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MasterarbeitVergleich der Volumetric Modulated Arc Therapy

(VMAT) mit etablierten Bestrahlungstechniken sowie die klinische Einführung der VMAT

Verena Barrois und Lisa Vogelgesang

Zur Erlangung des akademischen Grades

Studiengang Medizinische PhysikFachbereich Krankenhaus

Durchgeführt in der Klinik am Universitätsklinikum Gießen

Referent: Prof. Dr. Klemens Zink (TH Mittelhessen)Korreferent: Dr. Dirk Wolff (Universitätsklinikum Gießen)

Gießen, 26. August 2011

Masterarbeit Vergleich der Volumetric Modulated Arc Therapy

(VMAT) mit etablierten Bestrahlungstechniken sowie die klinische Einführung der VMAT

Vorgelegt von Verena Barrois und Lisa Vogelgesang

Zur Erlangung des akademischen Grades

Master of Science (M.Sc.)

Studiengang Medizinische Physik Fachbereich Krankenhaus- und Medizintechnik, Umwelt- und Biotechnologie

Durchgeführt in der Klinik für Strahlentherapie

am Universitätsklinikum Gießen

Prof. Dr. Klemens Zink (TH Mittelhessen) Dr. Dirk Wolff (Universitätsklinikum Gießen)

Vergleich der Volumetric Modulated Arc Therapy (VMAT) mit etablierten Bestrahlungstechniken

sowie die klinische Einführung der VMAT

und Biotechnologie

Dr. Dirk Wolff (Universitätsklinikum Gießen)

Aufteilung der Kapitel

Diese Masterarbeit ist eine Zusammenarbeit von Verena Barrois und Lisa Vogelgesang.

Entsprechend des jeweiligen Autors sind die nachfolgenden Kapitel, wie folgt,

gekennzeichnet:

★ Kapitel verfasst von Verena Barrois

★★ Kapitel verfasst von Lisa Vogelgesang

★★★ Kapitel gemeinsam verfasst von Verena Barrois und Lisa Vogelgesang

II

Inhaltsverzeichnis

1. EINLEITUNG ★★★★★★★★★★★★ ....................................................................................... 1

2. THEORETISCHE GRUNDLAGEN .......................................................... 3

2.1 Dosisverschreibung und Risikoorgane bei HNO-Tumoren★★★★★★★★★★★★ .................................. 3

2.2 Konventionelle und modulierte Bestrahlungstechniken★★★★ ............................................ 6

2.3 Verifikation modulierter Bestrahlungstechniken★★★★★★★★ ................................................... 10

3. MATERIAL UND METHODEN ............................................................. 15

3.1 Bestrahlungsplanung★★★★★★★★★★★★ .............................................................................................. 15

3.1.1 Konventionelle Bestrahlungsplanung .................................................................................. 16 3.1.2 IMRT-Bestrahlungsplanung................................................................................................. 17 3.1.3 VMAT-Bestrahlungsplanung ............................................................................................... 18

3.2 Planvergleich der VMAT mit 3D-CRT und IMRT ★★★★ .................................................. 19

3.3 Klinische Einführung★★★★★★★★ ................................................................................................ 20

4. ERGEBNISSE ............................................................................................. 24


4.1.1 Vergleich der Isodosenverteilungen ..................................................................................... 25 4.1.2 Vergleich der Dosisvolumenhistogramme ........................................................................... 27 4.1.3 Vergleich der Planparameter ................................................................................................ 31


4.2.1 Verifikation der relativen Dosisverteilungen ....................................................................... 34 4.2.2 Verifikation der Absolutdosis .............................................................................................. 38

5. DISKUSSION ............................................................................................. 40



6. ZUSAMMENFASSUNG★★★★★★★★★★★★ .................................................................... 45

LITERATURVERZEICHNIS ......................................................................... 47

III

Abbildungsverzeichnis

Abbildung 1: Unterteilung des HNO-Bereichs ......................................................................... 3

Abbildung 2: Übersicht über die Form des PTV und die Lage der Risikoorgane ................... 5

Abbildung 3: Vergleich des mit 3D-CRT und IMRT berechneten Behandlungsvolumens ..... 7

Abbildung 4: Übersicht der unterschiedlichen IMRT-Techniken ............................................ 9

Abbildung 5: Generierung fluenzmodulierter Felder nach der Step-and-shoot Technik.......... 9

Abbildung 6: Geometrische Darstellung des Gamma-Index .................................................. 13

Abbildung 7: Darstellung des Ergebnisses der Gamma-Berechnung für 3mm und 3%. ........ 13

Abbildung 8: Feldkonfiguration der berechneten 3D-CRT .................................................... 16

Abbildung 9: Oktavius Messphantom. ................................................................................... 20

Abbildung 10: OKTAVIUS LINAC mit eingeschobenem 2D-Array seven29 ...................... 21

Abbildung 11: OKTAVIUS CT mit eingeschobener Zylinderkammer .................................. 22

Abbildung 12: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Sagittalebene .......................... 25

Abbildung 13: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Coronarebene ......................... 26

Abbildung 14: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Transversalebene ................... 27

Abbildung 15: Gemittelte Dosisvolumenhistogramme .......................................................... 28

Abbildung 16: Gemittelte Dosisvolumenhistogramme mit 95%-Konfidenzintervall ............ 30

Abbildung 17: Vergleich von gemessener und berechneter Isodosenverteilung. ................... 34

Abbildung 18: Überlagerung der Isodosenverteilung für VMAT 6°. ..................................... 35

Abbildung 19: Überlagerung der Isodosenverteilung für VMAT 4°. ..................................... 36

Abbildung 20: Vergleich zwischen globalem und lokalem Gamma-Index. ........................... 38

IV

Tabellenverzeichnis

Tabelle 1: Über alle untersuchten Patienten gemittelte Planparameter für das PTV. ............. 31

Tabelle 2: Über alle Patienten gemittelte Planparameter für die betrachteten Risikoorgane .. 32

Tabelle 3: Volumenanteile des Normalgewebes außerhalb des PTVs in cm³ ......................... 33

Tabelle 4: Unterschiedliche Kriterien des Gamma-Index für die VMAT 4°. ......................... 37

V

Abkürzungsverzeichnis

3D-CRT Three-Dimensional Conformal Radiotherapy

BEV Beam‘s Eye View

CBCT Cone-beam-CT

CB-Verifikation Collapse-beam-Verifikation

CI Conformity Index

CP Controlpoints

CT Computertomographie

DMPO Direct Machine Parameter Optimization

DTA Distance to Agreement

DVH Dosisvolumenhistogramm

HI Homogenitätsindex

HNO-Tumoren Tumoren im Hals-Nasen-Ohren-Bereich

IMAT Intensity Modulated Arc Therapy

IMRT Intensity Modulated Radiotherapy

MLC Multi-Leaf-Collimator

MRT Magnetresonanztomographie

OAR Organ at Risk

PET Positronen-Emissions-Tomographie

PTV Planning Target Volume

QA Quality Assurance

ROI Region of Interest

VMAT Volumetric Modulated Arc Therapy

Einleitung

1

1. Einleitung

Die Strahlentherapie ist neben der Chirurgie und Chemotherapie eine der drei Säulen der

Tumorbehandlung. Sie ist wie die Operation eine lokal begrenzte Therapieform, die

ausschließlich am Ort ihrer Anwendung wirkt. Die Chemotherapie hingegen entfaltet ihre

Wirkung systemisch im gesamten Organismus. Für eine optimale Tumorbehandlung ist das

interdisziplinäre Zusammenwirken dieser drei Säulen von großer Bedeutung [59].

Das Ziel der Strahlentherapie ist die vollständige Zerstörung der Tumorzellen. Inwiefern das

gelingt, hängt davon ab, mit welcher Dosis das umliegende gesunde Gewebe belastet werden

kann, ohne dass gravierende Nebenwirkungen auftreten. Um folglich Nebenwirkungen in den

angrenzenden Risikostrukturen zu minimieren, ist es erforderlich die Dosisverteilung so

genau wie möglich an das Planungszielvolumen (PTV) anzupassen. Bei komplizierter

geformten Zielvolumen mit direkt angrenzenden Risikoorganen (OAR) ist es nicht immer

möglich diese mit der herkömmlichen 3D-konformalen Bestrahlungstechnik (3D-CRT)

ausreichend zu schonen. Dies trifft oftmals bei sehr konkav geformten Zielvolumen unter

anderem im Kopf-Hals-Bereich zu. In solchen Fällen hat sich in den letzten Jahren die

intensitätsmodulierte Strahlentherapie (IMRT) als Standard-Behandlungsmethode etabliert.

Durch Modulation der Feldfluenz können mittels IMRT sehr steile Dosisgradienten am Rand

des Zielvolumens und somit eine bestmögliche Schonung des umliegenden Gewebes erreicht

werden. Hierfür werden die Bestrahlungsfelder mittels Multi-Lamellen-Kollimators (MLC) in

mehrere Teilfelder, die Segmente, unterteilt, deren konstante Strahlenintensitäten unabhängig

voneinander variiert werden können [68].

Aufgrund der großen Anzahl von Bestrahlungsfeldern und Segmenten besitzt die MLC-

basierte IMRT gegenüber der 3D-CRT jedoch eine verlängerte Behandlungszeit. Des

Weiteren hat die Applikation einer höheren Anzahl von Monitoreinheiten eine vermehrte

Durchlassstrahlung des Blendensystems zur Folge. Die Reduktion der Behandlungszeit sowie

der applizierten Monitoreinheiten ist jedoch aus mehreren Gründen, die im Folgenden näher

erläutert werden, sinnvoll.

Eine Verkürzung der Bestrahlungszeit auf weniger als fünf Minuten minimiert zum einen das

Risiko von intrafraktionellen Organbewegungen und zum anderen unerwünschte

Reparaturmechanismen der Tumorzellen, die bereits während der Bestrahlung einsetzen

könnten [5, 23, 38, 39]. Ferner führt eine geringere Anzahl von Monitoreinheiten zu weniger

Streustrahlung im Patienten, was wiederum das Risiko für die Entstehung von

Einleitung

2

Sekundärmalignomen senkt [27].

Um die Behandlungseffizienz aus den genannten Gründen zu steigern, wurde in den letzten

Jahren eine neue Bestrahlungstechnik mit mehr Freiheitsgraden hinsichtlich

Gantrygeschwindigkeit, Dosisleistung, Kollimatorwinkel und dynamischer Lamellen- und

Blendenpositionierung entwickelt [10, 11, 44, 72]. Diese Techniken werden je nach Ansatz

“Intensity Modulated Arc Therapy (IMAT)“ oder “Volumetric Modulated Arc Therapy

(VMAT)“ genannt. In den Anfängen erfolgte die Bestrahlungsplanung dieser Techniken mit

Hilfe von experimentellen Planungssystemen, die sehr aufwendig in sogenannten “In-House-

Projekten“ entwickelt wurden [3, 18, 19, 72, 73]. Kommerziell sind entsprechende

Planungssysteme erst seit kurzem erhältlich, was die systematische Einführung dieser

Techniken an den unterschiedlichen Strahlentherapiestandorten deutschlandweit ermöglicht.

Zukünftig soll die VMAT am Uniklinikum Gießen für die Behandlung von Patienten zur

Verfügung stehen. Grundlage für die klinische Einführung ist die vorliegende Arbeit.

Der erste Teil der Arbeit umfasst den Vergleich der VMAT mit etablierten Verfahren wie der

3D-CRT und der IMRT. Hierfür wurden für neun Patienten mit Kopf-Hals-Tumoren jeweils

ein 3D-CRT-Bestrahlungsplan, IMRT-Bestrahlungspläne mit sieben und neun

Einstrahlrichtungen sowie zwei VMAT-Bestrahlungspläne mit einer und zwei Rotationen

erstellt. Die Planungskriterien wurden für die VMAT so definiert, dass ein robustes und

qualitativ hochwertiges Planergebnis erzielt wurde. Der Vergleich mit den etablierten

Bestrahlungstechniken erfolgte dann anhand ausgewählter Planparameter zur Beurteilung der

Planqualität und Behandlungseffizienz.

Im zweiten Teil wurden die erstellten VMAT-Bestrahlungspläne dosimetrisch verifiziert, um

die Genauigkeit der Applikation des neuen Bestrahlungsverfahrens zu untersuchen und somit

mögliche Fehlerquellen durch die Vielzahl der Freiheitsgrade aufzudecken. Hierzu wurden

Verifikationsmessungen in einem Phantom durchgeführt und die gemessenen mit den

berechneten Isodosenverteilungen verglichen.

Theoretische Grundlagen

3

2. Theoretische Grundlagen

2.1 Dosisverschreibung und Risikoorgane bei HNO-Tumoren

Weltweit stehen HNO-Tumoren in der Rangliste der häufigsten Krebserkrankungen an

sechster Stelle [35]. Sie lassen sich je nach Lokalisation, wie in Abbildung 1 zu sehen, in

Karzinome der oberen Atemwege wie Nasopharynx- und Larynxkarzinome, sowie Karzinome

der oberen Schluckstraße wie Oro-, Hypopharynx-, Mundhöhlen- und Speiseröhrenkarzinome

einteilen.

Abbildung 1: Unterteilung des HNO-Bereichs (oberer Aerodigestivtrakt) in Nasenrachen (Nasopharynx, I), Meso- oder Oropharynx (II), Hypopharynx (III), Mundhöhle, äußere Nase und Nasennebenhöhlen [59].

Die häufigsten malignen Tumoren im HNO-Bereich finden sich im Oro- und Hypopharynx.

Histologisch sind dies meist Plattenepithelkarzinome. Der Altersgipfel der Betroffenen liegt

zwischen 50 und 70 Jahren, wobei mehr Männer als Frauen erkranken. Ätiologisch zählen

Nikotin- und Alkoholabusus zu den Hauptrisikofaktoren von HNO-Tumoren [59].


4

Die Primärdiagnostik bei HNO-Tumoren umfasst die Inspektion und die Palpation des Kopf-

Hals-Bereiches inklusive der Mundhöhle. Diese klinische Untersuchung wird im Bereich des

Naso-, Oro- und Hypopharynx, des Larynx, der Trachea sowie des Oesophagus durch

endoskopische Verfahren ergänzt, um den Primärtumor besser lokalisieren, beurteilen und

adäquat biopsieren zu können. Des Weiteren dienen die CT und MRT des Kopf-Hals-

Bereiches zur qualifizierten Darstellung des Tumors und zur besseren Planung der Therapie.

Die Bildgebung sollte möglichst vor der Biopsie erfolgen, um Artefakte durch

Gewebseinblutungen oder reaktive Lymphknotenschwellungen zu vermeiden. Zur Erkennung

von eventuell vorhandenen Metastasen kommen neben Thorax-CT und Sonographie des

Abdomens auch moderne bildgebende Verfahren wie die PET/CT zum Einsatz, die zugleich

auch eine Beurteilung der Primärtumorregion und des regionären Lymphabflussgebietes

ermöglicht.

Das so durchgeführte Tumor-Staging unter Berücksichtigung von Histologie und Grading

dient zur Festlegung der Therapiemodalitäten und ermöglicht eine Einschätzung der

Prognose. Unter Staging versteht man die Einteilung des Tumors nach der TNM-

Klassifikation. Hierbei steht T für die Größe und Ausdehnung des Primärtumors, N für

regionäre Lymphknotenmetastasen und M für Fernmetastasen. Das Grading G gibt den

Differenzierungsgrad der Tumorzellen an, wodurch eine Aussage über den Malignitätsgrad

des Tumors getroffen werden kann.

Je nach Tumorklassifikation erfolgt eine operative, strahlentherapeutische oder

chemotherapeutische Behandlung. Diese werden entweder als alleinige Therapie oder auch

kombiniert eingesetzt. Grundsätzlich ist, falls die komplette Resektion des Tumors möglich

erscheint, eine Operation erstrebenswert, die gegebenenfalls durch eine adjuvante Radio- oder

simultane Radio-Chemotherapie ergänzt wird. Bei lokaler Inoperabilität wird häufig, unter

potentiell kurativem Therapieansatz, eine hyperfraktionierte, akzelerierte, kombinierte Radio-

Chemotherapie angewandt. Die alleinige Chemotherapie kommt nur bei palliativen

Therapieansätzen zum Einsatz.

