Lebesque (2000)
66
Bewegungen während der Bestrahlung auszugleichen.155
Ohne IG-Positionierung vergrößern sich die benötigten Sicherheitsabstände. Georg et al.
schlägt aufgrund seiner Daten 3mm vor.156
Vorliegende Daten lassen jedoch auf die
Notwendigkeit eines wesentlich größeren Sicherheitsabstandes schließen sollte kein IG-
Verfahren die Positionierung unterstützen. Ein 3mm Sicherheitssaum würde die
Abweichungen vor dem IG-Ausgleich nur in ca. 30% kompensieren.
Andererseits steigt mit der Größe des Zielvolumens die Gefahr für Nebenwirkungen.
Kirkpatrick et al. beschreiben in diesem Zusammenhang ein vermehrtes Auftreten von
Radionekrosen bei Patienten deren Bestrahlungsplan einen 3mm Sicherheitsabstand um
das GTV vorsieht im Vergleich mit Abständen von nur 1mm oder 2mm.157
Zusammengenommen ist moderne 3D-IGRT ein geeignetes Mittel um die Genauigkeit
stereotaktischer Verfahren zu verbessern und so unerwünschte Nebenwirkungen der
Bestrahlung zu mindern.
Zusammenfassung
Oberstes Ziel jedes Immobilisationssystems in der Strahlentherapie ist es das
Zielisozentrum mit dem Isozentrum des Bestrahlungsgerätes in Übereinstimmung zu
bringen und die Patientenbewegungen weit möglichst einzuschränken. Nur eine genaue
Positionierung und stabile Immobilisierung ermöglichen den Einsatz der Strahlung
gemäß dem Bestrahlungsplan und der Verschreibungsdosis, bzw. eine Reduktion der
Sicherheitsabstände. So wiederum ist es möglich das gesunde umgebende Gewebe
bestmöglich zu schonen. Idealerweise wird jegliche Patientenbewegung während der
Immobilisierung unterdrückt und so eine exakte Reproduzierbarkeit der Position wie
auch die Ausschaltung von Bewegungen während der Bestrahlung ermöglicht.
Aus historischer Sicht wird kranielle stereotaktische Bestrahlung mit einem fest mit
dem Schädelknochen verbundenen Rahmen assoziiert, der gleichzeitig ein
Koordinatensystem vorgibt. Heutige Immobilisierungssysteme, wie thermoplastische
Masken, ermöglichen ausreichende Immobilisierung bei enorm erhöhter
155
Masi, Casamassima et al. (2008) 156
Georg, Bogner et al. (2006) 157
Kirkpatrick, Wang et al. (2013)
67
Patiententoleranz. Ein Koordinatensystem wird heutzutage durch bildgebende Verfahren
gegeben.
Mit dem Einzug moderner IG-Verfahren verlieren Rahmen oder Masken zur genauen
Repositionierung an Einfluss. Ihr Fokus richtet sich mehr auf die Immobilisierung
während der Bestrahlung.
Obige Ausführungen zeigen größere interfraktionelle Patientenbewegungen im
Vergleich mit intrafraktionellen. Dies deutet daraufhin, dass das heute übliche Verfahren
zur Patientenimmobilisation mittels thermoplastischer Masken besser dazu geeignet ist
Patientenpositionen zu bewahren als zu reproduzieren. Eine Möglichkeit dennoch hohe
Reproduzierbarkeit der Patientenposition zu erlangen, ist die Kombination mit dem
Image-Guidance-Verfahren.
Unsicherheiten verschiedenster Couleur beeinflussen die Planungs- und Therapiephase:
Angefangen bei Konturierungsungenauigkeiten bedingt durch den Planer oder das
Planungs-CT, über fehlerhaftes Anbringen der Masken oder Rahmen, Ungenauigkeiten
bei der Repositionierung, Patienten-Incompliance bis hin zu Bewegungen während der
Bestrahlung.
In vorliegenden Daten wurden bei der Repositionierung ein 3D-Fehlervektor von
3,96±1,89mm sowie ein mittlerer maximaler Rotationsfehler von 2,02°±0,84° gefunden.
