Diplomarbeit Martin Böttcher - Benutzer-Homepage

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Einsatzmöglichkeiten des 2D-Arrays
2D Arrays seven29
mit Octavius-Phantom
Phantom und des 2D-Arrays
2D Arrays
MatriXXEvolution mit MULTICube-Phantom
MULTICube Phantom für
die Planverifizierung in der Tomotherapie
Diplomarbeit
im Studiengang Medizintechnik
am Fachbereich
Krankenhaus- und Medizintechnik,
Medizintechni Umwelt- und Biotechnologie
der
er Fachhochschule Gießen-Friedberg
Gießen
durchgeführt in der
Radiologische Universitätsklinik
Radiologischen
Funktionseinheit Strahlentherapie
Funktionseinheit:
der Rheinischen Friedrich-Wilhelms-Universität
Friedrich
Universität
vorgelegt von
Martin Böttcher
aus Bonn
Matrikel
Matrikel-Nr.
758035
Referent:
Korreferent:
Prof. Dr. Klemens Zink
Dr. Stephan Garbe
Gießen, den 4. Juni 2009
Inhaltsverzeichnis
Inhaltsverzeichnis ......................................................................................................... I
1.
Einleitung ............................................................................................................. 1
2.
Grundlagen .......................................................................................................... 3
2.1.
Hochkonformale Bestrahlungstechniken..................................................... 3
2.1.1. Fluenzmodulierte Strahlentherapie .......................................................... 3
2.1.2. Helikale Tomotherapie............................................................................. 5
2.2.
Gamma-Index ............................................................................................. 9
2.3.
Vorbestrahlungseffekte bei Ionisationskammern ...................................... 13
3.
3.1.
Material .............................................................................................................. 14
Zweidimensionale Ionisationskammer Arrays ........................................... 14
3.1.1. seven29 ................................................................................................. 14
3.1.2. MatriXXEvolution ........................................................................................ 15
3.2.
Phantome ................................................................................................. 16
3.2.1. Octavius-Phantom ................................................................................. 17
3.2.2. MULTICube ........................................................................................... 18
4.
Methoden ........................................................................................................... 19
4.1.
Vorbestrahlung ......................................................................................... 19
4.2.
Effektiver Messort ..................................................................................... 20
4.3.
Dosisleistungsabhängigkeit ...................................................................... 21
I
4.4.
Richtungsabhängigkeit.............................................................................. 21
4.4.1. Betrachtung für konventionelle Beschleuniger....................................... 21
4.4.2. Betrachtung für TomoTherapy Hi·Art II System® ................................... 22
4.5.
5.
Patientenbezogene Planverifizierung in der Tomotherapie....................... 24
Ergebnisse ......................................................................................................... 31
5.1.
Vorbestrahlung ......................................................................................... 31
5.2.
Effektiver Messort ..................................................................................... 32
5.3.
Dosisleistungsabhängigkeit ...................................................................... 33
5.4.
5.4.1. Betrachtung für konventionelle Beschleuniger....................................... 34
5.4.2. Betrachtung für TomoTherapy Hi·Art II System® ................................... 37
5.5.
6.
Diskussion.......................................................................................................... 51
6.1.
Vorbestrahlung ......................................................................................... 51
6.2.
Effektiver Messort und Dosisleistungsabhängigkeit .................................. 53
6.3.
6.4.
6.4.1. Tandem aus MatriXXEvolution und MULTICube ........................................ 54
6.4.2. Tandem aus seven29 und Octavius LINAC........................................... 55
7.
Fazit und Ausblick .............................................................................................. 55
II
Literaturverzeichnis ................................................................................................... 58
Abbildungsverzeichnis .............................................................................................. 61
Abkürzungsverzeichnis ............................................................................................. 68
Erklärungen zur Abschlussarbeit............................................................................... 69
Danksagung .............................................................................................................. 70
III
Einleitung
1. Einleitung
Die Strahlentherapie ist neben Chemotherapie und Chirurgie eines der drei
Standbeine
der
klassischen
Krebsbehandlung.