Die Strahlentherapie erfolgt meist perkutan an einem Linearbeschleuniger. Dabei wird das

Planungszielvolumen, der Primärtumorsitz und die Lymphabflusswege erster und zweiter

Ordnung, je nach Dosiskonzept mit einer Dosis von mindestens 50Gy bestrahlt. Anschließend

wird die Strahlendosis im primären Tumorbett sowie in den befallenen Lymphknoten (Boost)

entweder mittels perkutaner oder interstitieller Bestrahlung aufgesättigt. Die Strahlendosis im

Planungszielvolumen ist limitiert durch die Strahlensensibilität des umgebenden

Normalgewebes. Die Risikoorgane bei HNO-Patienten sind die beiden Parotiden, das


5

Rückenmark, sowie der Hirnstamm [25]. Eine Übersicht über die Form des Zielvolumens und

die Lage der Risikoorgane ist beispielhaft in den folgenden CT-Schnitten dargestellt.

Abbildung 2: Übersicht über die Form des PTV (rot) und die Lage der Risikoorgane rechte Parotis (hellblau), linke Parotis (dunkelblau), Hirnstamm (violett) sowie Rückenmark (grün).

Im Kopf-Hals-Bereich ist es häufig notwendig recht hohe Strahlendosen im Zielvolumen zu

applizieren und dabei zugleich eine ausreichende Schonung der Risikoorgane, die wie in

Abbildung 2 zu sehen, teilweise in das Zielvolumen hineinreichen beziehungsweise in der

Konkavität liegen, zu gewährleisten.

Die Parotiden und die Schleimhäute im Mund- Rachenbereich weisen eine relativ geringe

Strahlentoleranz auf, wodurch es neben allgemeinen Nebenwirkungen wie zum Beispiel

Übelkeit und Appetitlosigkeit zu erheblichen lokalen Nebenwirkungen wie starken

Entzündungen der Schleimhäute (Mukositis) und Geschmacksverlust kommen kann. Darüber

hinaus kann die Funktionsbeeinträchtigung der Parotiden zu starker Mundtrockenheit

(Xerostomie) und sekundär zu kariösen Zähnen führen. Da der Primärtumor häufig auf einer

Seite lokalisiert ist, wird die Schonung der kontralateralen Parotis angestrebt [2, 16, 41]. Um

Nebenwirkungen, besonders die Xerostomie, in der kontralateralen Parotis weitestgehend zu

vermeiden, muss die mittlere Dosis, wie von Eisbruch et al. und O’Neill et al. empfohlen,

deutlich unter 26Gy reduziert werden [20, 21, 33, 43, 63].


6

In der Literatur wird für die Toleranzdosis TD5/51 im Rückenmark 50Gy für eine bestrahlte

Länge von 5-10cm angegeben. Bei einer bestrahlten Länge von mehr als 10cm reduziert sich

die Toleranzdosis auf 47Gy [1, 36, 60]. In der Praxis versucht man jedoch eine maximale

Dosis im Rückenmark von 45Gy einzuhalten. Die Überschreitung der Toleranzdosen führt zu

Nebenwirkungen wie Myelopathie und muss somit unbedingt vermieden werden.

Um das Risiko einer Neuropathie zu minimieren, muss auch die maximale Dosis im

Hirnstamm auf 50Gy begrenzt werden [1, 36].

Um bei adäquater Dosis im Zielvolumen die genannten Risikoorgane besser zu schonen und

somit Nebenwirkungen zu reduzieren oder zu vermeiden, wurden in den letzten Jahren die

Techniken für die perkutane Bestrahlung immer weiter verbessert.

Durch den Einsatz von modulierten Bestrahlungsverfahren wie der MLC-basierten IMRT und

modulierten Rotationsbestrahlungsverfahren konnte gezeigt werden, dass bei einer optimalen

Dosisverteilung im Planungszielvolumen eine bessere Schonung der Risikoorgane im

Gegensatz zur konventionellen 3D-CRT erreicht werden kann [43, 45, 57].

2.2 Konventionelle und modulierte Bestrahlungstechniken

Sowohl bei der konventionellen, tumorkonformen 3D-Bestrahlungstechnik als auch bei den

modulierten Bestrahlungstechniken ist das Ziel eine optimale Dosisverteilung im

Planungszielvolumen bei gleichzeitig bestmöglicher Schonung der umliegenden Risikoorgane

zu erreichen.

Bei einfach geformten Planungszielvolumen wird dies bereits mit der 3D-CRT gut erreicht.

Die Dosisapplikation erfolgt mit mehreren Stehfeldern aus unterschiedlichen

Einstrahlrichtungen, wobei versucht wird die Volumenanteile der Risikoorgane so klein wie

möglich zu halten. Die Anpassung der Felder an das entsprechende Zielvolumen wird mittels

MLC ermöglicht. Neben der Anzahl der Felder und den Einstrahlrichtungen sind weitere

Parameter, die bei der konventionellen Bestrahlungsplanung variiert werden können, die Art

und Energie der Strahlung, die Form und Größe der Felder sowie der Einsatz von Keilfiltern

zur Modulation der Feldfluenz. Man bezeichnet diese Art der Planung auch als “Trial and

1 TD5/5: “Unter der Toleranzdosis TD5/5 für Gewebe und Organe versteht man diejenige Strahlendosis, die innerhalb von 5 Jahren bei bis zu 5% der Individuen bzw. Organe bzw. Gewebe einen Strahlenschaden hervorruft“ [59].


7

Error“ Methode.

Eine optimale Anpassung der Bestrahlungsfelder an das Planungszielvolumen führt nicht

immer zu einer befriedigenden Dosisverteilung. Daher werden zunehmend modulierte

Bestrahlungstechniken bei komplizierter geformten Zielvolumen angewandt. Diese bedienen

sich einem zusätzlichen Freiheitsgrad, nämlich der vollständig irregulären Fluenzverteilung

jedes einzelnen Bestrahlungsfeldes. In der folgenden Abbildung ist der Vergleich der 3D-

CRT und Intensitätsmodulation hinsichtlich Feldfluenz und behandeltem Volumen dargestellt.

Abbildung 3: Vergleich des mit 3D-CRT (links) und IMRT (rechts) berechneten Behandlungsvolumens. “Im Gegensatz zur konventionellen Therapie kann mit intensitätsmodulierten Feldern das Risikoorgan geschont und das Bestrahlungsvolumen reduziert werden, ohne Dosiseinbußen im Zielvolumen hinnehmen zu müssen“ [68].

Befinden sich Risikoorgane nahe am Zielvolumen oder in Konkavitäten des Zielvolumens,

wie in Abbildung 3 zu sehen, so bietet die modulierte Bestrahlung einen erheblichen Vorteil

hinsichtlich suffizienter Dosisabdeckung im Zielvolumen bei gleichzeitig bestmöglicher

Schonung der Risikoorgane gegenüber der 3D-CRT. Die Bestrahlungsplanung dieser

Verfahren unterscheidet sich grundlegend von der Planung der 3D-CRT. Durch die

Intensitätsmodulation erhöht sich die Anzahl der Optimierungsparameter erheblich. Die

Optimierung dieser Parameter erfolgt daher mit Hilfe des Computers durch das Konzept der

inversen Therapieplanung [68, 69]. Hierbei wird dem Bestrahlungsplanungssystem die

gewünschte Dosisverteilung vorgegeben. Darauf basierend führt das Planungssystem eine

iterative Optimierung der Intensitätsprofile der einzelnen Bestrahlungsfelder durch, um eine

möglichst gute Annäherung an die gewünschte Dosisverteilung zu finden. Die Qualität der


8

Dosisverteilung wird mit Hilfe der sogenannten Zielfunktion �� (siehe Gleichung 2.1)

ermittelt.

�� = �� − �� + � ∙ �� − ��∈��∈� !

Gl. (2.1)

� = " 0, &ü( �� < ��*�� , &ü( �� > �� , Gl. (2.2)

In dieser sind die Anforderungen an den Bestrahlungsplan spezifiziert. Hierzu wird eine Dosis

�� für das Planungszielvolumen vorgegeben, sowie für jedes der - Risikoorgane ./�� eine Grenzdosis �� festgelegt. Die erste Summe der Zielfunktion entspricht der mittleren

quadratischen Abweichung zwischen vorgegebener und berechneter Dosis in jedem

Volumenelement 0 des PTVs. Der Term, der die Risikoorgane ./� betrifft, wird als

Straffunktion bezeichnet. Diese ist null für den Fall, dass die Grenzdosis in keinem der

Volumenelemente 0 eines der Risikoorgane überschritten wird. Wird die Grenzdosis

überschritten, so nimmt � den Wert *�� an. Dieser ist für jedes Risikoorgan ein anderer

und hat die Bedeutung eines Gewichtungsfaktors.

Das Ziel der Optimierung bei der inversen Planung ist es eine Fluenzverteilung zu finden, die

zu einer Dosisverteilung führt, für die die Zielfunktion �� minimal ist [58, 69, 74].

Die intensitätsmodulierten Bestrahlungstechniken können in fixed-gantry IMRT und arc-

based IMRT eingeteilt werden. Bei der fixed-gantry IMRT sind die Einstrahlrichtungen fest

vorgegeben, wohingegen die Gantry bei der arc-based IMRT kontinuierlich um den Patienten

rotiert. Eine Übersicht der unterschiedlichen IMRT-Techniken ist in der folgenden Abbildung

dargestellt.

Abbildung 4: Übersicht der unterschiedlichen IMRTTechniken dargestellt [40].

Da in dieser Arbeit die MLC

Arc Therapy zur Anwendung kamen, wird im Folgenden nur auf diese Techniken genauer

eingegangen.

Die Parameter, die bei der Step

die Anzahl der Bestrahlungsfelde

fluenzmodulierten Felder erfolgt mit der Step

Abbildung 5: Generierung der Fluenzverteilung[74].

Wie der Name MLC-basierte Step

die Segmente jedes einzelnen Feldes

während der Lamellenpositionierung sukzessive abgestrahlt 2 In dem in dieser Arbeit verwendetenMA USA) können zusätzlich die Anzahl der Segmente, die Monitoreinheiten pro Segment, sowie die Anzahl der Iterationsschritte variiert werden.


Übersicht der unterschiedlichen IMRT-Techniken. In schwarz sind die in dieser Arbeit ange

Da in dieser Arbeit die MLC-basierte Step-and-shoot IMRT und die Volumetric Modulated


Die Parameter, die bei der Step-and-shoot IMRT für die Optimierung eingestellt werden, sind

die Anzahl der Bestrahlungsfelder und deren Einstrahlwinkel2. Die Generierung der

fluenzmodulierten Felder erfolgt mit der Step-and-shoot Technik, wie in Abbildung 5 gezeigt.

der Fluenzverteilung eines Bestrahlungsfeldes mittels MLCs nach der Step

basierte Step-and-shoot IMRT bereits sagt, werden bei dieser Technik

die Segmente jedes einzelnen Feldes, wie in Abbildung 5 dargestellt, mit Strahlunterbrechung

während der Lamellenpositionierung sukzessive abgestrahlt, um die entsprechende

In dem in dieser Arbeit verwendeten Bestrahlungsplanungssystem Pinnacle³ (Release 9.0MA USA) können zusätzlich die Anzahl der Segmente, die Monitoreinheiten pro Segment, sowie die Anzahl der


9

Techniken. In schwarz sind die in dieser Arbeit angewandten

IMRT und die Volumetric Modulated


shoot IMRT für die Optimierung eingestellt werden, sind

. Die Generierung der

shoot Technik, wie in Abbildung 5 gezeigt.

nach der Step-and-shoot Technik

shoot IMRT bereits sagt, werden bei dieser Technik

mit Strahlunterbrechung

, um die entsprechende

Release 9.0, Philips, Fitchburg, MA USA) können zusätzlich die Anzahl der Segmente, die Monitoreinheiten pro Segment, sowie die Anzahl der


10

Fluenzverteilung zu erhalten.

Eine Form der Rotationsbestrahlung ist die Cone beam IMRT. Diese lässt sich je nach Ansatz

in die “Intensity Modulated Arc Therapy (IMAT)“ und in die “Volumetric Modulated Arc

Therapy (VMAT)“ unterteilen. Diese Techniken sind durch die Rotation der Gantry und

simultane Bewegung der MLCs charakterisiert. Bei diesen Techniken können vor der

Optimierung die Anzahl der Gantryrotationen, sowie die Schrittweite der Segmente festgelegt

werden.

2.3 Verifikation modulierter Bestrahlungstechniken

Die Überprüfung des zu applizierenden Bestrahlungsplanes über eine Plausibilitätsprüfung

wie bei der 3D-CRT ist bei den modulierten Verfahren nicht mehr möglich, da die

modulierten Bestrahlungstechniken eine weitaus größere Komplexität aufweisen [68].

Deshalb ist eine umfassende Qualitätssicherung erforderlich, bei der die Kette von der

Berechnung des Bestrahlungsplans im Bestrahlungsplanungssystem bis hin zu dessen

Applikation am Linearbeschleuniger auf mögliche Fehler überprüft wird. Ziel der

patientenindividuellen Planverifikation ist es herauszufinden, ob die im Planungssystem

berechnete Dosisverteilung genauso mit dem vorhandenen Linearbeschleuniger appliziert

werden kann. Dies bedeutet, dass die Präzision der Beschleunigerkomponenten wie zum

Beispiel MLC-, Blenden- und Gantrybewegung, Feldanschlüsse kleiner Segmente sowie

schneller Dosisaufbau bei einer geringen Anzahl von Monitoreinheiten überprüft wird. Des

Weiteren wird kontrolliert, ob der Tongue-and-Groove-Effekt3 des MLCs bei der

Dosisberechnung des Bestrahlungsplanes korrekt berücksichtigt wurde.[62, 71]

Der zu verifizierende Bestrahlungsplan wird im Planungssystem mit allen Planparametern auf

den CT-Datensatz eines Verifikationsphantoms übertragen und die Dosisverteilung erneut

berechnet. Hierbei kann zwischen der Vollverifikation und der “Collapse-beam“-Verifikation

unterschieden werden. Bei der Vollverifikation wird der Patientenplan mit den originalen

Einstrahlrichtungen auf das Phantom gerechnet. Bei der “Collapse-beam“-Verifikation (CB-

Verifikation) hingegen werden alle Felder mit den entsprechenden Segmenten aus 0° auf das

Phantom berechnet. Die CB-Verifikation ist dahin gehend vorteilhaft, dass

3 Tongue-and-Groove-Effekt: Durch Form der MLCs kommt es im Bereich von Feldanschlüssen zu Unterdosierung [62, 71]


11

Richtungsabhängigkeiten des Detektors oder Absorptionen des Bestrahlungstisches das

Messergebnis nicht verfälschen. Ein wesentlicher Vorteil für die Vollverifikation ist, dass

durch die unterschiedlichen Einstrahlwinkel eventuell vorhandene Gravitationseffekte auf den

MLC und das Blendensystem detektiert werden können [69]. Zur Messung der

Dosisverteilung wird dann je nach Verifikationsverfahren der entsprechende Bestrahlungsplan

auf ein Festkörperphantom abgestrahlt. Hierbei kann die Dosismessung mit Hilfe von 2D-

Ionisationskammerarrays oder Filmen, die sich im Messphantom befinden, erfolgen [68, 69,

74].

Die Filmdosimetrie zeichnet sich im Vergleich mit den 2D-Ionisationskammerarrays durch

ihre sehr hohe Ortsauflösung aus [12]. Um allerdings eine ausreichende Genauigkeit der

Filmdosimetrie zu gewährleisten, ist es erforderlich, vor jeder Auswertung eine Kalibrierung

der Filme durchzuführen. Hierzu muss vor jeder Verifikationsmessung eine Kalibrierkurve4

erstellt werden [74]. Danach werden die entwickelten Filme gescannt und die berechnete mit

der gemessenen Dosisverteilung in einer entsprechenden Auswertesoftware verglichen. Durch

die Vielzahl der Arbeitsschritte ist dieses Verfahren sehr zeitaufwändig, fehleranfällig und für

die tägliche IMRT-Qualitätssicherung daher ungünstig. Deshalb hat sich in den letzten Jahren

die Verifikation mit 2D-Ionisationskammerarrays weitestgehend durchgesetzt [14, 51, 61].

Die enormen Vorteile dieser Messtechnik gegenüber Filmen sind zum einen die schnelle und

einfache Anwendung und zum anderen die Aufzeichnung der Messdaten in digitaler Form,

wodurch der direkte Vergleich der gemessenen mit der berechneten Isodosenverteilung in der

Auswertesoftware möglich ist. Nachteile der 2D-Arrays im Vergleich zu Filmen sind jedoch

das geringere Auflösungsvermögen und das unterschiedliche Ansprechvermögen der

Ionisationskammern je nach Einstrahlrichtung. Besonders bei Winkeln von 90° bis 270° ist

das Ansprechvermögen reduziert [9].