Da die Verfolgung der Bewegungen während der Bestrahlung nur schwer möglich ist,
wird die Abweichung am Ende der Therapiesitzung als repräsentativ für die
intrafraktionelle Bewegung erachtet. Der sich hieraus ergebende 3D-Fehlervektor
beträgt 0,88 ± 0,61mm bei einer mittleren maximalen Rotation von 0,64°±0,65°. Die
gefundenen Ergebnisse für Repositionierung und Immobilisation stehen im Einklang
mit vergleichbaren wissenschaftlichen Arbeiten.
Der Einsatz thermoplastischer Masken in der kraniellen stereotaktischen Bestrahlung
bedarf der zusätzlichen Positionskorrektur durch Image-Guidance. Ohne einen
bildgeführten Ausgleich fällt die Abdeckung des GTV mit der Verschreibungsdosis von
99.8% ± 1.4% auf 87.3% ± 18.0% und die Abdeckung des PTV von 96.0% ± 5.7% auf
72.1% ± 19.0%.
68
Bewegungen während der Bestrahlung haben jedoch nur einen relativ geringen Einfluss
auf die geplante Dosisverteilung. Um diesen dennoch so gering wie möglich zu halten
ist darauf zu achten die die Behandlungsdauer möglichst gering zu halten.
Bei Verwendung moderner Positionierungs- und Immobilisierungssysteme ist ein
Sicherheitssaum von 1-2mm um das GTV ausreichend. Obwohl ein Abstand von 1mm
nur ca. 70% der geometrischen Abweichungen während der Bestrahlung ausgleicht,
reicht er aus um in fast 90% der Fälle den geplanten Coverage-Index in Realität zu
erreichen.
Rotationen spielen hinsichtlich der kraniellen stereotaktischen Radiochirurgie aufgrund
der oftmals pseudosphärischen Form der Zielvolumina nur eine untergeordnete Rolle.
Werden Planungs- und Bestrahlungsisozentrum in Übereinstimmung gebracht und die
Rotationen nicht ausgeglichen resultiert eine nur sehr geringe Verschiebung der
Tumormasse sowie ein kaum messbarer Abfall der Dosis im GTV. Die Abdeckung des
GTV mit der Verschreibungsdosis blieb simulativ trotz nicht ausgeglichener Rotationen
bei 99.8% ± 1.4%. Die des PTV sank nicht signifikant von 96.0% ± 5.7% auf 95.7% ±
6.0%. Selbst der auf Verschiebungen stärker reagierende Paddick Conformity Index
veränderte sich nicht signifikant von 73.3% ± 11.1% auf 72.8% ± 11.0%.
Voraussetzung für die Vernachlässigung des Rotationsausgleiches ist jedoch, dass es
sich nur um kleine Rotationen und kugelartige Zielvolumina, in deren Zentrum das
Isozentrum liegt, handelt, sowie die Verwendung eines IG-Fusionsalgorythmus, der alle
sechs Freiheitsgrade miteinbezieht. Außerdem sollten nicht mehrere Zielvolumina
vorhanden sein.
Beim Rotationsausgleich sollte das Vorhandensein stärkerer Gegenbewegungen bzw.
das Verrutschen des Skelettsystems im subkutanen Fettgewebe mitbedacht werden. Dies
führt zu verschlechterten Positionierungsergebnissen.