Das
Ziel
der
kurativen
Strahlentherapie ist es, durch Photonen- oder Elektronenstrahlung eine
vollständige Vernichtung des Tumorgewebes, bei maximaler Schonung von
Normalgewebe und Risikoorganen, zu erzielen. Bei einigen Tumorerkrankungen,
insbesondere im HNO-Bereich, besitzt das maligne Gewebe irreguläre Formen
oder befindet sich in unmittelbarer Nachbarschaft zu Risikoorganen. Mit
herkömmlichen Bestrahlungstechniken ist es in solchen Fällen nicht mehr
möglich, eine homogene bzw. ausreichend hohe Dosis im Tumor zu erzielen. Für
solche Fälle hat sich in den letzten Jahren die Behandlung mittels
fluenzmodulierter Strahlentherapie (IMRT) durchgesetzt. Durch Modulierung der
Photonenfluenzen können deutlich höhere Dosisgradienten zwischen Tumor und
z. B. Risikoorganen erzielt werden.
Durch
die
Komplexität
der
hierbei
verwendeten
Verfahren
spielt
die
patientenbezogene Qualitätssicherung eine große Rolle [1]. Die DIN 6875-3
fordert eine dosimetrische Prüfung der physikalischen Dosisverteilung von
fluenzmodulierten
Bestrahlungsplänen.
Aufgrund
der
anspruchsvollen
technischen Umsetzung solcher Pläne kann eine individuelle Überprüfung der
Pläne nötig sein [1].
Eine
weitere
Empfehlung
ist
die
„Leitlinie
zur
Strahlentherapie
mit
fluenzmodulierten Feldern“ der DGMP sowie DEGRO. Diese befürwortet für die
patientenbezogende Qualitätssicherung „geeignete Flächendetektoren“ [2] zu
verwenden.
Die oben genannte Leitlinie und Norm werden in der helikalen Tomotherapie
angewendet, da es sich um eine Form der dynamischen IMRT handelt. Um
diesen
Empfehlungen
patientenbezogene
zu
entsprechen,
Planverifizierung die
sieht
TomoTherapy®
für
die
Verwendung eines zylindrischen
Phantoms („Cheese-Phantom“) [3] in Kombination mit einer Film- (EDR2) und
Punktdosismessung (z. B. Standard Imaging A1SL Exradin Ionisationskammer)
vor (siehe Abbildung 1.1).
Seite 1
Einleitung
Abbildung 1.1: Messaufbau für die Planverifizierung in der Tomotherapie mittels „CheesePhantom (30 cm Durchmesser, 18 cm Länge, Material: „Solid Water“ = , g/cm³) sowie
Film- und Punktdosismessung.
Die Genauigkeit der Filmdosimetrie hängt von verschiedenen Bedingungen ab
[4]:
•
von der Gleichmäßigkeit des Filmmaterials
•
von der Gleichmäßigkeit des Kontaktes zwischen Film, Umhüllung und
Umgebungsmaterial
•
von der Gleichmäßigkeit der Lagerung des Filmmaterials
•
von der genauen Einhaltung der Regeln über die Handhabung und
Verarbeitung
der
Filme,
insbesondere
der
Konstanz
der
Entwicklungsbedingungen
•
von der Messunsicherheit bei der Kalibrierung.
Klinische Erfahrungen haben gezeigt, dass insbesondere die Kalibrierung der
Filme mit großem Zeitaufwand und mit einer großen Messunsicherheit
verbunden ist. Dadurch ist es zwar möglich, mithilfe der Filmdosimetrie relative
Vergleiche der Querprofile anzustellen, aber ein absoluter Vergleich ist mit
ausreichender Genauigkeit nur über die Sondenmessung möglich.
Das oben erwähnte Cheese-Phantom besitzt eine Länge von 18 cm.
Insbesondere HNO-Pläne, die sich in der Verifikation über 20 cm erstrecken,
können mit diesem Phantom nicht vollständig überprüft werden.
Seite 2
Grundlagen
Alternativen zur Filmdosimetrie sind Planverifizierungen mittels EPID1 oder
Ionisationskammern.