Des Weiteren konnte in mehreren Arbeiten gezeigt werden, dass auch die Tischabsorption

einen weiteren Einfluss auf die gemessenen Dosiswerte darstellt [22, 37, 64].

Zur Planverifikation werden die gemessene und berechnete Dosisverteilung einander

überlagert. Die Beurteilung der Abweichungen erfolgt mit Hilfe von generierten Dosisprofilen

aus berechneter und gemessener Fluenz. Um Abweichungen zwischen berechneten und

gemessenen Absolutdosen zu korrigieren, die aufgrund der genannten Faktoren wie

Tischabsorption und Winkelabhängigkeit des Messsystems auftreten können, kann in der

Auswertesoftware ein benutzerdefinierter Korrektionsfaktor zum Angleichen der Dosen

eingeführt werden.

4 Kalibrierkurve: “Optische Dichte des Films (Schwärzung) als Funktion der applizierten Dosis“ [74].


12

Als Beurteilungskriterium für den Vergleich zweidimensionaler Dosisverteilungen wird der

von Low et al. vorgestellte Gamma-Index hinzugezogen. Dieser berücksichtigt zum einen die

Dosisdifferenz in Prozent und zum anderen die Ortsabweichung (Distance-to-Agreement

DTA) in Millimeter, die vom Anwender vorgegeben werden. Unter Dosisdifferenz versteht

man hierbei die akzeptierte relative Dosisabweichung von einem gemessenen Dosispunkt zu

einem Vergleichsdosispunkt. Die DTA stellt die akzeptierte Entfernung eines gemessenen

Dosispunktes zu einem Vergleichsdosispunkt dar. Die Gleichung zur Berechnung des 2D-

Gamma-Index lautet:

1�(2� = 34-56�(2, (7�8∀5(78 Gl. (2.3)

Mit

6�(2, (7� = :(��(2, (7�∆�<� + =��(2, (7�∆><�

Gl. (2.4)

(�(2, (7� = |(7 − (2|

Gl. (2.5)

Und =�(2, (7� = >7�(7� − >2�(2�

Gl. (2.6)

wobei, wie in Abbildung 6 für den Gamma-Index dargestellt, die Parameter

(2, die Lage des Messpunktes

(7, die Lage des berechneten Dosispunktes

(�(2, (7�, der Abstand zwischen gemessenem und berechnetem Dosispunkt

∆�<, die akzeptierte Distance-to-Agreement

∆><, die akzeptierte Dosisdifferenz

>7�(7�, die in (7 berechnete Dosis

>2�(2�, die in (2 gemessene Dosis und

=�(2, (7�, die Dosisdifferenz zwischen gemessener und berechneter Dosisverteilung

darstellen.


13

Abbildung 6: Geometrische Darstellung des Gamma-Index zur Evaluation von 2D- Dosisverteilungen [34].

Die Akzeptanzkriterien ∆�< und ∆>< des 2D-Gamma-Index repräsentieren, wie in

Abbildung 6 zu sehen, die Oberfläche eines Ellipsoiden. Der Messpunkt (2 bildet den

Mittelpunkt des Ellipsoiden. Für die Parameter ∆�< und ∆>< haben sich in der Literatur die

Werte 3mm und 3% durchgesetzt [3, 4, 6, 22].

Abbildung 7: Überlagerung von gemessener und berechneter Isodosenverteilung und grafische Darstellung des Ergebnisses der Gamma-Berechnung für 3mm und 3%.


14

Liegen die berechneten Dosispunkte innerhalb der dargestellten Kreisflächen, das heißt

1�(2� ≤ 1, so sind die vorgegebenen Akzeptanzkriterien erfüllt und die Berechnung gilt als

bestanden [34]. In diesem Fall werden die Dosispunkte, wie in Abbildung 7 zu sehen, grün

dargestellt. Die Dosispunkte, die das Gammakriterium nicht erfüllen, werden rot abgebildet.

Inzwischen besteht auch die Möglichkeit bei dreidimensionalen Dosisverteilungen den 3D-

Gamma-Index zu berechnen. Dieser berücksichtigt die vorgegebene akzeptierte Dosis ∆><

nicht nur in der Messebene, sondern in allen drei Raumrichtungen.

Bei beiden Gamma-Index-Berechnungen wird je nach Vergleichsdosispunkt zwischen

globalem und lokalem Gamma-Index unterschieden. Die Angabe der akzeptierten relativen

Dosisabweichung bezieht sich bei dem globalen Gamma-Index immer auf einen festen

Dosisreferenzpunkt, wie zum Beispiel das Dosismaximum. Der lokale Gamma-Index

berechnet hingegen die vom Anwender vorgegebene Dosistoleranz für jeden einzelnen

Messpunkt. Somit ergibt sich für jeden Messpunkt eine unterschiedlich große absolute

Dosisakzeptanz. Je nach Wahl der Gamma-Index-Analyse wird der Niedrigdosisbereich

unterschiedlich beurteilt. Folglich kann die Anwendung des globalen Gamma-Index dazu

führen, dass Dosisabweichungen im Niedrigdosisbereich unterschätzt werden [52].

Material und Methoden

15

3. Material und Methoden

Die Strahlentherapie des Universitätsklinikums Gießen verfügt über zwei Synergy

Linearbeschleuniger (ELEKTA Ltd, Crawley, UK), die im Tandembetrieb genutzt werden.

Beide Maschinen sind für die MLC-basierte IMRT klinisch kommissioniert und unterliegen

einem aufwendigen QA-Konzept [8]. Für die bildgestützte Strahlentherapie wird an beiden

Maschinen je ein Cone-beam-CT (CBCT) (ELEKTA Ltd, Crawley, UK) betrieben. Um die

Patientenpläne an den Beschleuniger zu übertragen und zu dokumentieren, wird ein

Record&Verify-System (MOSAIQ 2.0, IMPAC Medical Systems, Inc., Sunnyvale, CA USA)

verwendet. Als Bestrahlungsplanungssystem dient sowohl für die konventionelle

Therapieplanung als auch für die modulierten Verfahren Pinnacle³ (Release 9.0, Philips,

Fitchburg, MA USA).

Im November 2009 wurde in der Abteilung die Step-and-shoot IMRT klinisch eingeführt.

Seitdem wurden mit dieser Bestrahlungstechnik über 200 Patienten mit überwiegend Kopf-

Hals-Tumoren therapiert. Zukünftig soll in dieser Abteilung als weitere Behandlungsmethode

die Volumetric Modulated Arc Therapy angewendet werden. Grundlage für die klinische

Einführung ist die vorliegende Arbeit.

3.1 Bestrahlungsplanung

Es wurden CT-Datensätze von neun Patienten mit Oro- beziehungsweise

Hypopharynxkarzinomen, die zuvor in der Abteilung mittels IMRT behandelt worden waren,

für einen Planvergleich zufällig ausgewählt. Für diese Patienten wurden jeweils ein

konventioneller 3D-Bestrahlungsplan, ein IMRT-Bestrahlungsplan mit sieben und einer mit

neun Einstrahlrichtungen sowie zwei VMAT-Bestrahlungspläne mit einer beziehungsweise

zwei Rotationen angefertigt.

Bei allen Berechnungen wurde eine mittlere Dosis von 50,4Gy auf das Zielvolumen

verschrieben. Wie nach ICRU Report 50 gefordert, sollte für alle Bestrahlungstechniken die

95%-Isodose das Zielvolumen vollständig umschließen. Des Weiteren wurde die

Maximaldosis im Zielvolumen auf 107% der verschriebenen Dosis begrenzt. In der Literatur


16

werden für Rückenmark und Hirnstamm Toleranzdosen TD5/5 von 47Gy beziehungsweise

50Gy angegeben, um Myelopathie und Neuropathie weitestgehend zu vermeiden [1, 36, 60].

Deshalb wurden bei allen Berechnungen die maximalen Dosen in Rückenmark und

Hirnstamm auf 35Gy beziehungsweise 40Gy begrenzt, damit inklusive einer anschließenden

Boostbestrahlung die angegebenen Toleranzdosen in keinem Fall überschritten wurden. Ein

weiteres Ziel für die modulierten Bestrahlungsverfahren war die dem Primärtumor

gegenüberliegende Parotis zu schonen, um Nebenwirkungen, besonders die Xerostomie, zu

reduzieren beziehungsweise zu vermeiden. Hierzu wurde die mittlere Dosis in der

kontralateralen Parotis wie von Eisbruch et al. und O’Neill et al. empfohlen weit unter 26Gy

reduziert [20, 21, 33, 43, 63].

3.1.1 Konventionelle Bestrahlungsplanung

Um im Vergleich zu den modulierten Bestrahlungsverfahren eine adäquate

Zielvolumenabdeckung hinsichtlich der Dosis zu erreichen, wurde eine sehr aufwendige 3D-

Bestrahlungstechnik mit standardmäßig zehn Einstrahlrichtungen gewählt. Eine einfache

Technik mit fünf bis sechs Bestrahlungsfeldern wäre hinsichtlich Effizienz und

Lamellendurchlassstrahlung vorteilhaft, würde jedoch zu Lasten der Zielvolumenabdeckung

gehen. Ein Überblick über die verwendete Bestrahlungstechnik ist in der folgenden

Abbildung dargestellt.

Abbildung 8: Feldkonfiguration der 3D-CRT anhand der BEVs der einzelnen Bestrahlungsfelder. Der Hirnstamm ist violett und das Rückenmark ist grün dargestellt. Die aufgeführten Gradzahlen geben die Einstrahlwinkel an.


17

Die in Abbildung 8 gezeigten Bestrahlungsfelder wurden gegebenenfalls mit weiteren Feldern

zur Aufsättigung der Dosis ergänzt. Die Anpassung der Bestrahlungsfelder an das

Zielvolumen erfolgte mittels MLC. Je nach Anatomie des Patienten wurden die ventralen

Bestrahlungsfelder, in Abbildung 8 rot dargestellt, um ±5° variiert. Aufgrund der Lage der

Zielvolumen wurde für die ventralen Felder 6MV-X und für die dorsalen Felder 18MV-X

gewählt. Die Felder aus 60° und 300° sowie aus 135° und 225° waren Keilfelder mit Lage des

Keils von ventral nach dorsal beziehungsweise von caudal nach cranial. Zur Schonung des

Rückenmarks und des Hirnstamms wurden diese bei den Feldern von 70° bis 290°

ausgeblockt.

3.1.2 IMRT-Bestrahlungsplanung

Für jeden Patienten wurde jeweils ein IMRT-Bestrahlungsplan mit sieben und neun

Einstrahlrichtungen erstellt. Dabei wurden die Bestrahlungsfelder in äquidistanten Abständen

um das Zielvolumen angeordnet. Für alle Felder wurde 6MV-X gewählt. Zur Minimierung

des Tongue and Groove-Effektes wurde bei jedem Feld der Kollimator um 5° gedreht.

Zur Optimierung der Dosisverteilung wurden im IMRT-Modul entsprechend der

Verschreibungsdosis von 50,4Gy die Dosisvorgaben für das Zielvolumen und die

Risikoorgane angegeben. In dem in dieser Arbeit verwendeten Bestrahlungsplanungssystem

Pinnacle³ besteht bei der Festlegung der Dosisvorgaben die Möglichkeit, Kriterien

(Objectives5) und Bedingungen (Constraints6) zu definieren sowie eine biologische

Optimierung (Equivalent Uniform Dose7) durchzuführen.

Die IMRT-Bestrahlungspläne wurden mit der Einstellung DMPO (Direct Machine Parameter

Optimization) berechnet. Bei der DMPO-Optimierung erfolgt im ersten Schritt eine

Optimierung entsprechend der Dosisvorgaben ohne Berücksichtigung der

Maschinenparameter des Linearbeschleunigers. Im zweiten Optimierungsschritt wird dann

mittels Maschinenparameter und MLCs versucht die ideale Fluenzverteilung zu erreichen.

Letztlich werden die MLC-Positionen und Segmentgewichte so lange optimiert bis entweder

5 Objective: Ein Objective ist ein anzustrebendes Behandlungsziel, das aber von der Software bei der Optimierung unter Umständen nicht erreicht wird [49]. 6 Constraint: Ein Constraint zwingt die Software zur Einhaltung der Dosisvorgabe, unabhängig davon wie Objectives geändert werden [49]. 7 Equivalent Uniform Dose: “Mit dem Konzept der Equivalent Uniform Dose wird ein DVH für eine inhomogene Bestrahlung eines Gewebes oder eines Teilvolumens auf die Dosis reduziert, die bei einer homogenen Dosisverteilung im Gesamtvolumen des Gewebes den selben klinischen Effekt erzeugt [68]“.


18

die maximale Anzahl der Iterationen oder das eingestellte Abbruchkriterium der Zielfunktion8

erreicht ist [49]. Für die DMPO-Parameter wurde für alle Patienten eine minimale

Segmentgröße von 12cm², sowie eine minimale Anzahl von Monitoreinheiten pro Segment

von 8MU eingestellt. Die maximale Anzahl von Segmenten wurde für die sieben Felder

IMRT auf 50 und für die neun Felder IMRT auf 65 begrenzt.

3.1.3 VMAT-Bestrahlungsplanung

Die VMAT-Bestrahlungsplanung erfolgte mit dem SmartArc-Modul von Pinnacle³. Es

wurden für jeden Patienten jeweils zwei VMAT-Bestrahlungspläne mit einer und zwei 360°-

Rotationen berechnet. Für die Schrittweite der Kontrollpunkte (Controlpoints CP) wurde zum

Vorteil des Optimierungs- und Berechnungsprozesses vorerst 6° gewählt. Folglich betrug die

Anzahl der CPs bei einer Rotation 61 und bei zwei Rotationen 122. Um eine erhöhte

Präzision während des Bestrahlungsprozesses zu erreichen, wurde in einem zweiten Schritt

die Anzahl der CPs auf 91 beziehungsweise 182 erhöht. Die Schrittweite der CPs betrug somit

4°. Die Abstrahlung der Kontrollpunkte erfolgte bei einer Rotation von 181° bis 180° im

Uhrzeigersinn und bei zwei Rotationen erst im und dann gegen den Uhrzeigersinn. Die

Dosisvorgaben, die zur Optimierung der Dosisverteilung dienten, wurden von der IMRT-

Bestrahlungsplanung übernommen. Nach den SmartArc-Optimierungen erfolgte, wie nach

Benutzerhandbuch P³IMRT Pinnacle³ Version 9 empfohlen, die Optimierung der

Segmentgewichte, um die Qualität der Bestrahlungspläne zu verbessern [49].

Vor der Optimierung der VMAT-Bestrahlungspläne mit Kontrollpunkten alle 4° wurde der

MLC der Bestrahlungsmaschine in Pinnacle³ genauer an den MLC des originalen

Beschleunigers angepasst. Hierzu wurde die sogenannte Rounded-Leaf-Table in Pinnacle³

erneuert, die je nach Position der Lamellen im Strahlengang den Verlauf der Dosis aufgrund

der abgerundeten Form der Vorderkante der Lamellen besser beschreibt. Dies hat

insbesondere bei der VMAT großen Einfluss auf die genaue Dosisberechnung, da bei dieser

Technik viele Segmente, die außerhalb des Zentralstrahls gelegen sind, Dosisbeiträge liefern.

8 Abbruchkriterium der Zielfunktion: Unterschreitet das Minimum der Zielfunktion den vom Anwender eingestellten Wert (Abbruchkriterium der Zielfunktion engl. Stopping tolerance), so wird die erstellte Fluenzverteilung als optimal angesehen und die Optimierung gestoppt.


19

3.2 Planvergleich der VMAT mit 3D-CRT und IMRT

In diesem Kapitel wird auf die Parameter, die zum Planvergleich von 3D-CRT, IMRT und

VMAT verwendet wurden, näher eingegangen. Um Risikoorganbelastung, Planqualität,

Homogenität und Konformität aussagekräftig beurteilen zu können, wurden für den

Planvergleich die Dosisvolumenhistogramme (DVHs) für das Zielvolumen und die

Risikoorgane betrachtet und daraus die folgenden Planparameter bestimmt:

• Grafische Auswertung der DVHs: Die generierten DVHs wurden mittels Skript aus

Pinnacle³ als Rohdaten exportiert und in Excel (Version 2007) eingelesen. Dort

wurden für das PTV, die Parotiden, das Rückenmark und den Hirnstamm sowie das

Normalgewebe jeweils ein über alle Patienten gemitteltes DVH erzeugt. Des Weiteren

wurde, um eine Aussage über den Streubereich der DVHs des PTVs und des

Hauptrisikoorgans, kontralaterale Parotis, zu treffen, das 95%-Konfidenzintervall9 in

Excel bestimmt.[29]

• Planparameter für das PTV: Für das PTV wurden die Dosiswerte D99%, D95%, Dmean

und D1% betrachtet. Die D99% und die D1% wurden als minimale beziehungsweise

maximale Dosis gewählt, da die in den Planstatistiken von Pinnacle³ angegebenen

minimalen und maximalen Dosen als nicht valide einzuschätzen sind.