69
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79
Anhang A: mathematische Beweise
1. Rechnung Beispielrotation
Drehung um die drei Raumachsen:
𝑝′ = �� ⋅ 𝑅𝑥(−90°) = (400) ⋅ 𝑅𝑥(−90°) = (
400)
𝑝′′ = (400) ⋅ 𝑅𝑦(30°) = (
2√30−2
)
𝑝′′′ = (2√30−2
) ⋅ 𝑅𝑧(60°) = (√33−2
)
Winkel φ zwischen den Ortsvektoren von P und P''' unter zu Hilfenahme des
Skalarproduktes:
arccos(𝜑) =�� ⋅ ��′′′
√∣ 𝑝 ∣⋅ √∣ ��′′′ ∣=
4 ⋅ √3 + 0 ⋅ 3 + 0 ⋅ (−2)
√42 + 02 + 02 ⋅ √3 + 9 + 4=√3
4
𝜑 = 64,3°
2. Rotationsmatrix
𝑅𝑑(𝜔) = 𝑅𝑥𝑦𝑧(𝛼, 𝛽, 𝛾) = 𝑅𝑧(𝛾) ⋅ 𝑅𝑦(𝛽) ⋅ 𝑅𝑥(𝛼)
𝑅𝑑(𝜔) = (cos(𝛾) − sin(𝛾) 0
sin(𝛾) cos(𝛾) 00 0 1
) ⋅ (cos(𝛽) 0 sin(𝛽)0 1 0
− sin(𝛽) 0 cos(𝛽)) ⋅ (
1 0 00 cos(𝛼) − sin(𝛼)
0 sin(𝛼) cos(𝛼))
𝑅𝑑(𝜔) = (cos(𝛾) − sin(𝛾) 0
sin(𝛾) cos(𝛾) 00 0 1
) ⋅ (
cos(𝛽) sin(𝛼) sin(𝛽) cos(𝛼) sin(𝛽)
0 cos(𝛼) − sin(𝛼)
− sin(𝛽) sin(𝛼) cos(𝛽) cos(𝛼) cos(𝛽))
𝑅𝑑(𝜔)
= (
cos(𝛽) cos(𝛾) sin(𝛼) sin(𝛽) cos(𝛾) − cos(𝛼) sin(𝛾) cos(𝛼) sin(𝛽) cos(𝛾) + sin(𝛼) sin(𝛾)
cos(𝛽) sin(𝛾) sin(𝛼) sin(𝛽) sin(𝛾) + cos(𝛼) cos(𝛾) cos(𝛼) sin(𝛽) sin(𝛾) − sin(𝛼) cos(𝛾)
− sin(𝛽) sin(𝛼) cos(𝛽) cos(𝛼) cos(𝛽))
3. orthogonale Rotationsmatrix: die transponierte Matrix ist gleich der inversen Matrix
𝑅𝑑𝑡 = 𝑅𝑑
−1
𝑅𝑑𝑡 = (
cos(𝛽)cos(𝛾) cos(𝛽)sin(𝛾) −sin(𝛽)sin(𝛼)sin(𝛽)cos(𝛾) − cos(𝛼)sin(𝛾) sin(𝛼)sin(𝛽)sin(𝛾) + cos(𝛼)cos(𝛾) sin(𝛼)cos(𝛽)
cos(𝛼)sin(𝛽)cos(𝛾) + sin(𝛼)sin(𝛾) cos(𝛼)sin(𝛽)sin(𝛾) − sin(𝛼)cos(𝛾) cos(𝛼)cos(𝛽))
= 𝑅𝑑−1
80
4. eigentliche/spezielle Rotationsmatrix: Die Determinante der Matrix ist 1
𝑑𝑒𝑡𝑅𝑑 = 1
𝑑𝑒𝑡𝑅𝑑 = [sin(𝛼)sin(𝛾) + cos(𝛼)sin(𝛽)cos(𝛾)] ⋅ sin(𝛽)[sin(𝛼)sin(𝛽)sin(𝛾) + cos(𝛼)cos(𝛾)+ cos(𝛽)cos(𝛾){cos(𝛼)cos(𝛽)[sin(𝛼)sin(𝛽)sin(𝛾) + cos(𝛼)cos(𝛾)]− sin(𝛼)cos(𝛽)[cos(𝛼)sin(𝛽)sin(𝛾) − sin(𝛼)cos(𝛾)]} − (sin(𝛼)sin(𝛽)cos(𝛾)
− cos(𝛼)sin(𝛾))[sin(𝛽)(cos(𝛼)sin(𝛽)sin(𝛾) − sin(𝛼)cos(𝛾)) + cos(𝛼)cos2(𝛽)sin(𝛾)]
𝑑𝑒𝑡𝑅𝑑 = sin2(𝛼)sin2(𝛽)sin2(𝛾) + cos2(𝛼)sin2(𝛽)sin2(𝛾) + sin2(𝛼)cos2(𝛽)sin2(𝛾)
+cos2(𝛼)cos2(𝛽)sin2(𝛾) + sin2(𝛼)sin2(𝛽)cos2(𝛾) + cos2(𝛼)sin2(𝛽)cos2(𝛾)
𝑅𝑑(𝜔) + sin2(𝛼)cos2(𝛽)cos2(𝛾) + cos2(𝛼)cos2(𝛽)cos2(𝛾)