Diese
Systeme
haben
den
Vorteil,
dass
die
Messunsicherheiten und der Zeitaufwand minimiert werden können. Einige
Hersteller bieten 2D-Ionisationskammer-Arrays für eine filmlose dosimetrische
Flächen-„Online“-Qualitätssicherung
an.
Solche
2D-Arrays
besitzen
Eigenschaften, die vor einer klinischen Inbetriebnahme getestet werden müssen.
Insbesondere bei der helikalen Tomotherapie sind folgende Merkmale für die
Einsatzfähigkeit als wichtig zu betrachten: Winkelabhängigkeit und Erfassung der
Dosisleistungsdynamik. In dieser Arbeit wird gezeigt, inwiefern sich das 2D-Array
seven29® (PTW, Freiburg) und das MatriXXEvolution (IBA, Schwarzenbruck) in
Verbindung mit den herstellerspezifischen Phantomen und Softwarelösungen für
den Einsatz in der Tomotherapie eignen. Der Schwerpunkt dieser Arbeit liegt bei
der Richtungsabhängigkeit der Messsysteme und bei der Betrachtung des
Arbeitsablaufes der patientenbezogen Planverifizierung.
2. Grundlagen
2.1.
Hochkonformale Bestrahlungstechniken
Das Standardverfahren der heutigen Strahlentherapie ist die 3D konformale
Strahlentherapie. Hierbei wird durch die Kombination verschiedener fester
Einstrahlrichtungen und durch Anpassung der Feldgrenzen an das Tumorgebiet
eine optimale Dosisapplizierung erreicht. Dieses Verfahren stößt bei unmittelbarer
Nähe des Zielvolumens zu Risikoorganen oder bei z. B. konkav geformten
Tumoren an seine Grenzen. Um auch solche Fälle adäquat strahlentherapeutisch
behandeln zu können, werden heute oft Verfahren, wie die IMRT oder
dynamische Rotationsbestrahlungen wie z. B. RapidArc™, Vmat oder die helikale
Tomotherapie eingesetzt.
2.1.1. Fluenzmodulierte Strahlentherapie
Die IMRT gehört zu den hochkonformalen Bestrahlungstechniken in der
perkutanen Strahlentherapie. Sie findet hauptsächlich Einsatz bei komplexen
Tumorgeometrien sowie bei unmittelbarer Nähe von Risikoorganen zum
Zielvolumen (wie z. B. bei HNO-Tumoren). Hierbei werden nicht nur die
Feldgrenzen
1
dem
Bestrahlungsfeld
angepasst,
sondern
auch
die
Electronic Portal Imaging Device
Seite 3
Grundlagen
Photonenfluenz moduliert. Als Folge können steile Dosisgradienten zwischen
malignem und gesundem Gewebe erreicht werden. Diese Modulation kann auf
zwei verschiedene Weisen realisiert werden: Entweder durch physikalische
Kompensatoren oder mit Hilfe von Multilamellenkollimatoren (MLC). Moderne
Beschleuniger arbeiten hauptsächlich mit MLCs. Je nach Beschleunigertyp
kann
Fluenzvariierung
durch
die
Step-and-Shoot-Technik
oder
durch
dynamische MLC-Bewegungen geschehen [5]:
Step-and-Shoot
Abbildung 2.1: Realisierung einer Fluenzmodulation mit Step-and-Shoot-Technik [6]
Bei
der
Step-and-Shoot-Technik
werden
in
verschiedenen
festen
Einstrahlrichtungen Subfelder überlagert, um die gewünschte Modulation zu
erhalten (siehe Abbildung 2.1). Dabei wird erst die vorhergesehene
Lamellenposition realisiert und die berechnete Dosis appliziert. Dieses wird
nacheinander mit anderen MLC-Geometrien für jede Einstrahlrichtung
wiederholt.
Dynamische MLC
Abbildung 2.2: Realisierung einer Fluenzmodulation mit dynamischen MLCs [6]
Bei der Fluenzmodulierung mit dynamischen MLCs fahren die Lamellen
(Leafs) mit unterschiedlicher Geschwindigkeit während der gesamten
Bestrahlungszeit (siehe Abbildung 2.2). Durch die variable Geschwindigkeit
können so kontinuierlichere Fluenzmodulationen als bei der Step-and-ShootTechnik erzielt werden [7] (siehe Abbildung 2.3).