Des Weiteren wurde eine Homogenitäts- und Konformitätsbeurteilung nach Nakamura

et al. durchgeführt [26, 42, 46]. Hiernach beträgt der Homogenitätsindex im Idealfall

null und der Konformitätsindex eins.

• Planparameter für die Risikoorgane: Für die Risikoorgane wurden die Dosiswerte

D99%, Dmean und D1% betrachtet.

Darüberhinaus wurden für das Normalgewebe außerhalb des PTVs die Volumina, die

70%, 50%, 30% und 10% der Verschreibungsdosis erhielten (V70%, V50%, V30%, V10%),

bestimmt [70].

9 95%-Konfidenzintervall: Das 95%-Konfidenzintervall gibt die Grenzen an, innerhalb derer die über neun Patienten gemittelten Werte für eine Bestrahlungstechnik mit einer Wahrscheinlichkeit von 95% zu finden sind [29].


20

3.3 Klinische Einführung

Im Folgenden wird die dosimetrische Verifikation zur klinischen Einführung der VMAT

näher erläutert. Hierzu werden die zur Verifikation verwendeten Materialien, das

Messphantom, das Ionisationskammerarray und die Auswertesoftware sowie die

Vorgehensweise für die Messungen beschrieben. Ziel für die klinische Einführung war es

herauszufinden, wie präzise sich die berechneten VMAT

Linearbeschleuniger applizieren lassen,

Dosisverteilungen und Absolutdosen übereinstimmen.

Messphantom OKTAVIUS (PTW

Festkörperphantom aus Polystyrol

lässt sich je nach Messanforderung aus drei Bauteilen, einem Ober

zusammensetzen [55].

Abbildung 9: Oktavius Messphantom (links).dargestellt.

Das Unterteil existiert, wie in Abbildung 9 gezeigt, in zwei Ausführungen, dem OKTAVIUS

LINAC und dem OKTAVIUS CT. Das OKTAVIUS LINAC

zum OKTAVIUS CT Phantom

Ansprechvermögen des 2D-Ionisationskammerarrays bei der Bestrahlung von der Rückseite

zu kompensieren. Der Mittelteil des Messphantoms besitzt eine Öffnung, in die sowohl

einzelne Ionisationskammern

Ionisationskammerarray für die Messung von Dosisverteilungen eingeschoben werden

können.

Das Oberteil ist für alle Messungen dasselbe.

Klinische Einführung



sationskammerarray und die Auswertesoftware sowie die


herauszufinden, wie präzise sich die berechneten VMAT-Bestrahlungspläne am

Linearbeschleuniger applizieren lassen, das heißt wie genau die berechneten und gemessenen

Dosisverteilungen und Absolutdosen übereinstimmen. Zur Verifikation der VMAT diente das

Messphantom OKTAVIUS (PTW-Freiburg, Deutschland). Es handelt sich um ein achteckiges

Festkörperphantom aus Polystyrol mit einem Durchmesser und einer Länge von 32cm. Es

lässt sich je nach Messanforderung aus drei Bauteilen, einem Ober-, Mittel

Oktavius Messphantom (links). In der Mitte ist das Phantom mit LINAC Unterteil und rechts mit CT Unterteil


LINAC und dem OKTAVIUS CT. Das OKTAVIUS LINAC Phantom besitzt im Gegensatz

Phantom eine U-förmige Kavität, um das leicht reduzierte

Ionisationskammerarrays bei der Bestrahlung von der Rückseite


einzelne Ionisationskammern für Absolutdosismessungen als auch das 2D


Das Oberteil ist für alle Messungen dasselbe.



sationskammerarray und die Auswertesoftware sowie die


Bestrahlungspläne am

das heißt wie genau die berechneten und gemessenen

Zur Verifikation der VMAT diente das

Freiburg, Deutschland). Es handelt sich um ein achteckiges

mit einem Durchmesser und einer Länge von 32cm. Es

, Mittel- und Unterteil

das Phantom mit LINAC Unterteil und rechts mit CT Unterteil


besitzt im Gegensatz

förmige Kavität, um das leicht reduzierte

Ionisationskammerarrays bei der Bestrahlung von der Rückseite


für Absolutdosismessungen als auch das 2D-


Die Messungen der Dosisverteilungen erfolgten in dieser Arbeit mit dem 2D

Ionisationskammerarray seven29 (PTW

Phantom, das in der folgenden Abbildung dargestellt ist.

Abbildung 10: Links OKTAVIUS LINACKennzeichnung der aktiven Fläche und Messelektronik.

Das verwendete 2D-Array seven29 ist ein Detektorarray, bei dem 729 (27x27) offene

Ionisationskammern in einer regelmäßigen Matrix angeordnet sind. Die Ionisationskammer

besitzen eine Größe von 5x5x5mm³, sodass sich eine aktive Fläche von 27x27cm² ergibt.

Unterhalb der 5mm dicken Detektoroberfläche aus PMMA befindet sich der effektive

Messort, der durch Markierungen an der Außenseite des Arrays erkennbar ist

Messelektronik des Arrays befindet sich, wie in Abbildung 10 zu sehen, direkt neben der

aktiven Detektorfläche. Zur Spannungsversorgung der Ionisationskammern und

Datenwandlung dient ein Array

RS232-Schnittstelle mit dem Messrechner verbunden ist. Die Erfassung und Auswertung der

Messdaten erfolgte mittels der Auswertesoftware VeriSoft (Version 4

Deutschland).

VeriSoft ermöglicht das Laden

Hilfe des Gamma-Index. Dies kann weiterhin mit dreidimensionalen Dosiswürfeln

durchgeführt werden. Weichen die Dosiswerte von gemessener und berechneter


Die Messungen der Dosisverteilungen erfolgten in dieser Arbeit mit dem 2D

isationskammerarray seven29 (PTW-Freiburg, Deutschland) im OKTAVIUS LINAC

Phantom, das in der folgenden Abbildung dargestellt ist.

INAC mit eingeschobenem 2D-Array seven29, rechts PTW 2DKennzeichnung der aktiven Fläche und Messelektronik.

Array seven29 ist ein Detektorarray, bei dem 729 (27x27) offene

Ionisationskammern in einer regelmäßigen Matrix angeordnet sind. Die Ionisationskammer



Messort, der durch Markierungen an der Außenseite des Arrays erkennbar ist

ektronik des Arrays befindet sich, wie in Abbildung 10 zu sehen, direkt neben der


Datenwandlung dient ein Array-Interface (PTW-Freiburg, Deutschland), das über eine serielle

chnittstelle mit dem Messrechner verbunden ist. Die Erfassung und Auswertung der

Messdaten erfolgte mittels der Auswertesoftware VeriSoft (Version 4

ermöglicht das Laden zweidimensionaler Dosismatrizen und deren Verg

Dies kann weiterhin mit dreidimensionalen Dosiswürfeln

Weichen die Dosiswerte von gemessener und berechneter


21

Die Messungen der Dosisverteilungen erfolgten in dieser Arbeit mit dem 2D-

Freiburg, Deutschland) im OKTAVIUS LINAC

, rechts PTW 2D-Array seven29 mit

Array seven29 ist ein Detektorarray, bei dem 729 (27x27) offene

Ionisationskammern in einer regelmäßigen Matrix angeordnet sind. Die Ionisationskammern



Messort, der durch Markierungen an der Außenseite des Arrays erkennbar ist [54]. Die

ektronik des Arrays befindet sich, wie in Abbildung 10 zu sehen, direkt neben der


Freiburg, Deutschland), das über eine serielle

chnittstelle mit dem Messrechner verbunden ist. Die Erfassung und Auswertung der

Messdaten erfolgte mittels der Auswertesoftware VeriSoft (Version 4.1, PTW-Freiburg,

deren Vergleich mit

Dies kann weiterhin mit dreidimensionalen Dosiswürfeln

Weichen die Dosiswerte von gemessener und berechneter


22

Dosisverteilung beim Vergleich voneinander ab, so können diese durch einen

benutzerdefinierten Korrektionsfaktor angeglichen werden. In dieser Arbeit wurden für den

Gamma-Index die Einstellungen 3mm und 3% bezogen auf die maximale Dosis gewählt, da

diese in der aktuellen Literatur am häufigsten verwendet werden und hierfür die meisten

Vergleichswerte vorliegen [3, 4, 6, 22]. Das Ergebnis der Gamma-Analyse wurde sowohl in

grafischer Form durch Überlagerung von gemessener und berechneter Dosisverteilung als

auch in einer Statistik beurteilt. Weiterhin wurden Dosisprofile in unterschiedlichen

Richtungen untersucht, um relative Dosisabweichungen, die in der statistischen Auswertung

nicht auffallen, zu detektieren.

Um das Ausmaß der bereits erwähnten lateralen Abhängigkeit des 2D-Arrays zu erfassen,

wurden des Weiteren Absolutdosismessungen mit einer Zylinderkammer (Typ 31013, PTW-

Freiburg, Deutschland) mit einem Messvolumen von 0,3cm³ durchgeführt (siehe Abbildung

11). Die Zylinderkammer besitzt im Gegensatz zum 2D-Array ein radialsymmetrisches

Ansprechvermögen. Aus diesem Grund wurde bei der Absolutdosismessung das OKTAVIUS

CT Phantom verwendet. Das OTAVIUS CT Phantom ist mit der eingeschobenen

Zylinderkammer in der folgenden Abbildung dargestellt.

Abbildung 11: Links: OKTAVIUS CT mit eingeschobener Zylinderkammer, rechts: Zylinderkammer Typ 31013 mit einem Messvolumen von 0,3cm³ [53].

Zur Erfassung der Dosis und Spannungsversorgung der Ionisationskammer wurde bei der

Absolutdosismessung das Dosismeter UNIDOSwebline (PTW-Freiburg, Deutschland)

verwendet.


23

Zur Vorbereitung der Messungen der Dosisverteilungen wurden die berechneten VMAT-

Bestrahlungspläne in Pinnacle³ nach dem Prinzip der Vollverifikation auf den CT-Datensatz

des OKTAVIUS CT Phantoms mit eingeschobenem Ionisationskammerarray übertragen und

erneut berechnet. Für den Vergleich in VeriSoft wurde in Pinnacle³ die planare Dosis in der

Ebene des Detektorarrays berechnet und das entsprechende Graustufenbild exportiert. Bei der

Messung wurde der originale Patientenplan auf das 2D-Array im OKTAVIUS LINAC

Phantom abgestrahlt. Anschließend wurde das Ergebnis der Messung mit der berechneten

planaren Dosis verglichen und die Übereinstimmungen bewertet.

Für die Absolutdosismessungen wurden die VMAT-Bestrahlungspläne in Pinnacle³ auf den

CT-Datensatz des OKTAVIUS CT Phantom mit eingeschobener Ionisationskammer

übertragen und die Dosis erneut berechnet. Hierbei wurde darauf geachtet, dass sich das

gesamte Messvolumen der Ionisationskammer im homogenen Hochdosisbereich befand, um

einen möglichst exakten Messwert zu erhalten. Die zu messende Dosis wurde in Pinnacle³

bestimmt, indem das Innere der Ionisationskammer im CT-Datensatz als Volumen konturiert

wurde. Dieses Vorgehen hat den Vorteil, dass Fehlpositionierungen der Kammer im steilen

Dosisgradienten sofort durch eine große Differenz zwischen minimaler und maximaler Dosis

im konturierten Kammervolumen erkannt werden können.

Ergebnisse

24

4. Ergebnisse

Ziel dieser Arbeit war es die Volumetric Modulated Arc Therapy in der Abteilung

Strahlentherapie am Uniklinikum Gießen klinisch einzuführen. Hierzu wurde die VMAT mit

etablierten Bestrahlungsverfahren wie der 3D-CRT und der IMRT verglichen und

Verifikationsmessungen für VMAT durchgeführt. Die Ergebnisse für den Planvergleich und

die klinische Einführung werden in den folgenden Kapiteln präsentiert.


Insgesamt wurden für den Planvergleich für jeden der neun ausgewählten Patienten mit Kopf-

Hals-Tumoren ein 3D-CRT-Bestrahlungsplan und zwei IMRT- sowie VMAT-

Bestrahlungspläne generiert. Die 3D-CRT-Bestrahlungspläne wurden sehr aufwendig mit

mindestens zehn Bestrahlungsfeldern geplant, um eine mit den modulierten Verfahren

vergleichbare Zielvolumenabdeckung hinsichtlich der Dosis zu erhalten. Für das Zielvolumen

wurde für alle Techniken eine mittlere Dosis von 50,4Gy verschrieben. Die Vorgaben für die

maximalen Dosen in Rückenmark und Hirnstamm von 35Gy beziehungsweise 40Gy durften

nicht überschritten werden, um die Nebenwirkungen Myelopathie und Neuropathie zu

vermeiden. Weiterhin wurde untersucht in wie fern die neue Bestrahlungstechnik VMAT im

Vergleich zur IMRT die Schonung der kontralateralen Parotis, als Hauptrisikoorgan,

gewährleistet.

Der Vergleich der Bestrahlungstechniken erfolgte anhand von Isodosenverteilungen und den

DVHs von Zielvolumen, Normalgewebe und vier Risikoorganen, die für jedes

Bestrahlungsverfahren über alle neun Patienten gemittelt wurden. Des Weiteren wurden

ausgewählter Planparameter zur Beurteilung der Planqualität und Behandlungseffizienz

hinzugezogen. Da die Dosisvolumenhistogramme und somit die daraus ermittelten

Planparameter für die VMAT mit Kontrollpunkten alle 6° und 4° nahezu identisch waren,

sind für den Planvergleich nur die Ergebnisse für die VMAT mit Kontrollpunkten alle 6°

aufgeführt.

4.1.1 Vergleich der Isodosenverteilungen

In den folgenden Abbildungen sind für einen Patienten beispielhaft die für den Planvergleich

wichtigen Isodosenverteilungen für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken in

einer repräsentativen Sagittal-

in relativen Einheiten in Prozent bezogen auf die Verschreibungsdosis von 50,4Gy angegeben

und reichen von 50% bis 107%. Das Zielvolumen ist in rot, der

Rückenmark in grün, die ipsilaterale Parotis in hellblau und die kontralaterale Parotis in

dunkelblau abgebildet.

Abbildung 12: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Sagittalebene für alle fünfZielvolumen wird mit allen Bestrahlungstechniken, wie nach ICRU 50 Report gefordert, von der 95%

Bei Betrachtung der Isodosenverteilungen in der Sagittalebene (Abbildung 12) ist zu

erkennen, dass das Zielvolumen mit allen Bestrahlungstechniken gut erfasst wird, das heißt

die 95%-Isodose, wie nach ICRU Report 50 gefordert, das Zielvolumen vollständig

umschließt. Für die 3D-CRT reicht die 95%

Vergleich der Isodosenverteilungen


wichtigen Isodosenverteilungen für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken in

-, Coronar-, und Transversalebene dargestellt. Die Isodosen sind


und reichen von 50% bis 107%. Das Zielvolumen ist in rot, der Hirnstamm in violett, das


: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Sagittalebene für alle fünf Bestrahlungstechniken. Das Zielvolumen wird mit allen Bestrahlungstechniken, wie nach ICRU 50 Report gefordert, von der 95%


lumen mit allen Bestrahlungstechniken gut erfasst wird, das heißt

Isodose, wie nach ICRU Report 50 gefordert, das Zielvolumen vollständig

CRT reicht die 95%-Isodose im Mundbereich etwas über das

Ergebnisse

25


wichtigen Isodosenverteilungen für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken in jeweils

, und Transversalebene dargestellt. Die Isodosen sind


Hirnstamm in violett, das


Bestrahlungstechniken. Das Zielvolumen wird mit allen Bestrahlungstechniken, wie nach ICRU 50 Report gefordert, von der 95%-Isodose umschlossen.


lumen mit allen Bestrahlungstechniken gut erfasst wird, das heißt

Isodose, wie nach ICRU Report 50 gefordert, das Zielvolumen vollständig

Isodose im Mundbereich etwas über das

Ergebnisse

26

Zielvolumen hinaus, wohingegen

genau umfasst. Dies stellt einen geringen Nachteil für die konventionelle Bestrahlungstechnik

dar.