mit sin2(𝜙) + cos2(𝜙) = 1
𝑑𝑒𝑡𝑅𝑑 = [sin2(𝛼) + cos2(𝛼)]sin2(𝛽)sin2(𝛾) + [sin2(𝛼) + cos2(𝛼)]cos2(𝛽)sin2(𝛾) + [sin2(𝛼)
+ cos2(𝛼)]sin2(𝛽)cos2(𝛾) + [sin2(𝛼) + cos2(𝛼)]cos2(𝛽)cos2(𝛾) 𝑅𝑑(𝜔) = 1 ⋅ sin
2(𝛽)sin2(𝛾) + 1 ⋅ cos2(𝛽)sin2(𝛾) + 1 ⋅ sin2(𝛽)cos2(𝛾) + 1 ⋅ cos2(𝛽)cos2(𝛾) 𝑅𝑑(𝜔) = [sin
2(𝛽) + cos2(𝛽)]sin2(𝛾) + [sin2(𝛽) + cos2(𝛽)]cos2(𝛾) = 1 ⋅ sin2(𝛾) + 1 ⋅ cos2(𝛾) 𝑅𝑑(𝜔) = 1
5. Eigenvektor der Rotationsmatrix zum Eigenwert 1:
𝐸𝑖𝑔𝑒𝑛𝑣𝑒𝑐𝑡𝑜𝑟(𝑅𝑑, 1)
=
(
(1 + cos(𝛽)cos(𝛾) − cos(𝛼)(cos(𝛽) + cos(𝛾)) − sin(𝛼)sin(𝛽)sin(𝛾))
((−1 + cos(𝛼)cos(𝛾))sin(𝛽) + sin(𝛼)sin(𝛾))(cos(𝛾)sin(𝛼)sin(𝛽) + (−cos(𝛼) + cos(𝛽))sin(𝛾))
((−1 + cos(𝛼)cos(𝛾))sin(𝛽) + sin(𝛼)sin(𝛾))1 )
6. Auflösen nach ω
cos(𝜔) =1
2(𝑆𝑃𝑈𝑅𝑅𝑑 − 1)
𝜔 = arccos(1
2(𝑆𝑃𝑈𝑅𝑅𝑑 − 1))
𝑆𝑃𝑈𝑅𝑅𝑑 = cos(𝛽)cos(𝛾) + sin(𝛼)sin(𝛽)sin(𝛾) + cos(𝛼)cos(𝛾) + cos(𝛼)cos(𝛽) − 1
𝜔 = arccos(0,5 ∗ (cos(𝛽)cos(𝛾) + sin(𝛼)sin(𝛽)sin(𝛾) + cos(𝛼)cos(𝛾)+ cos(𝛼)cos(𝛽) − 1))
7. Versatz durch Rotation
𝑎2 = 𝑏2 + 𝑐2 − 2bc ⋅ cos𝛼𝑚𝑖𝑡𝑏 = 𝑐 = 𝑟𝑎2 = 2r2 − 2r2 ⋅ cos𝛼
𝑎2 = 2r2 ⋅ (1 − cos𝛼)𝑚𝑖𝑡(1 − cos𝛼) = 2 ⋅ sin2(𝛼
2)
𝑎 = 2r ⋅ sin(𝛼
2)
81
Anhang B: Quellcode Matlab Drehung x=[3.00 0.70 -1.00 -3.00 0.10 0.70 0.00 -3.00 0.50 0.40 -0.10 -0.20 -1.10 1.29 -1.00 -1.80 0.63 1.10 -0.30
1.40 1.03 2.90 1.88 1.47 2.90 2.50 2.80 1.30 2.90 0.20 2.80 1.50 2.10 2.70 -0.80 1.70 0.70 1.10 1.10 1.10
0.50 0.80 0.70 0.10 -1.20 1.30 1.10 1.00 1.80 0.40 1.10 2.90 0.40 1.40 1.70 0.80 1.10 2.40 1.70 -0.60 1.50
0.00 0.30 0.60 2.00 2.20 1.70 2.30 0.90 0.30 0.00 1.10 1.70 2.10 2.10 2.90 0.60 1.40 1.00 0.60 0.50 2.90
0.80 1.60 1.90 2.20 3.40 -0.20 0.20 0.30 1.00 3.00 0.80 2.10 1.40 0.50 1.50 ];
y=[-0.90 0.00 -2.00 -1.80 0.00 0.40 0.00 -1.00 0.10 0.50 1.00 -0.60 -0.15 -2.80 0.40 0.05 -2.31 0.40 -0.30
1.00 -1.20 0.30 -0.45 -0.73 0.50 0.30 -0.40 -0.70 -0.90 0.60 -0.70 -0.40 -0.30 -0.50 -1.00 1.00 -2.20 0.20 -
1.60 -0.70 1.00 0.40 1.50 2.10 0.90 0.10 -1.00 0.40 2.70 2.40 -0.50 0.60 -0.10 -0.80 -1.60 -0.80 -2.30 -