Seite 4
Grundlagen
Abbildung 2.3: (a) Intensitätsprofil, dargestellt als durchgezogene Linie, erzeugt mit dynamischem
MLC. Der rechte und linke Leaf bewegt sich mit variabler Geschwindigkeit in x-Richtung. Die
Bewegung der Leafs wird durch die gepunkteten Linien abgebildet. (b) Diskrete Stufen eines mit
Step-and-Shot erzeugten Intensitätsprofils (durchgezogene Linie). Die einzelnen Segmente sind
durch die gepunkteten Linien dargestellt [7].
2.1.2. Helikale Tomotherapie
Im Gegensatz zur „normalen“ IMRT handelt es sich bei dem von
TomoTherapy® entwickelten Bestrahlungssystem Hi·Art II® um eine helikale
IMRT. Dabei rotiert der Linearbeschleuniger (LINAC) ähnlich wie bei einem
Computertomographen (CT) um den Patienten, während dieser mit konstanter
Geschwindigkeit auf seiner Längsachse durch die Strahlenebene bewegt wird.
Gleichzeitig wird der Fächerstrahl des LINAC durch die MLC moduliert. Diese
Bestrahlungsart bietet einige Vorteile im Vergleich zur herkömmlichen
Bestrahlungstechnik. Durch die Tomotherapie können besonders steile
Dosisgradienten zwischen Tumor- und Normalgewebe erzeugt werden.
Dieses hat zur Folge, dass komplexe Geometrien von Zielvolumina bestrahlt
werden können. Zudem sind Bestrahlungen nahe an Risikoorganen, wie z. B.
dem Rückenmark, möglich. Des Weiteren können mit der Tomotherapie
multiple PTVs, wie z. B. Gehirnmetastasen, ohne erneute Positionierung des
Patienten bestrahlt werden. Um bei solchen Bestrahlungen die Genauigkeit zu
erhöhen, wird bei dem Hi·Art II System® der Beschleuniger mit einem CT
kombiniert. Das bedeutet, dass vor jeder Behandlung die Position des
Patienten bzw. des Tumors kontrolliert werden kann. Dadurch können
Schäden für das Normalgewebe oder Risikoorgane minimiert werden. Durch
den kontinuierlichen Tischvorschub beträgt die maximale Feldlänge 1,60 m.
Dementsprechend können auch langestreckte Zielvolumina, wie sie bei
Seite 5
Grundlagen
Bestrahlungen des gesamten Liquorraumes (Neuroachsen) vorliegen, ohne
weiteres durchgeführt werden.
Das TomoTherapy Hi·Art II System® besteht aus vier Komponenten [7]:
•
Planungsstation
•
Optimierungsserver
•
Dataserver
•
Bestrahlungssubsystem (RDS)
Die Komponenten Planungsstation, Optimierungsserver und Dataserver
setzten sich mit der Therapieplanung, Archivierung und Verwaltung der
benötigten Daten auseinander. Im eigentlichen Bestrahlungsprozess agieren
sie nur nebensächlich. Deshalb wird im Folgenden näher auf das RDS
eingegangen.
Bestrahlungssubsystem
®
Abbildung 2.4: Hardwarekomponenten TomoTherapy Hi·Art II Systems [7].
Das Bestrahlungssubsystem besteht aus einem 6 MV Linearbeschleuniger
(siehe Abbildung 2.4), der auf einer Ring-Gantry mit einem Quellen-Achsen
Abstand (source-axcis distance, SAD) von 85 cm rotiert, während der
Patiententisch sich kontinuierlich in y-Richtung durch die Gantryöffnung
bewegt. Das Bestrahlungsfeld wird in longitudinaler Richtung durch ein Paar
von Primärkolimatoren (jaws) begrenzt, die für jede Patientenbestrahlung auf
1, 2 oder 5 cm fest eingestellt werden können. In lateraler Richtung wird der
Seite 6
Grundlagen
Therapiestrahl durch 64 pneumatisch gesteuerte binäre Wolfram-Leafs
moduliert. Hierzu öffnen bzw. schließen sich diese innerhalb von ca. 20 ms.