Abbildung 13: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Coronarebmodulierten Verfahren wird mehr als die Hälfte der kontdie 3D-CRT umschließt die 50%-Isodose

Wie aus den Coronarschnitten in Abbildung 13 eindeutig ersichtlich ist, kann das

Planungsziel, die kontralaterale Parotis (hier links) zu schonen, nur mit den modulierten

Verfahren erreicht werden. Die kontralaterale Parotis wird für die modulierten

Bestrahlungstechniken um weniger als die Hälfte mit 50% der verschriebenen Dosis

abgedeckt, wohingegen bei der 3D

vollständig umschließt.

Zielvolumen hinaus, wohingegen sie für die modulierten Verfahren das Zielvolumen überall


Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Coronarebene für alle fünf Bestrahlungstechniken. Für die modulierten Verfahren wird mehr als die Hälfte der kontralateralen Parotis (hier links) von der 50%

Isodose die Parotis vollständig.

Coronarschnitten in Abbildung 13 eindeutig ersichtlich ist, kann das



ken um weniger als die Hälfte mit 50% der verschriebenen Dosis

abgedeckt, wohingegen bei der 3D-CRT die 50%-Isodose die kontralaterale Parotis

sie für die modulierten Verfahren das Zielvolumen überall


ene für alle fünf Bestrahlungstechniken. Für die ralateralen Parotis (hier links) von der 50%-Isodose ausgespart. Für

Coronarschnitten in Abbildung 13 eindeutig ersichtlich ist, kann das



ken um weniger als die Hälfte mit 50% der verschriebenen Dosis

Isodose die kontralaterale Parotis

Abbildung 14: Repräsentative Isodosenverteilungen in einer modulierten Verfahren wird mehr als die Hälfte der kontralateralen Parotis (hier links) von der 50%die 3D-CRT umschließt die 50%-Isodose die Parotis vollständig.

Die Schonung der kontralateralen Parotis mit den modulierten Verfahren ist ebenfalls in den

Transversalschnitten (Abbildung 14) zu erkennen. Mit Erreichen des Planungszieles, die

kontralaterale Parotis zu schonen, müssen in diesem Bereich Einbußen der 95%

akzeptiert werden. Hier wird jedoch

4.1.2 Vergleich der Dosisvolumenhistogramme

Die Dosisvolumenhistogramme für jede Struktur, die für den Planvergleich betrachtet

wurden, wurden für jede Bestrahlungstechnik

Ergebnisse hierfür sind in der folgenden Grafik dargestellt.

Repräsentative Isodosenverteilungen in einer Transversalebene für alle fünf Bestrahlungstechniken. Für die modulierten Verfahren wird mehr als die Hälfte der kontralateralen Parotis (hier links) von der 50%

Isodose die Parotis vollständig.

honung der kontralateralen Parotis mit den modulierten Verfahren ist ebenfalls in den


aterale Parotis zu schonen, müssen in diesem Bereich Einbußen der 95%

jedoch das Zielvolumen von der 90% Isodose umschlossen

Vergleich der Dosisvolumenhistogramme


wurden, wurden für jede Bestrahlungstechnik über alle neun Patienten gemittelt. Die

Ergebnisse hierfür sind in der folgenden Grafik dargestellt.

Ergebnisse

27

Transversalebene für alle fünf Bestrahlungstechniken. Für die modulierten Verfahren wird mehr als die Hälfte der kontralateralen Parotis (hier links) von der 50%-Isodose ausgespart. Für

honung der kontralateralen Parotis mit den modulierten Verfahren ist ebenfalls in den


aterale Parotis zu schonen, müssen in diesem Bereich Einbußen der 95%-Isodose

der 90% Isodose umschlossen.


über alle neun Patienten gemittelt. Die

Ergebnisse

28

Abbildung 15: Für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken gemittelte Dosisvolumenhistogramme aller für den Planvergleich betrachteten Strukturen.

Die in Abbildung 15 oben links dargestellten gemittelten Dosisvolumenhistogramme für das

PTV verdeutlichen, dass mit allen untersuchten Bestrahlungstechniken eine sehr gute

Dosisabdeckung des Zielvolumens erreicht wird.

Beim Vergleich der Dosisbelastung des Normalgewebes ist für die betrachteten

Bestrahlungstechniken kein Unterschied festzustellen. Bei der 3D

Volumenanteil des Normalgewebes mit Niedrigdosis belastet, was auf die sehr aufwendige

Für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken gemittelte Dosisvolumenhistogramme aller für den



Dosisabdeckung des Zielvolumens erreicht wird.

leich der Dosisbelastung des Normalgewebes ist für die betrachteten

Bestrahlungstechniken kein Unterschied festzustellen. Bei der 3D-CRT ist ein großer


Für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken gemittelte Dosisvolumenhistogramme aller für den



leich der Dosisbelastung des Normalgewebes ist für die betrachteten

CRT ist ein großer


Ergebnisse

29

Bestrahlungstechnik mit mindestens zehn Einstrahlrichtungen zurückzuführen ist.

Bei der Betrachtung der Dosisvolumenhistogramme von Rückenmark und Hirnstamm, die in

der Mitte von Abbildung 15 dargestellt sind, erkennt man, dass mit allen

Bestrahlungstechniken eine gute Schonung dieser Risikoorgane erreicht wurde. Je nach

Dosiskonzept für die Boostbestrahlung müssten jedoch die Vorgaben für die maximalen

Dosen in Rückenmark und Hirnstamm noch weiter unter 35Gy beziehungsweise 40Gy

reduziert werden, um Nebenwirkungen durch die Bestrahlung sicher ausschließen zu können.

Drei Vergleichsberechnungen, die mit der neuen VMAT-Technik durchgeführt wurden,

lassen vermuten, dass eine weitere Dosisreduktion in Rückenmark und Hirnstamm mit der

VMAT systematisch erreicht werden kann.

Der große Vorteil der modulierten Bestrahlungstechniken gegenüber dem dreidimensionalen

tumorkonformen Bestrahlungsverfahren ist anhand der mittleren Dosis in der kontralateralen

Parotis deutlich zu erkennen. Mit der 3D-CRT ist die Dosisbelastung der kontralateralen

Parotis genauso hoch wie die der nicht geschonten, ipsilateralen Parotis. Mit den modulierten

Bestrahlungsverfahren hingegen kann eine sehr gute Schonung der kontralateralen Parotis

erzielt werden, die mittlere Dosis beträgt hier weniger als die Hälfte der Verschreibungsdosis.

Um eine Aussage über den Streubereich der Dosisvolumenhistogramme für das

Planungszielvolumen und das Hauptrisikoorgan, kontralaterale Parotis, anzugeben, wurde das

95%-Konfidenzintervall in Excel (Version 2007) für jede Bestrahlungstechnik berechnet.

Dies ist in der folgenden Abbildung dargestellt.

Ergebnisse

30

Abbildung 16: Für alle Bestrahlungstechniken gemittelte Dosisvolumenhistogramme für Zielvolumen und kontralaterale Parotis mit 95%-Konfidenzintervall (gestrichelt dargestellt).

Wie aus Abbildung 16 zu entnehmen ist, besitzen die Werte der Dosisvolumenhistogramme

für das Zielvolumen und die Hauptrisikostruktur einen engen Vertrauensbereich. Folglich

wird mit allen Bestrahlungstechniken über neun Ber

Planqualität mit geringer Streuung erzielt.

Für alle Bestrahlungstechniken gemittelte Dosisvolumenhistogramme für Zielvolumen und kontralaterale all (gestrichelt dargestellt).



wird mit allen Bestrahlungstechniken über neun Berechnungen eine reproduzierbare

Planqualität mit geringer Streuung erzielt.

Für alle Bestrahlungstechniken gemittelte Dosisvolumenhistogramme für Zielvolumen und kontralaterale



reproduzierbare, stabile

Ergebnisse

31

4.1.3 Vergleich der Planparameter

Für den Vergleich der Planparameter wurden aus den Originaldaten der DVHs für das

Zielvolumen die Werte für D99%, D95%, Dmean und D1% entnommen sowie der

Homogenitätsindex und Konformitätsindex berechnet. Die für jede Bestrahlungstechnik über

alle Patienten gemittelten Planparameter für das Zielvolumen sind mit Standardabweichung in

der folgenden Tabelle aufgeführt.

3D-CRT IMRT 7 Felder

IMRT 9 Felder

VMAT 1 Rotation

VMAT 2 Rotationen

D99% [Gy] 44,4 ± 0,4 46,5 ± 1,0 46,7 ± 0,8 45,3 ± 0,7 46,1 ± 0,4 D95% [Gy] 46,9 ± 0,2 48,2 ± 0,4 48,3 ± 0,4 47,6 ± 0,4 48,1 ± 0,2 Dmean [Gy] 50,6 ± 0,1 50,5 ± 0,03 50,5 ± 0,04 50,6 ± 0,1 50,6 ± 0,1 D1% [Gy] 53,8 ± 0,5 53,2 ± 0,5 53,1 ± 0,4 53,5 ± 0,4 52,8 ± 0,2 HI 0,12 ± 0,01 0,08 ± 0,01 0,08 ± 0,01 0,10 ± 0,01 0,08 ± 0,01 CI 1,39 ± 0,05 1,17 ± 0,02 1,16 ± 0,02 1,21 ± 0,03 1,19 ± 0,01 Zeit [min] 7,5 ± 0,6 7,0 ± 0,6 9,5 ± 0,8 2,5 ± 0,4 5,0 ± 0,3 ME 533 ± 53 438 ± 29 437 ± 28 403 ± 29 550 ± 33 Tabelle 1: Über alle untersuchten Patienten gemittelte Planparameter für das Zielvolumen mit Standardabweichung. Für alle Bestrahlungsverfahren wurde eine mittlere Dosis im Zielvolumen von 50,4Gy verschrieben.

Da für alle Bestrahlungstechniken eine mittlere Dosis von 50,4Gy auf das Zielvolumen

verschrieben wurde, ist, wie in Tabelle 1 ist zu sehen, die mittlere Dosis Dmean im

Zielvolumen für alle Bestrahlungstechniken gleich.

Die Dosisabdeckung im Zielvolumen ist, wie bereits aus den Isodosenverteilungen und den

Dosisvolumenhistogrammen hervorgeht, für alle Techniken vergleichbar. Dies bestätigen die

Dosiswerte D99%, D1% und D95% für die unterschiedlichen Bestrahlungstechniken, sowie der

berechnete Homogenitätsindex, der für alle Verfahren etwa 0,1 beträgt.

Für den Konformitätsindex ergeben sich für die betrachteten Verfahren ebenfalls sehr

ähnliche Werte. Er ist für die 3D-CRT minimal schlechter als für die modulierten Verfahren.

Er beträgt 1,4 im Gegensatz zu 1,2.

Für die 3D-CRT ergibt sich aufgrund der vielen Einstrahlrichtungen im Mittel eine mit der

sieben Felder IMRT vergleichbare Bestrahlungszeit von etwa 7,5Minuten. Die neun Felder

IMRT dauert mit circa 9,5Minuten am längsten. Die Zeiten der VMAT-Bestrahlung reichen

von 2,5Minuten für eine Rotation bis 5Minuten für zwei Rotationen. Dies zeigt den deutlichen

Vorteil der VMAT gegenüber den anderen Bestrahlungstechniken. An dieser Stelle ist jedoch

hinzuzufügen, dass mit einer einfacheren konventionellen Bestrahlungstechnik mit zum

Beispiel fünf bis sechs Einstrahlrichtungen ähnliche Bestrahlungszeiten wie mit der VMAT

Ergebnisse

32

erreicht werden könnten, was jedoch auf Kosten der Planqualität ginge. Eine geringe

Bestrahlungszeit, wie sie mit einer einfachen 3D Technik und der VMAT erreicht wird, hat

den Vorteil, dass intrafraktionelle Organbewegungen minimiert werden können und somit die

berechnete Dosis genauer im Zielvolumen appliziert werden kann.

Bezüglich der Monitoreinheiten sind die IMRT und die VMAT mit einer Rotation am

effizientesten, wobei die VMAT mit einer Rotation im Durchschnitt 10% weniger

Monitoreinheiten als die IMRT benötigt.

Im Folgenden wurden zur weiteren Beurteilung der Planqualität die Planparameter D99%,

Dmean und D1% für alle Risikoorgane betrachtet.


IMRT 9 Felder

VMAT 1 Rotation

VMAT 2 Rotationen

Rückenmark D99% [Gy] 2,2 ± 1,1 2,4 ± 2,8 2,7 ± 3,5 2,1 ± 1,9 2,3 ± 2,5 Dmean [Gy] 31,9 ± 1,2 33,1 ± 0,7 32,3 ± 0,6 32,8 ± 0,9 31,4 ± 1,0 D1% [Gy] 37,1 ± 1,1 36,9 ± 0,5 36,4 ± 0,2 37,0 ± 0,4 35,9 ± 0,5

Hirnstamm D99% [Gy] 3,3 ± 0,3 2,7 ± 0,4 2,6 ± 0,3 2,6 ± 0,3 2,7 ± 0,3 Dmean [Gy] 17,6 ± 5,7 19,2 ± 8,5 18,6 ± 9,1 17,0 ± 6,4 18,5 ± 7,1 D1% [Gy] 33,5 ± 2,6 39,4 ± 1,8 40,2 ± 1,0 40,5 ± 1,4 39,7 ± 2,3

Ipsilaterale Parotis

D99% [Gy] 31,3 ± 3,1 26,4 ± 3,0 25,4 ± 3,6 23,9 ± 4,1 24,7 ± 3,1 Dmean [Gy] 44,0 ± 2,6 39,5 ± 4,1 40,3 ± 3,5 41,1 ± 4,4 40,4 ± 3,4 D1% [Gy] 51,0 ± 1,0 50,5 ± 1,8 50,9 ± 2,3 50,5 ± 2,2 50,5 ± 1,0

Kontralaterale Parotis

D99% [Gy] 30,9 ± 3,3 12,3 ± 2,0 11,4 ± 1,5 11,4 ± 1,4 11,4 ± 1,1 Dmean [Gy] 43,4 ± 1,9 20,8 ± 0,9 20,7 ± 1,0 21,9 ± 1,1 20,8 ± 0,9 D1% [Gy] 50,4 ± 0,7 47,4 ± 2,8 47,8 ± 3,8 47,6 ± 2,8 48,9 ± 1,7

Tabelle 2: Über alle Patienten gemittelte Planparameter für die betrachteten Risikoorgane mit Standardabweichung.

Wie bereits an den Dosisvolumenhistogrammen von Rückenmark und Hirnstamm zu

erkennen ist, bestätigen die in Tabelle 2 aufgeführten maximalen Dosen dieser Risikoorgane,

dass mit allen Bestrahlungstechniken eine gute Schonung erreicht werden kann. Jedoch

müssten, wie bereits erwähnt, je nach Dosiskonzept für die Boostbestrahlung die maximalen

Dosen von vornherein noch weiter reduziert werden.

Vergleicht man die mittleren Dosen der beiden Parotiden, wird eindeutig ersichtlich, dass das

Ziel, die kontralaterale Parotis zu schonen, nur mit den modulierten Verfahren im Gegensatz

zur 3D-CRT erfüllt wird. Ohne Schonung erhält die Parotis eine mittlere Dosis von etwa

40Gy. Mit den modulierten Verfahren jedoch ist es möglich diese drastisch auf etwa die

Hälfte, das heißt 20Gy, zu reduzieren und somit die Funktion dieses Organs zu erhalten. Mit

der 3D-CRT kann keine Schonung der kontralateralen Parotis erreicht werden.

Ergebnisse

33

Des Weiteren wurden die Volumenanteile des Normalgewebes außerhalb des Zielvolumens,

die 70%, 50%, 30% beziehungsweise 10% der Verschreibungsdosis von 50,4Gy erhielten,

betrachtet.


IMRT 9 Felder

VMAT 1 Rotation

VMAT 2 Rotationen

V70% [cm³] 1371 ± 244 1286 ± 122 1398 ± 156 1238 ± 139 1175 ± 108 V50% [cm³] 2725 ± 426 2697 ± 310 2781 ± 351 2546 ± 277 2581 ± 287 V30% [cm³] 4033 ± 547 4288 ± 566 4076 ± 515 4108 ± 561 4178 ± 582 V10% [cm³] 6506 ± 932 6316 ± 713 6136 ± 735 6197 ± 767 6295 ± 784 Tabelle 3: Volumenanteile des Normalgewebes außerhalb des PTVs in cm³, die 70% (35,3Gy), 50% (25,2Gy), 30% (15,1Gy) und 10% (5,0Gy) der Verschreibungsdosis von 50,4Gy erhalten.

