Aus der Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie...Wusste man nach der Entdeckung der...

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


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


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


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


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%


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.


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


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


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


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


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


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


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


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



Tryggestad, Christian et al. (2011) 121


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


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, 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


Murphy, Chang et al. (2003) 133

Ramakrishna, Rosca et al. (2010) 134






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



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



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


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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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.

☺

Aus der Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie...Wusste man nach der Entdeckung der...

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