0.20 -0.60 -0.36 -0.10 -0.10 -0.20 -0.60 2.00 1.40 -0.20 -0.70 -0.70 -1.80 -2.20 -0.60 -0.80 0.20 -0.60 -
0.80 0.10 0.30 0.50 1.10 1.30 0.80 -1.20 -0.60 -1.60 0.00 1.40 1.60 -0.30 -1.20 1.00 0.20 -0.70 -0.30 -0.70
-0.20 -0.90];
z=[-1.30 -1.00 -0.63 -4.00 0.10 -2.00 -1.00 0.00 -2.90 0.10 0.10 1.20 0.23 -1.40 1.40 -0.60 -0.35 0.20 1.10
1.00 -0.60 1.30 0.61 -0.11 -0.30 0.50 0.30 -0.80 0.20 1.10 0.50 -0.40 0.00 -0.50 -0.30 0.00 -1.20 1.10 -
2.90 -1.10 0.10 0.10 0.80 1.30 -0.20 -0.70 -0.50 -0.20 -0.20 -0.90 0.00 1.40 -0.50 0.20 -1.50 0.00 -0.20 -
0.80 -0.70 -0.90 0.00 1.00 0.90 1.00 0.70 0.70 -0.50 -0.50 -1.00 -1.70 -0.50 -0.60 -0.90 0.90 -0.70 -0.60 -
0.50 -1.60 2.00 0.40 0.90 0.10 0.10 -0.10 -1.60 -0.20 -1.30 -1.00 -1.00 -0.90 -0.70 -0.50 1.30 1.70 0.30 -
1.70 -1.70];
xx=[0.20 0.10 -0.25 -2.00 0.70 0.00 0.30 0.19 -0.04 0.00 0.47 -0.01 0.10 0.10 0.20 -0.01 0.35 0.20
1.70 -0.50 0.20 0.00 -0.50 0.10 0.00 0.00 -0.10 0.50 -1.00 -0.20 0.20 1.10 -0.20 0.10 -0.10 1.00 0.80
0.00 -0.10 -0.20 1.30 1.10 0.00 0.50 2.00 -0.15 1.00 -0.10 -0.40 -0.10 -0.10 -0.40 0.00 0.60 0.30
0.20 -0.30 0.10 0.30 0.30 -0.30 0.30 -1.40 ];
yy=[0.00 0.00 0.49 0.90 0.80 0.00 -0.20 -0.45 0.21 0.70 0.25 -0.01 0.20 0.00 -0.20 0.00 -0.17 -0.03 -
0.80 0.20 -0.30 0.10 0.40 0.10 0.00 0.00 -0.10 0.20 0.10 -0.10 -0.10 0.00 -0.40 0.00 0.00 0.30 0.10 -
0.50 0.00 -0.10 0.10 -0.90 0.10 0.00 1.90 0.60 0.20 -0.10 0.00 0.20 0.20 0.10 0.10 0.10 0.10 0.30
-0.30 0.80 0.10 0.70 -0.20 -0.10 0.40 ];
zz=[0.50 0.10 -0.05 -3.00 0.40 0.70 0.00 -0.11 -0.35 0.10 0.47 -0.04 -0.10 0.10 -0.20 -0.02 -0.24
0.30 -0.90 -0.10 0.20 -0.10 -0.10 -0.80 0.20 0.00 0.10 -0.60 0.20 0.20 0.30 0.00 0.10 0.00 -0.10 -0.40
0.10 -1.10 0.31 0.10 0.00 0.10 0.00 -0.40 0.80 0.01 0.00 0.40 -0.40 0.10 0.00 0.40 0.20 -0.10
0.20 0.10 -0.20 0.30 0.10 1.20 -0.30 0.30 -0.70 ];
assert(length(x)==length(y));
assert(length(y)==length(z));
assert(length(xx)==length(yy));
assert(length(yy)==length(zz));
x=x/180*pi;