Wie bereits aus den DVHs für das Normalgewebe außerhalb des Zielvolumens hervorgeht,

bestätigen die Werte für die Volumenanteile aus Tabelle 3, dass innerhalb des Streubereichs

keine Unterschiede zwischen den fünf Bestrahlungstechniken vorliegen. Zu erwarten wäre für

die 3D-CRT eine geringere Belastung des Normalgewebes im Niedrigdosisbereich. Diese ist

jedoch in dieser Arbeit aufgrund der vielen Einstrahlrichtungen genauso hoch wie bei den

modulierten Verfahren.


Für die klinische Einführung ist nicht nur die in den Kapiteln zuvor gezeigte sehr gute

Planqualität der VMAT im Vergleich zu anderen etablierten Bestrahlungsverfahren von

großer Wichtigkeit, sondern auch die dosimetrische Genauigkeit mit der sich die VMAT-

Bestrahlungspläne applizieren lassen. Hierzu wurden patientenindividuelle Planverifikationen

durchgeführt. Für die Verifikation der VMAT werden die relativen Dosisverteilungen und die

Absolutdosen aufgrund von Richtungsabhängigkeiten des Detektors und Tischabsorption

getrennt voneinander betrachtet. Die Ergebnisse hierfür sind in den folgenden Kapiteln

dargestellt.

Ergebnisse

34

4.2.1 Verifikation der relativen

Für die Auswertung in VeriSoft

Kontrollpunkten alle 6° die berechneten Planardosen mit den entsprechenden Messungen

mittels Gamma-Index verglichen. Dies ist exemplarisch für einen Patienten in der folgenden

Abbildung dargestellt.

Abbildung 17: Vergleich von gemessener (oben links) und berechneter (unten links) IsodosenverteilungRotation und Kontrollpunkten alle 6°Isodosenverteilungen sowie das grafische

In Abbildung 17 sind auf der linken Seite die gemessene und berechnete Isodosenverteilung

gezeigt. Die entsprechende Überlagerung der Isodosen

Gamma-Index für 3mm und 3% bezogen auf die maximale Dosis

dargestellt. Die Berechnung des Gamma

Somit erfüllen 96,8% der betrachteten Dosispunkte das eingestellte Gammakriteri

heißt der Gamma-Index ist kleiner als eins und wird in der Grafik grün dargestellt.

relativen Dosisverteilungen

Für die Auswertung in VeriSoft wurden zunächst für die VMAT mit einer Rotation und


Index verglichen. Dies ist exemplarisch für einen Patienten in der folgenden

Vergleich von gemessener (oben links) und berechneter (unten links) IsodosenverteilungRotation und Kontrollpunkten alle 6°. Oben rechts sind ein Dosisprofil und unten rechts die Überla

grafische Ergebnis des Gamma-Index für 3mm und 3% dargestellt.


gezeigt. Die entsprechende Überlagerung der Isodosen, sowie das grafisch

Index für 3mm und 3% bezogen auf die maximale Dosis,

dargestellt. Die Berechnung des Gamma-Index lieferte eine Übereinstimmung von 96,8%.

Somit erfüllen 96,8% der betrachteten Dosispunkte das eingestellte Gammakriteri

Index ist kleiner als eins und wird in der Grafik grün dargestellt.

wurden zunächst für die VMAT mit einer Rotation und


Index verglichen. Dies ist exemplarisch für einen Patienten in der folgenden

Vergleich von gemessener (oben links) und berechneter (unten links) Isodosenverteilung für VMAT mit einer ein Dosisprofil und unten rechts die Überlagerung der


sowie das grafische Ergebnis des

sind unten rechts

bereinstimmung von 96,8%.

Somit erfüllen 96,8% der betrachteten Dosispunkte das eingestellte Gammakriterium, das

Index ist kleiner als eins und wird in der Grafik grün dargestellt. Trotz der

Ergebnisse

35

hohen Prozentzahl der Übereinstimmung in der Statistik zeigte sich dennoch beim Vergleich

mehrerer relativer Dosisprofile keine zufriedenstellende relative Übereinstimmung.

Ein ähnlich schlechtes Ergebnis ergab sich für die VMAT mit zwei Rotationen und

Kontrollpunkten alle 6°. Das Ergebnis des Gamma-Index sowie ein ausgewähltes Dosisprofil

sind in Abbildung 18 zu sehen.

Abbildung 18: Überlagerung der Isodosenverteilung sowie grafische Darstellung des Ergebnisses des Gamma-Index für 3mm und 3% (links) und Dosisprofil (rechts) für VMAT mit zwei Rotationen und Kontrollpunkten alle 6°.

Auch dieses Ergebnis des Gamma-Index zeigt große Abweichungen von gemessener zu

berechneter Dosis. In Abbildung 18 rechts ist ein Dosisprofil durch die höchsten

Abweichungen dargestellt. Hier ist wiederum zu erkennen, dass keine gute relative

Übereinstimmung der berechneten und gemessenen Dosiswerte vorliegt.

Bei weiteren Analysen der Verifikationsmessungen für die VMAT mit einer und zwei

Rotationen und Kontrollpunkten alle 6° ergaben sich hinsichtlich der Abweichungen ähnliche

Ergebnisse. Die untersuchten Dosisprofile zeigten keine guten relativen Übereinstimmungen.

Die Verifikationsmessungen für die VMAT mit Kontrollpunkten alle 6° lieferten folglich für

die klinische Einführung kein befriedigendes Ergebnis. Daher wurde im weiteren Verlauf

dieser Arbeit nach den Ursachen, die zu den genannten Abweichungen führten, gesucht. Die

Lösungen hierfür werden im Folgenden näher diskutiert.

Wie von Feygelman et al. untersucht, ergeben sich für Kopf-Hals-Tumoren für VMAT-

Berechnungen mit Kontrollpunkten alle 4° bessere Dosisübereinstimmungen und bessere

Ergebnisse für den Gamma-Index als mit Kontrollpunkten alle 6° [22]. Dies könnte einer der

Gründe für die großen Abweichungen von gemessener zu berechneter Dosis sein.

Als weiterer Grund für die Abweichungen wurde die Rounded-Leaf-Table in Pinnacle³

Ergebnisse

36

gesehen, die den Verlauf der Dosis je nach Lamellenposition im Strahlengang bei den

durchgeführten VMAT-Berechnungen nicht genau genug berücksichtigte. Deshalb wurde

diese im Verlauf dieser Arbeit erneuert und VMAT-Berechnungen mit Kontrollpunkten alle

4° durchgeführt.

Die Ergebnisse des Gamma-Index sowie ausgewählte Dosisprofile sind für die VMAT mit

einer und zwei Rotationen und Kontrollpunkten alle 4° in Abbildung 19 zu sehen.

Abbildung 19: Überlagerung der Isodosenverteilung sowie grafische Darstellung der Ergebnisses des Gamma-Index für 3mm und 3% (links) und Dosisprofile (rechts) für VMAT mit einer Rotation (oben) und zwei Rotationen (unten) und Kontrollpunkten alle 4°.

Die Berechnungen des Gamma-Index ergaben für eine und zwei Rotationen eine

Übereinstimmung von jeweils 100%. Somit wurde das Gamma-Kriterium im Gegensatz zur

VMAT mit Kontrollpunkten alle 6° für alle betrachteten Dosispunkte erfüllt. Bei zwei

Rotationen sind einige Bereiche mit leicht erhöhtem Gamma-Index zu erkennen. Diese liegen

jedoch alle innerhalb der vorgegebenen Grenzen von 3mm und 3%. Des Weiteren ist aus den

Dosisprofilen in Abbildung 19 rechts zu entnehmen, dass für beide VMAT-Techniken eine

Ergebnisse

37

sehr gute relative Übereinstimmung der berechneten und gemessenen Dosiswerte erreicht

wird.

Insgesamt ergaben sich für die VMAT mit Kontrollpunkten alle 4° sehr gute relative

Dosisübereinstimmungen. Die über alle neun Patienten gemittelten Übereinstimmungen sind

mit Standardabweichung für unterschiedliche Gamma-Indizes in der folgenden Tabelle

aufgelistet.

Kriterien für den Gamma-Index 4mm 4% 3mm 3% 2mm 2% 1mm 1%

Übereinstimmung VMAT 1x [%] 100 ± 0,1 99,4 ± 0,8 93,1 ± 2,9 61,1 ± 5,0 Übereinstimmung VMAT 2x [%] 100 ± 0,0 99,5 ± 0,5 93,9 ± 2,8 60,7 ± 6,9 Tabelle 4: Übereinstimmungen der VMAT mit einer und zwei Rotationen und Kontrollpunkten alle 4° in Prozent für unterschiedliche Kriterien des Gamma-Index.

Wie aus Tabelle 4 zu entnehmen ist, lieferte der standardmäßig betrachtete Gamma-Index für

die Kriterien 3mm und 3% über alle Messungen Übereinstimmungen größer 99%, was ein

sehr gutes Ergebnis darstellt. Selbst mit dem strengeren Kriterium von 2mm und 2% lieferte

die VMAT mit Kontrollpunkten alle 4° ein gutes Ergebnis. Für die Kriterien von 1mm und

1% ergaben sich für beide VMAT-Techniken immer noch mittlere Übereinstimmungen von

etwa 60%.

Neben der Betrachtung des globalen Gamma-Index bezogen auf die maximale Dosis wurde

zum Vergleich der lokale Gamma-Index für die Kriterien von 3mm und 3% für die VMAT

mit Kontrollpunkten alle 4° berechnet. Dies ergab für eine Rotation im Mittel eine

Übereinstimmung von 94,4±2,2% und für zwei Rotationen 94,2±1,7%. Der lokale Gamma-

Index ist folglich um etwa 5% schlechter als der globale Gamma-Index. Grund hierfür ist die

strengere Bewertung der Abweichungen im Niedrigdosisbereich durch den lokalen Gamma-

Index. Ein grafischer Vergleich des globalen und lokalen Gamma-Index ist in Abbildung 20

dargestellt.

Ergebnisse

38

Abbildung 20: Vergleich zwischen globalem und lokalem Gamma-Index für 3mm und 3%.

Wie aus Abbildung 20 hervorgeht, sind die Bereiche, in denen das lokale Gamma-Kriterium

nicht erfüllt ist, lediglich im Niedrigdosisbereich zu finden und somit klinisch nicht relevant.

4.2.2 Verifikation der Absolutdosis

Trotz der guten relativen Dosisübereinstimmungen wichen die mit dem 2D-Array gemessenen

Absolutdosen deutlich von den berechneten Dosen ab. Für die VMAT mit einer Rotation

waren die gemessenen Dosen im Mittel 6% und für zwei Rotationen im Mittel 7% niedriger

als die berechneten Dosen. Aufgrund dieser Abweichungen wurden im weiteren Verlauf

dieser Arbeit Absolutdosismessungen mit einer Ionisationskammer durchgeführt. Die

Ergebnisse hierfür sind im Folgenden aufgeführt.

Da tendenziell die tägliche QA mit dem Quickcheck (QUICKCHECKwebline, PTW-Freiburg,

Deutschland) eine nötige Dosismonitorkalibrierung des Linearbeschleunigers vermuten ließ,

wurde zunächst die Absolutdosimetrie für den Linearbeschleuniger für 6MV-X im RW3-

Plattenphantom mit der Zylinderkammer überprüft. Hierbei betrug die gemessene Dosis

sowohl im Dosismaximum als auch in 10cm Tiefe 1,2% weniger als der Sollwert der

Kalibrierung. Somit sind 1,2% der Abweichungen, die bei den VMAT-Messungen mit dem

2D-Array festgestellt wurden, erklärt. Die Abweichungen reduzieren sich im Mittel von 6%

beziehungsweise 7% auf 4,8% und 5,8%.

Um zu untersuchen, wie groß der Anteil der Abweichungen von gemessener zu berechneter

Dosis aufgrund der Richtungsabhängigkeit des 2D-Arrays ist, wurden die Absolutdosen der

VMAT-Bestrahlungspläne mit der gleichen Zylinderkammer im OKTAVIUS-CT Phantom

Ergebnisse

39

nachgemessen. Abzüglich der Abweichung der Absolutdosis im RW3-Plattenphantom von

1,2% ergaben sich für die VMAT mit einer Rotation Abweichungen von 2,4±0,7% und für

VMAT mit zwei Rotationen 3,8±0,6%. Beim Vergleich dieser Messergebnisse und den

Messungen mit dem 2D-Array reduzieren sich die Abweichungen um etwa 2% bis 2,5%. Die

größeren Abweichungen bei den Messungen mit dem 2D-Array sind somit auf Messfehler

durch das unterschiedliche Ansprechvermögen in Abhängigkeit der Einstrahlwinkel

zurückzuführen.

Der Grund der größeren Abweichungen der VMAT mit zwei Rotationen im Vergleich zu

einer Rotation wurde in den kleinen, schmalen Segmenten außerhalb des Zentralstrahls, die

bei der Planoptimierung immer für die zweite Rotation generiert wurden, vermutet. Da mit

den zur Verfügung stehenden Messmitteln die Messungen von Outputfatoren für

Bestrahlungsfelder kleiner 2x2cm² keine verlässlichen Messergebnisse liefern, sind für diese

keine Werte in der verwendeten Bestrahlungsmaschine in Pinnacle³ hinterlegt. Dies führt

vermutlich zu unsicheren Dosisberechnungen der schmalen Segmente bei der VMAT.

Folglich wurden, um den Einfluss der vermutlich unsicheren Dosisberechnung zu

untersuchen, weitere VMAT-Bestrahlungspläne mit einer und zwei Rotationen nur mit großen

Segmenten berechnet und dosimetrisch überprüft. Die Abweichungen reduzierten sich für

eine Rotation nur wenig von 2,4±0,7% auf 2,2±0,2%, für zwei Rotationen jedoch deutlich

von 3,8±0,6% auf 1,9±0,2%.

Um zu untersuchen, ob die Tischabsorption eine Ursache für die Abweichungen von

berechneter zu gemessener Dosis ist, wurden in Pinnacle³ Berechnungen mit und ohne

Bestrahlungstisch durchgeführt. Die Berechnungen ergaben, dass die Tischabsorption weniger

als 1% beträgt.

Insgesamt liegen die Abweichungen von gemessener zu berechneter Dosis für beide VMAT-

Techniken damit noch etwa bei 1 bis 2%.

Diskussion

40

5. Diskussion

In dieser Arbeit wurde eine neue Bestrahlungstechnik, die Volumetric Modulated Arc

Therapy (VMAT), mit etablierten Bestrahlungsverfahren wie der 3D-CRT und IMRT

verglichen und Verifikationsmessungen für die klinische Einführung der VMAT

durchgeführt. Die VMAT besitzt gegenüber der MLC-basierten IMRT mit variablen

Parametern für Gantrygeschwindigkeit, Dosisleistung sowie dynamischer Lamellen- und

Blendenpositionierung mehr Freiheitsgrade und verspricht somit eine Steigerung der

Behandlungseffizienz.

Der erste Teil der Arbeit umfasste den Planvergleich. Hierfür wurden ein 3D-CRT-

Bestrahlungsplan, IMRT-Bestrahlungspläne mit sieben und neun Einstrahlrichtungen sowie

zwei VMAT-Bestrahlungspläne mit einer und zwei Rotationen erstellt und bezüglich

Planqualität und Behandlungseffizienz verglichen.

Im zweiten Teil wurden Verifikationsmessungen für die klinische Einführung der VMAT

durchgeführt, um herauszufinden ob die neue Technik mit der nötigen dosimetrischen

Präzision appliziert werden kann.


Eine Steigerung der Dosis im Zielvolumen verbessert die lokale Tumorkontrolle, führt jedoch

auch zu einer höheren Dosisbelastung der umliegenden Risikoorgane und somit zu

vermehrten Akut- und Langzeitnebenwirkungen [17, 67]. Deshalb wurde in den letzten Jahren

bei Tumoren im Kopf-Hals-Bereich die konventionelle tumorkonforme Bestrahlungstechnik

immer mehr von der intensitätsmodulierten Strahlentherapie abgelöst. Wie die Ergebnisse

dieser Arbeit bestätigen, ermöglicht die 3D-CRT zwar das Zielvolumen mit ausreichend

Dosis zu belegen, jedoch kann gerade im Kopf-Hals-Bereich mit dieser Technik das

Hauptrisikoorgan, kontralaterale Parotis, nicht ausreichend geschont werden [21, 28, 30].