Jeder Leaf ist im Isozentrum 6,25 mm breit. Dieses ergibt eine maximale
Strahlbreite von 40 cm. Die Modulation des Strahles ändert sich mit der
Stellung der Gantry. Eine Rotation entspricht 51 Projektionen (alle 7°). Durch
die 64 Leafs ergeben sich 3264 mögliche Einzelstrahlen pro Rotation. Die
Leaföffnungszeiten werden bei der Planung durch den „Modulationfactor“ (MF)
limitiert. Dieser ist das Verhältnis zwischen maximaler Öffnungszeit jedes
einzelnen Leafs zu der durchschnittlichen Öffnungszeit aller geöffneten Leafs
[8]. Das bedeutet, umso höher der MF, desto steilere Dosisgradienten sind
möglich. Typische MFs liegen in der Tomotherapie zwischen 2 und 3. Da bei
TomoTherapy® auf einen Ausgleichfilter verzichtet wurde, besitzt dieses
Bestrahlungssystem ein inhomogenes Dosisquerprofil (siehe Abbildung 2.5)
[9].
Abbildung 2.5: (a) Dosisquerprofile eines 40 x 2,5 cm² Feldes bei einem Quellen-Haut-Abstand von
85 cm in einer Wassertiefe von 1,5 cm (●) und 10 cm (○). (b) Dosislängsprofile für 40 x 1 cm² (●),
40 x 2,5 cm² (○) und 40 x 5 cm² (▲) Felder in 10 cm Wassertiefe. Alle Profile sind auf Dosiswert in
der Zentralachse normiert [9].
Durch das Fehlen des Ausgleichfilters können Dosisleistungen von über
8,8 Gy/min im Isozentrum erreicht werden [8]. Auf Grund des fehlenden
Ausgleichfilters wird weniger Streustrahlung im Beschleunigerkopf erzeugt,
wodurch die Charakteristik des Fächerstrahls im Bestrahlungsplanungssystem
(TPS) von TomoTherapy® sehr gut dargestellt werden kann [8] (siehe
Abbildung 2.6).
Für die CT-Bildgebung wird die Photonenstrahlung im LINAC des Systems
erzeugt. Hierfür wird dieser mit einer anderen Frequenz eingespeist (gepumpt)
und erzeugt so statt 6 MVmax Strahlung nur noch 3,8 MVmax mit einer
Seite 7
Grundlagen
Dosisleistung von 0,2 Gy/min. Das Detektorsystem (siehe Abbildung 2.4)
besteht aus 738 Xenongaszellen. Anhand der hiermit gewonnen Daten wird
das MV-CT Bild für die Repositionierung des Patienten erzeugt. Durch die
maximale Öffnung des MLCs ergibt sich für die Bestrahlung und das MV-CT
ein Sichtfeld von 40 cm Durchmesser.
Abbildung 2.6: Gemessene (durch Punkten dargestellt) und berechnete (durch Linien dargestellt)
®
Dosisquerprofile des TomoTherapy Hi·Art II Systems, in Messtiefen von 1 cm bis 20 cm, bei
einem Quellen-Haut-Abstand von 85 cm. Die Feldgröße beträgt 50 x 400 mm². Die dreieckige Form
ist auf das Fehlen des Ausgleichfilters zurückzuführen [8].
Outputänderungen des Hi·Art II Systems®
Bei den täglichen Qualitätssicherungsmaßnahmen für die Tomotherapie wird
unter anderem mittels einer Ionisationskammer die Dosis in 15 mm Tiefe
(ebenfalls
in
100 mm
Plattenphantoms
und
200 mm;
(VirtualWater™
Slab
hier
nicht
Phantom,
abgebildet)
Standard
eines
Imaging)
gemessen. Für das Hi·Art II System® der Radiologischen Universitätsklinik
Bonn ergibt sich über einen Zeitraum von 4 Monaten eine Änderung dieser
Dosis von ±2% (siehe Abbildung 2.7). Dieses Ergebnis deckt sich mit einer
von Francois et al. durchgeführten Studie [10].