y=y/180*pi;
z=z/180*pi;
xx=xx/180*pi;
yy=yy/180*pi;
zz=zz/180*pi;
results=zeros(size(x));
results2=zeros(size(xx));
for i = 1:length(x);
r1=[1 0 0;...
0 cos(x(i)) -sin(x(i));...
0 sin(x(i)) cos(x(i))];
82
r2=[cos(y(i)) 0 sin(y(i));...
0 1 0;...
-sin(y(i)) 0 cos(y(i))];
r3=[cos(z(i)) -sin(z(i)) 0;...
sin(z(i)) cos(z(i)) 0;...
0 0 1];
for a = -1:0.1:1
for b=-1:0.1:1
for c=-1:0.1:1
p=(r3*(r2*(r1*[a; b; c])));
pp=cross(p,[a; b; c]);
winkel=asin(norm(pp,2)/(norm(p,2)*norm([a; b; c],2)));
results(i)=max(results(i),winkel);
end
end
end
end
results=results/pi*180;
for i = 1:length(xx);
r1=[1 0 0;...
0 cos(xx(i)) -sin(xx(i));...
0 sin(xx(i)) cos(xx(i))];
r2=[cos(yy(i)) 0 sin(yy(i));...
0 1 0;...
-sin(yy(i)) 0 cos(yy(i))];
r3=[cos(zz(i)) -sin(zz(i)) 0;...
sin(zz(i)) cos(zz(i)) 0;...
0 0 1];
for a = -1:0.1:1
for b=-1:0.1:1
for c=-1:0.1:1
p=(r3*(r2*(r1*[a; b; c])));
pp=cross(p,[a; b; c]);
winkel=asin(norm(pp,2)/(norm(p,2)*norm([a; b; c],2)));
results2(i)=max(results2(i),winkel);
end
end
end
end
results2=results2/pi*180;
83
Anhang C: Datenträger:
Matlab Rotation Ergebnisse: Rotation Matlab.ods/.xls
Matlab Rotation Programm: Rotation Matlab.m
Rohdaten + Diagramme: Radiochirurgie Rohdaten Diagramme.ods/.xls
Literaturbibliothek Endnote: Literaturbibliothek.enl
zugehöriger Ordner Literaturbibliothek.Data
Promotion_JR : Promotion_JR.pdf
Danksagung
In erster Linie danke ich meinen Eltern, die mir mein Leben und Studium ermöglichten,
mich immer wo Sie konnten unterstützten und mich zu dem machten der ich heute bin.
Von ganzem Herzen danke ich Matthias Guckenberger sowie Prof. Dr. Flentje für die
exzellente Betreuung und dem gesamten Team der Strahlentherapie Würzburg für die
große Unterstützung - insbesondere Kurt Baier und Anne Richter, die mir von Seiten der
Physik immer mit Rat und Tat zur Seite standen.
Zu guter Letzt danke ich Sebastian Deschner für die Simulation und Bestätigung der
errechneten Rotationsdaten.
☺