Wie bereits von Bhide et al. und Chou et al. publiziert, liefert die IMRT bei sehr guter

Dosisabdeckung im Zielvolumen eine bestmögliche Schonung der umliegenden Risikoorgane,

insbesondere der kontralateralen Parotis [7, 13, 24]. Mit Einsatz der IMRT verlängert sich

Diskussion

41

jedoch die tägliche Bestrahlungszeit, was wiederum zur Folge hat, dass das Risiko für

intrafraktionelle Organbewegungen steigt. Des Weiteren könnten durch die langen

Bestrahlungszeiten bereits während der Bestrahlung Reparaturmechanismen der Tumorzellen

einsetzen, wodurch die Wirkung der Therapie reduziert werden könnte [38, 39, 47].

Zusätzlich werden aufgrund der vielen Einstrahlrichtungen und Segmente bei der IMRT sehr

viele Monitoreinheiten abgestrahlt. Diese verursachen Lamellendurchlassstrahlung und

Streustrahlung, die wiederum Sekundärmalignome verursachen könnten [27]. Deshalb wurde

nach Bestrahlungstechniken gesucht, die die Behandlungseffizienz steigern. Eine dieser neuen

Verfahren ist die in dieser Arbeit untersuchte Volumetric Modulated Arc Therapy, die mit

zusätzlichen Freiheitsgraden wie dynamischer Gantrygeschwindigkeit, Dosisleistung und

Feldgrößenänderung eine kürzere Bestrahlungszeit verspricht [44].

Wie die Ergebnisse dieser Arbeit zeigen, wird mit der Volumetric Modulated Arc Therapy für

die hier untersuchte Tumorentität eine sehr gute, mit der IMRT vergleichbare Planqualität

erreicht. Der große Vorteil dieses Bestrahlungsverfahrens ist, wie auch aus den Arbeiten von

Bertelsen et al. und Popescu et al. hervorgeht, die sehr kurze Bestrahlungszeit und verringerte

Anzahl an Monitoreinheiten, vor allem bei einer Gantryrotation [6, 50]. Bertelsen beschreibt

in seiner Arbeit, dass die VMAT mit einer Rotation 8,5% weniger Monitoreinheiten und 35%

geringere Bestrahlungszeit als die Step-and-shoot IMRT benötigt. Diese Ergebnisse decken

sich mit den Ergebnissen dieser Arbeit. Nach Guckenberger et al. hängt die Anzahl der

VMAT-Rotationen von der Komplexität des Zielvolumens ab. Er schlägt für Kopf-Hals-

Tumoren vor, mindestens zwei Rotationen zu verwenden [26]. Die Ergebnisse des

Planvergleichs dieser Arbeit deuten jedoch darauf hin, dass bei dieser Art von Zielvolumen

bereits mit einer Rotation eine sehr gute Planqualität erreicht wird. Der Nachteil einer

Gantryrotation liegt jedoch in der Applikation, da der Linearbeschleuniger bei komplexen

Zielvolumen durch den notwendigen hohen Modulationsgrad und der damit verbundenen

schnellen Lamellen- und Blendenpositionierung sowie hohen Dosisleistungsänderungen von

Kontrollpunkt zu Kontrollpunkt nicht stabil betrieben werden kann. Deshalb ist zu empfehlen,

für Kopf-Hals-Bestrahlungen bei Patienten, die etwas längere Liegezeiten tolerieren,

standardmäßig zwei Rotationen einzuführen. Zwei oder sogar mehr Rotationen werden

vermutlich in jedem Fall bei Zielvolumen, die bis in den Augenbereich reichen, wie zum

Beispiel bei Nasopharynxkarzinomen, erforderlich sein [32, 65]. Jedoch ist in solchen Fällen

vermutlich eine ausreichende Schonung der Augenlinsen mit der VMAT schwierig und die

Bestrahlungszeiten würden sich bei mehreren Rotationen enorm verlängern. Wie

Diskussion

42

Untersuchungen belegen, bietet die IMRT hier eine bessere Planqualität als die VMAT [26,

31]. Die Arbeit von Guckenberger et al. untersuchte für kompliziert geformte Zielvolumen im

Kopf-Hals-Bereich die Dosisbelastung der Augenlinsen für die Step-and-shoot IMRT sowie

für die VMAT mit mehreren Gantryrotationen. Es konnte gezeigt werden, dass bei einer

Verschreibungsdosis von 54Gy im Zielvolumen eine Maximaldosis von 10Gy in den Linsen

nur mit der Step-and-shoot IMRT eingehalten werden konnte. Die VMAT lieferte eine höhere

Dosis in den Linsen bei gleichzeitigen Einbußen der Dosisabdeckung im Zielvolumen.

Weiterhin ist bei den VMAT-Berechnungen die Optimierungszeit nicht außer Acht zu lassen

[66]. Durch die hohe Anzahl an Optimierungsparametern dauert die VMAT-Optimierung

erheblich länger als die IMRT-Berechnungen. In dieser Arbeit betrug die Optimierungszeit

durchschnittlich eine Stunde pro Gantryrotation. Die Berechnung von VMAT-

Bestrahlungsplänen mit mehreren Rotationen würde somit mehrere Arbeitsstunden dauern.

Zudem verlängert sich die Berechnungszeit bei gleichzeitiger Optimierung von mehreren

VMAT-Bestrahlungsplänen.

Die hohe Anzahl von Einstrahlrichtungen bei der VMAT führt selbst bei einer niedrigeren

Anzahl an Monitoreinheiten, insbesondere bei einer Rotation, zu einer erhöhten, mit der

IMRT vergleichbaren integralen Dosis im Normalgewebe [27, 48]. Dies könnte, wie schon

erwähnt, in mehreren Jahren Sekundärmalignome bei den behandelten Patienten hervorrufen.

Aufgrund der erhöhten lokalen Tumorkontrolle, der sehr guten Schonung der Risikoorgane,

was wiederum die Lebensqualität der betroffenen Patienten steigert, und der sehr kurzen

Behandlungszeit wird dies bei der VMAT akzeptiert. Dennoch gilt es für alle modulierten

Verfahren eine Risikobewertung hinsichtlich der Langzeitwirkung, insbesondere für junge

Patienten mit einem kurativen Behandlungshintergrund, durchzuführen.


Um die Genauigkeit der Applikation der berechneten VMAT-Bestrahlungspläne zu

überprüfen wurden diese auf ein Messphantom abgestrahlt und die gemessenen

Isodosenverteilungen mit den berechneten verglichen.

Für alle Vergleiche wurde als Standardkriterium für den Gamma-Index 3mm und 3% gewählt,

Diskussion

43

da diese Akzeptanzkriterien am häufigsten in der Literatur verwendet werden und hierfür die

meisten Vergleichswerte vorliegen [3, 4, 6, 22].

Für die VMAT-Berechnungen mit Kontrollpunkten alle 6° ergaben sich hohe relative

Dosisabweichungen zwischen gemessenen und berechneten Isodosenverteilungen, was kein

zufriedenstellendes Ergebnis lieferte. Die Ergebnisse der Berechnungen des Gamma-Index für

die Kriterien 3mm und 3% bezogen auf die maximale Dosis lieferten im Mittel

Übereinstimmungen von weniger als 97%. Die Arbeit von Feygelman et al. zeigt ebenfalls für

konkav geformte Zielvolumen und Berechnungen mit Kontrollpunkten alle 6° kein

befriedigendes Ergebnis für den Gamma-Index mit den Kriterien 3mm und 3% [22]. Er sieht

die VMAT mit Kontrollpunkten alle 4° als guten Kompromiss zwischen Optimierungszeit

und dosimetrischer Genauigkeit bei der Applikation. Dies spiegeln auch die Ergebnisse der

vorliegenden Arbeit für die VMAT mit Kontrollpunkten alle 4° wider. Die

Optimierungszeiten dauerten nur minimal länger als die für die VMAT mit 6°. Die relativen

Übereinstimmungen zwischen berechneten und gemessenen Isodosenverteilungen liefern

jedoch ein deutlich besseres Ergebnis. Die Übereinstimmungen betrugen sowohl für eine als

auch für zwei Rotationen mehr als 99%. Ein vergleichbares Ergebnis des Gamma-Index für

die Kriterien 3mm und 3% liefert die von Bertelsen et al. durchgeführte Untersuchung [4, 6].

Für eine Gantryrotation berichtet er von Übereinstimmungen zwischen berechneten und

gemessenen Isodosenverteilungen von 99,6±0,5%. Die Ergebnisse des Gamma-Index in

dieser Arbeit beziehungsweise die der Arbeit von Bertelsen fallen so gut aus, da hier der

globale Gamma-Index bezogen auf die Maximaldosis betrachtet wurde. In anderen Arbeiten

findet man oftmals niedrigere Ergebnisse für den Gamma-Index, was vermuten lässt, dass das

lokale Gammakriterium berechnet wurde.

Die absoluten Abweichungen von 6% bei einer Rotation beziehungsweise 7% bei zwei

Rotationen sind zurückzuführen auf das unterschiedliche Ansprechvermögen des 2D-

Ionisationskammerarrays in Abhängigkeit der Einstrahlwinkel, die Tischabsorption, sowie die

höhere Abweichung bei zwei Rotationen vermutlich auf die unsichere Dosisberechnung der

langen schmalen Segmente durch Pinnacle³.

Die Tischabsorption wurde bereits von McCormack et al., Vanetti et al. und Feygelman et al.

für Karbonfaser-Tische, wie der Tisch aus dieser Arbeit, untersucht [22, 37, 64]. Dabei zeigte

sich, dass es Abweichungen zwischen berechneter und gemessener Isodosenverteilung gibt,

wenn die Berechnungen ohne Tisch durchgeführt werden. Analog dieser Arbeiten zeigte sich

bei unseren Vergleichsberechnungen eine Abweichung von weniger als 1%, die gegenüber

Diskussion

44

der Richtungsabhängigkeit des Detektors eine untergeordnete Rolle einnahm. Des Weiteren

spielt nach McCormack et al. für die Stärke der Tischabsorption der Einstrahlwinkel eine

Rolle. Je flacher der Einstrahlwinkel ist, desto höher sind die Abweichungen zwischen

gemessener und berechneter Dosis. Dieser Aspekt könnte bei der VMAT durch die volle

Rotation und dadurch große Anzahl von seitlichen Einstrahlwinkeln sehr viel größere

Abweichungen als bei der IMRT liefern.

Die Absolutdosismessungen in dieser Arbeit ergaben, dass die Messungenauigkeiten des 2D-

Arrays aufgrund des winkelabhängigen Ansprechvermögens der Ionisationskammern

ungefähr 2% beträgt. In anderen Arbeiten wird ebenfalls von Messungenauigkeiten des 2D-

Arrays in dieser Größenordnung berichtet [9]. Prinzipiell ist es möglich,

Messungenauigkeiten des Arrays aufgrund der Winkelabhängigkeit zu vermeiden, indem man

nach der “Collapse-Beam“-Technik mittels eines Gantryhalters auf das Array einstrahlt [56].

Allerdings besteht für die VMAT momentan noch keine Möglichkeit in Pinnacle³ alle

Segmente auf null Grad zu drehen, um eine mit der Messung vergleichbare planare

Dosisverteilung berechnen zu können.

Die Abweichungen zwischen einer und zwei Rotationen sind vermutlich durch die ungenaue

Dosisberechnung von Pinnacle³ für die langen schmalen Felder bei der VMAT mit zwei

Rotationen zu erklären. Die Dosisberechnung in Pinnacle³ ist möglicherweise unsicher, da für

Felder kleiner 2x2cm² keine Outputfaktoren hinterlegt sind. Die Messung solcher

Outputfaktoren ist bis heute eine sehr schwierige Angelegenheit, da die Messungen aufgrund

des fehlenden lateralen Sekundärelektronengleichgewichtes bei sehr kleinen Feldern mit

großen Fehlern behaftet sind. Um genauere Berechnungen durchführen zu können, müssten

Monte Carlo Methoden zum Einsatz kommen [15].

Zusammenfassung

45

6. Zusammenfassung

In der vorliegenden Arbeit wurde die Volumetric Modulated Arc Therapy mit etablierten

Bestrahlungstechniken wie der 3D-CRT und der IMRT verglichen und

Verifikationsmessungen für die klinische Einführung durchgeführt.

Der Vergleich der Bestrahlungstechniken erfolgte anhand von Isodosenverteilungen und für

jede Bestrahlungstechnik gemittelten DVHs des Zielvolumens, Normalgewebes und der

Risikoorgane. Des Weiteren wurden ausgewählte Planparameter zur Beurteilung der

Planqualität und Behandlungseffizienz betrachtet.

Sowohl der grafische Vergleich der DVHs als auch der Vergleich der Planparameter ergab für

alle untersuchten Bestrahlungstechniken eine sehr gute Planqualität hinsichtlich der

Zielvolumenabdeckung. Mit allen Verfahren wurde für die Risikoorgane Hirnstamm und

Rückenmark eine gute Schonung erreicht. Das Normalgewebe wies für alle Techniken eine

nahezu identische Belastung auf. Die Schonung des Hauptrisikoorgans, kontralaterale Parotis,

konnte nur mit den modulierten Verfahren erzielt werden. Mit den modulierten Verfahren

konnte im Gegensatz zur 3D-CRT die mittlere Dosis in der kontralateralen Parotis um mehr

als die Hälfte der Verschreibungsdosis reduziert werden. Dies zeigt den enormen Vorteil der

modulierten Bestrahlungstechniken im Gegensatz zur 3D tumorkonformen

Bestrahlungstechnik. Ein Nachteil der VMAT im Gegensatz zur IMRT stellt die lange

Berechnungszeit aufgrund der großen Anzahl der Optimierungsparameter dar. Die VMAT-

Berechnungen dauerten durchschnittlich eine Stunde pro Rotation. Darüber hinaus bietet die

VMAT jedoch einen großen Vorteil gegenüber der IMRT und 3D-CRT hinsichtlich der

Behandlungseffizienz. Die kurzen Bestrahlungszeiten, vor allem bei einer Gantryrotation,

sind nicht nur vorteilhaft hinsichtlich der kurzen Liegezeiten des Patienten und somit

minimiertem Risiko für intrafraktionelle Organbewegungen, sondern auch in Bezug auf die

Verhinderung unerwünschter Reparaturmechanismen von bestrahlten Tumorzellen, die bereits

während der Bestrahlung einsetzen könnten.

Für die klinische Einführung wurden zuerst Verifikationsmessungen für die VMAT mit

Kontrollpunkten alle 6° durchgeführt. Der Vergleich der berechneten und gemessenen

Isodosenverteilungen lieferte kein zufriedenstellendes Ergebnis. Daraufhin wurde die

Rounded-Leaf-Table der Bestrahlungsmaschine in Pinnacle³ erneuert und VMAT-

Berechnungen mit Kontrollpunkten alle 4° durchgeführt. Die VMAT mit Kontrollpunkten alle

4° zeigten für den Gamma-Index mit den Kriterien 3mm und 3% sehr gute relative

Zusammenfassung

46

Übereinstimmungen von gemessener zu berechneter Dosis. Die Abweichungen in der

Absolutdosis betrugen für die VMAT mit einer Rotation 6% und für die VMAT mit zwei

Rotationen 7%. Diese waren zurückzuführen auf das unterschiedliche Ansprechvermögen des

2D-Arrays in Abhängigkeit des Einstrahlwinkels, die Tischabsorption sowie vermutlich die

ungenaue Dosisberechnung von langen schmalen Feldern durch Pinnacle³.

Zusammenfassend ist zu sagen, dass die VMAT sehr viel längere Rechenzeiten bei der

Optimierung als die IMRT benötigt. Bezüglich der Schonung der kontralateralen Parotis

erreicht die VMAT sowohl für eine als auch für zwei Rotationen die gleiche, sehr gute

Planqualität wie die MLC-basierte IMRT. Der große Vorteil, den die neue

Bestrahlungstechnik bietet, ist die deutlich kürzere Bestrahlungszeit im Vergleich zur IMRT.

Das Risiko von Patientenbewegungen wird durch die kurzen Liegezeiten des Patienten stark

verringert, wodurch eine genauere Applikation der Dosis möglich ist. Des Weiteren könnten

unerwünschte Reparaturmechanismen der Tumorzellen während der Bestrahlung minimiert

werden. Bei den Verifikationsmessungen für die VMAT mit Kontrollpunkten alle 6° gab es

sehr große Abweichungen zwischen berechneten und gemessenen Dosisverteilungen. Nach

der Erneuerung der Rounded-Leaf-Table in Pinnacle³ und VMAT-Berechnungen mit

Kontrollpunkten alle 4° stimmten die Isodosenverteilungen sehr gut miteinander überein. Die

Absolutdosen wichen jedoch um bis zu 7% voneinander ab. Die Ursachen für die

Abweichungen konnten nach weiteren Analysen geklärt werden. Somit kann die VMAT mit

Kontrollpunkten alle 4° in der Abteilung für Strahlentherapie am Uniklinikum Gießen

klinisch eingeführt werden.

Literaturverzeichnis

47


1. Adamietz, I. A.; Knecht, R.; Laubert, A.; et al.: Maligne Rezidive im Kopf-Hals-Bereich: Diagnostik-Therapie-Pflege und soziales Umfeld. Vol. 1. 2003, Stuttgart: Schattauer GmbH.

2. Anand, A. K.; Jain, J.; Negi, P. S.; et al.: Can dose reduction to one parotid gland

prevent xerostomia?--A feasibility study for locally advanced head and neck cancer patients treated with intensity-modulated radiotherapy. Clin Oncol (R Coll Radiol), 2006. 18(6): p. 497-504.

3. Bedford, J. L.; Nordmark Hansen, V.; Mcnair, H. A.; et al.: Treatment of lung cancer

using volumetric modulated arc therapy and image guidance: a case study. Acta Oncol, 2008. 47(7): p. 1438-43.

4. Bedford, J. L. and Warrington, A. P.: Commissioning of volumetric modulated arc

therapy (VMAT). Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2009. 73(2): p. 537-45. 5. Benthuysen, L. V.; Hales, L. and Podgorsak, M. B.: Volumetric modulated arc therapy

vs. IMRT for the treatment of distal esophageal cancer. Med Dosim, 2011. 6. Bertelsen, A.; Hansen, C. R.; Johansen, J.; et al.: Single Arc Volumetric Modulated

Arc Therapy of head and neck cancer. Radiother Oncol, 2010. 95(2): p. 142-8. 7. Bhide, S. A.; Kazi, R.; Newbold, K.; et al.: The role of intensity-modulated

radiotherapy in head and neck cancer. Indian J Cancer, 2010. 47(3): p. 267-73. 8. Bogner, L.; Scherer, J.; Treutwein, M.; et al.: Verification of IMRT: techniques and

problems. Strahlenther Onkol, 2004. 180(6): p. 340-50. 9. Böttcher, M.: Einsatzmöglichkeiten des 2D-Arrays seven29 mit Octavius-Phantom und

des 2D-Arrays MatriXXEvolution mit MULTICube-Phantom für die Planverifizierung in der Tomotherapie. Diplomarbeit, 2009, Gießen.

10. Brahme, A.; Roos, J. E. and Lax, I.: Solution of an integral equation encountered in

rotation therapy. Phys Med Biol, 1982. 27(10): p. 1221-9. 11. Bratengeier, K.: 2-Step IMAT and 2-Step IMRT in three dimensions. Med Phys, 2005.

32(12): p. 3849-61. 12. Bucciolini, M.; Buonamici, F. B. and Casati, M.: Verification of IMRT fields by film

dosimetry. Med Phys, 2004. 31(1): p. 161-8. 13. Chou, W. W.; Puri, D. R. and Lee, N. Y.: Intensity-modulated radiation therapy for

head and neck cancer. Expert Rev Anticancer Ther, 2005. 5(3): p. 515-21. 14. Cilla, S.; Grimaldi, L.; D'onofrio, G.; et al.: Portal dose measurements by a 2D array.

Phys Med, 2007. 23(1): p. 25-32.


48

15. Das, I. J.; Ding, G. X. and Ahnesjo, A.: Small fields: nonequilibrium radiation dosimetry. Med Phys, 2008. 35(1): p. 206-15.

16. Deasy, J. O.; Moiseenko, V.; Marks, L.; et al.: Radiotherapy dose-volume effects on

salivary gland function. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2010. 76(3 Suppl): p. S58-63. 17. Dirix, P. and Nuyts, S.: Evidence-based organ-sparing radiotherapy in head and neck

cancer. Lancet Oncol, 2010. 11(1): p. 85-91. 18. Duthoy, W.; De Gersem, W.; Vergote, K.; et al.: Clinical implementation of intensity-

modulated arc therapy (IMAT) for rectal cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2004. 60(3): p. 794-806.

19. Duthoy, W.; De Gersem, W.; Vergote, K.; et al.: Whole abdominopelvic radiotherapy

(WAPRT) using intensity-modulated arc therapy (IMAT): first clinical experience. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2003. 57(4): p. 1019-32.

20. Eisbruch, A.; Ship, J. A.; Kim, H. M.; et al.: Partial irradiation of the parotid gland.

Semin Radiat Oncol, 2001. 11(3): p. 234-9. 21. Eisbruch, A.; Ten Haken, R. K.; Kim, H. M.; et al.: Dose, volume, and function

relationships in parotid salivary glands following conformal and intensity-modulated irradiation of head and neck cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 1999. 45(3): p. 577-87.

22. Feygelman, V.; Zhang, G. and Stevens, C.: Initial dosimetric evaluation of SmartArc -

a novel VMAT treatment planning module implemented in a multi-vendor delivery chain. J Appl Clin Med Phys, 2010. 11(1): p. 3169.

23. Fowler, J. F.; Welsh, J. S. and Howard, S. P.: Loss of biological effect in prolonged

fraction delivery. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2004. 59(1): p. 242-9. 24. Garden, A. S.; Morrison, W. H.; Rosenthal, D. I.; et al.: Target coverage for head and

neck cancers treated with IMRT: review of clinical experiences. Semin Radiat Oncol, 2004. 14(2): p. 103-9.

25. Gellrich, N.-C.: Empfehlung zur standardisierten Diagnostik, Therapie und

Nachsorge: Kopf-Hals-Tumoren. Vol. 1. 2004, Freiburg: Tumor Zentrum Freiburg. 26. Guckenberger, M.; Richter, A.; Krieger, T.; et al.: Is a single arc sufficient in

volumetric-modulated arc therapy (VMAT) for complex-shaped target volumes? Radiother Oncol, 2009. 93(2): p. 259-65.

27. Hall, E. J. and Wuu, C. S.: Radiation-induced second cancers: the impact of 3D-CRT

and IMRT. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2003. 56(1): p. 83-8. 28. Hatano, K.; Narita, Y.; Araki, H.; et al.: [3D-CRT and intensity modulated radiation

therapy (IMRT)]. Gan To Kagaku Ryoho, 2003. 30(13): p. 2050-5. 29. Hilgers, R.-D.: Einführung in die Medizinische Statistik. Vol. 2. 2007, Berlin

Heidelberg: Springer.


49

30. Kam, M. K.; Chau, R. M.; Suen, J.; et al.: Intensity-modulated radiotherapy in nasopharyngeal carcinoma: dosimetric advantage over conventional plans and feasibility of dose escalation. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2003. 56(1): p. 145-57.

31. Lee, N.; Mechalakos, J.; Puri, D. R.; et al.: Choosing an intensity-modulated radiation

therapy technique in the treatment of head-and-neck cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2007. 68(5): p. 1299-309.

32. Lee, T. F.; Ting, H. M.; Chao, P. J.; et al.: Dual Arc Volumetric-modulated Arc

Radiotherapy (VMAT) of Nasopharyngeal Carcinomas: A Simultaneous Integrated Boost Treatment Plan Comparison with Intensity-modulated Radiotherapies and Single Arc VMAT. Clin Oncol (R Coll Radiol), 2011.

33. Lin, A.; Kim, H. M.; Terrell, J. E.; et al.: Quality of life after parotid-sparing IMRT

for head-and-neck cancer: a prospective longitudinal study. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2003. 57(1): p. 61-70.

34. Low, D. A.; Harms, W. B.; Mutic, S.; et al.: A technique for the quantitative

evaluation of dose distributions. Med Phys, 1998. 25(5): p. 656-61. 35. Lunatschek, C.: Kopf-Hals-Tumoren. [cited 01.06.2011]; Available from:

http://www.uniklinik-ulm.de/. 36. Marks, L. B.; Yorke, E. D.; Jackson, A.; et al.: Use of normal tissue complication

probability models in the clinic. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2010. 76(3 Suppl): p. S10-9.

37. McCormack, S.; Diffey, J. and Morgan, A.: The effect of gantry angle on megavoltage

photon beam attenuation by a carbon fiber couch insert. Med Phys, 2005. 32(2): p. 483-7.

38. Moiseenko, V.; Banath, J. P.; Duzenli, C.; et al.: Effect of prolonging radiation

delivery time on retention of gammaH2AX. Radiat Oncol, 2008. 3: p. 18. 39. Mu, X.; Lofroth, P. O.; Karlsson, M.; et al.: The effect of fraction time in intensity

modulated radiotherapy: theoretical and experimental evaluation of an optimisation problem. Radiother Oncol, 2003. 68(2): p. 181-7.

40. Mundt, A.: Intensity Modulated Radiation Therapy: A Clinical Perspective. 2005,

Chicago: BC Decker Inc. 41. Munter, M. W.; Karger, C. P.; Hoffner, S. G.; et al.: Evaluation of salivary gland

function after treatment of head-and-neck tumors with intensity-modulated radiotherapy by quantitative pertechnetate scintigraphy. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2004. 58(1): p. 175-84.

42. Nakamura, J. L.; Verhey, L. J.; Smith, V.; et al.: Dose conformity of gamma knife

radiosurgery and risk factors for complications. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2001. 51(5): p. 1313-9.


50

43. O'Neill, M.; Heron, D. E.; Flickinger, J. C.; et al.: Posttreatment Quality-of-Life Assessment in Patients With Head and Neck Cancer Treated With Intensity-modulated Radiation Therapy. Am J Clin Oncol, 2011.

44. Otto, K.: Volumetric modulated arc therapy: IMRT in a single gantry arc. Med Phys,

2008. 35(1): p. 310-7. 45. Pacholke, H. D.; Amdur, R. J.; Morris, C. G.; et al.: Late xerostomia after intensity-

modulated radiation therapy versus conventional radiotherapy. Am J Clin Oncol, 2005. 28(4): p. 351-8.

46. Paddick, I.: A simple scoring ratio to index the conformity of radiosurgical treatment

plans. Technical note. J Neurosurg, 2000. 93 Suppl 3: p. 219-22. 47. Paganetti, H.: Changes in tumor cell response due to prolonged dose delivery times in

fractionated radiation therapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2005. 63(3): p. 892-900. 48. Patil, V. M.; Kapoor, R.; Chakraborty, S.; et al.: Dosimetric risk estimates of

radiation-induced malignancies after intensity modulated radiotherapy. J Cancer Res Ther, 2010. 6(4): p. 442-7.

49. Philips: Benutzerhandbuch P³IMRT Pinnacle³ Version 9. 2009, Fitchburg: Philips. 50. Popescu, C. C.; Olivotto, I. A.; Beckham, W. A.; et al.: Volumetric modulated arc

therapy improves dosimetry and reduces treatment time compared to conventional intensity-modulated radiotherapy for locoregional radiotherapy of left-sided breast cancer and internal mammary nodes. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2010. 76(1): p. 287-95.

51. Poppe, B.; Djouguela, A.; Blechschmidt, A.; et al.: Spatial resolution of 2D ionization

chamber arrays for IMRT dose verification: single-detector size and sampling step width. Phys Med Biol, 2007. 52(10): p. 2921-35.

52. Poppe, B.; Ruehmann, A.; Allgaier, B.; et al.: Considerations of Reference Level

Definition for IMRT Plan Verification and Application of a Three Dimensional Gamma-Index Analysis. Med Phys, 2009. 36(6): p. 2564.

53. PTW: Dosimetrie-Lösungen für die Strahlentherapie. 2011 [cited 18.08.2011];

Available from: www.ptw.de. 54. PTW: Gebrauchsanweisung 2D-ARRAY seven29 (T10024) und ARRAY INTEFRACE

(T16026). März 2008. 55. PTW: Gebrauchsanweisung OKTAVIUS Phantom T40051. April 2009, Freiburg. 56. PTW: SC Holding Device Universal Gantry Mount. 2010 [cited 29.07.2011];

Available from: http://ptw.de/. 57. Puri, D. R.; Chou, W. and Lee, N.: Intensity-modulated radiation therapy in head and

neck cancers: dosimetric advantages and update of clinical results. Am J Clin Oncol, 2005. 28(4): p. 415-23.


51

58. Richter, E.: Grundlagen der Strahlentherapie. Vol. 2. 2002, Heidelberg: Springer. 59. Sauer, R.: Strahlentherapie und Onkologie. Vol. 5. 2010, München: Elsevier. 60. Schmoll, H.-J.; Höffken, K. and Possinger, K.: Kompendium Internistische Onkologie:

Epidemiologie, Tumorbiologie, Zystostatika, Prinzipien der Tumortherapie, Supportive Maßnahmen. Vol. 4. 2006, Heidelberg: Springer.

61. Syamkumar, S. A.; Padmanabhan, S.; Sukumar, P.; et al.: Characterization of

responses of 2d array seven29 detector and its combined use with octavius phantom for the patient-specific quality assurance in rapidarc treatment delivery. Med Dosim, 2011.

62. Sykes, J. R. and Williams, P. C.: An experimental investigation of the tongue and

groove effect for the Philips multileaf collimator. Phys Med Biol, 1998. 43(10): p. 3157-65.

63. Vanetti, E.; Clivio, A.; Nicolini, G.; et al.: Volumetric modulated arc radiotherapy for

carcinomas of the oro-pharynx, hypo-pharynx and larynx: a treatment planning comparison with fixed field IMRT. Radiother Oncol, 2009. 92(1): p. 111-7.

64. Vanetti, E.; Nicolini, G.; Clivio, A.; et al.: The impact of treatment couch modelling

on RapidArc. Phys Med Biol, 2009. 54(9): p. N157-66. 65. Verbakel, W. F.; Cuijpers, J. P.; Hoffmans, D.; et al.: Volumetric intensity-modulated

arc therapy vs. conventional IMRT in head-and-neck cancer: a comparative planning and dosimetric study. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2009. 74(1): p. 252-9.

66. Vlachaki, M.T.; Panet-Raymond, V. and Zargorodni, S.: Coplanar vs. Non-coplanar

Intensity Modulated Radiation Therapy (IMRT) and Volumetric Modulated Arc Therapy (VMAT) Treatment Planning for Fronto-Temporal High Grade Glioma (HGG). Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2010. 78(3): p. S832.

67. Wang, X.; Hu, C. and Eisbruch, A.: Organ-sparing radiation therapy for head and

neck cancer. Nat Rev Clin Oncol, 2011. 68. Wannemacher, M.: Strahlentherapie. Vol. 1. 2006, Heidelberg: Springer. 69. Wolff, D.: Parameteroptimierung und Leistungscharakterisierung bei der

Volumetisch Intensitätsmodulierten Arc Therapie (VMAT). Dissertation, 2009, Mannheim.

70. Wolff, D.; Stieler, F.; Welzel, G.; et al.: Volumetric modulated arc therapy (VMAT) vs.

serial tomotherapy, step-and-shoot IMRT and 3D-conformal RT for treatment of prostate cancer. Radiother Oncol, 2009. 93(2): p. 226-33.

71. Yu, C. X.: Design considerations for the sides of multileaf collimator leaves. Phys

Med Biol, 1998. 43(5): p. 1335-42. 72. Yu, C. X.: Intensity-modulated arc therapy with dynamic multileaf collimation: an

alternative to tomotherapy. Phys Med Biol, 1995. 40(9): p. 1435-49.


52

73. Yu, C. X.; Li, X. A.; Ma, L.; et al.: Clinical implementation of intensity-modulated arc therapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys, 2002. 53(2): p. 453-63.

74. Zink, K.: Skript Vertiefung Medizinische Physik: Kapitel 3 Intensitätsmodulierte

Strahlentherapie. 2002, Gießen.

Eidesstattliche Erklärung

Hiermit erklären wir, dass wir die vorliegende Masterthesis selbstständig verfasst haben und

keine anderen als die angegebenen Quellen und Hilfsmittel verwendet haben.

Gießen, 26. August 2011 Verena Barrois

Lisa Vogelgesang

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