Seite 8
Grundlagen
9
8,9
8,8
8,7
Dosis in Gy
8,6
8,5
8,4
8,3
8,2
8,1
Datum
21.05.2009
07.05.2009
23.04.2009
09.04.2009
26.03.2009
12.03.2009
26.02.2009
12.02.2009
29.01.2009
15.01.2009
01.01.2009
8
®
Abbildung 2.7: Tägliche Outputwerte des Hi·Art II Systems der Radiologischen Universitätsklinik Bonn,
gemessen in einer Tiefe von 15 mm im VirtualWater™ Phantom (Standard Imaging) mit einer A1SL
Exradin Ionisationskammer (Standard Imaging). Die Bestrahlungsdauer beträgt 60 sec. Der
Dosissollwert beträgt für 15 mm Tiefe ca. 8,6 Gy.
2.2. Gamma-Index
Durch hochkonformale Bestrahlungstechniken gewinnt die Verifikation von
inhomogenen Dosisverteilungen an Bedeutung. So ist es nicht nur nötig, die
applizierte Dosis zu überprüfen, sondern auch die gesamte 2D-Dosisverteilung.
Eine hierfür geeignete Methode ist der Gamma-Index, welcher von Low et al. [12]
beschrieben wird. Er ist eine Dosisverifikationsmethode, die sich aus zwei
Konzepten ableitet:
•
Distance-to-agreement (DTA)
Die DTA beschreibt die akzeptierte Entfernung eines gemessenen
Dosispunktes zu einem Vergleichs-Dosispunkt, der den gleichen Dosiswert
aufweist.
•
Dosisdifferenz
Die Dosisdifferenz beschreibt die akzeptierte relative Dosisabweichung von
einem gemessenen Dosispunkt zu einem Vergleichs-Dosispunkt.
Seite 9
Grundlagen
Diese Methoden werden für eine Bestanden/Nicht bestanden-Analyse kombiniert.
Als Folge ist es so möglich, 2D-Dosisverteilungen effektiv zu vergleichen:
Abbildung 2.8: Zweidimensionale Darstellung der Gamma-Methode [12].
Die Gamma-Methode wird duch folgende Gleichung beschrieben:
= , ∀ Gleichung 2.1
Mit:
, = ² , +
² , )
Gleichung 2.2
, = | − |
Gleichung 2.3
, = − Gleichung 2.4
!" :
Position eines einzelnen Messpunktes
!# :
relative Position des errechneten Punktes zum gemessenen Punkt
$% :
akzeptierte Distanzabweichung (DTA)
&% :
akzeptierte Dosisdifferenz
!!" , !# : Abstand zwischen berechnetem und gemessenem Dosispunkt
'!" , !# : Dosisdifferenz zwischen berechneter und gemessener Dosisverteilung
D) r) :
berechnete Dosis in !#
D+ r+ : gemessene Dosis in !"
Seite 10
Grundlagen
Wenn
,!" ≤ 1
gilt die Berechnung als bestanden
,!" > 1
gilt die Berechnung als nicht bestanden
Für die Planverifizierung sieht TomoTherapy® die Parameter von $% = 3 11 und
&% = 3% (auch Gammakriterium von 3%, 3 mm genannt) vor [11].
Zusätzlich zu der Wahl der Parameter beeinflusst die Wahl des Referenzpunktes
das Ergebnis der Gamma-Analyse. Man unterscheidet zwei Arten: Globaler und
lokaler Gamma-Index.
1,8
gemessenes Profill
1,4
1,2
Dosis w. E.
1,6
akzeptierte globale
Dosisdifferenz
akzeptierte lokale
Dosisdifferenz
1
0,8
0,6
0,4
0,2
0
-130
-110
-90
-70
-50
-30
-10
10
x in mm
30
50
70
90
110
130
Abbildung 2.9: (blau) Gemessenes Dosisquerprofil. (rot) Global akzeptierte Dosisdifferenz bei der
Gamma-Analyse. Das Gammakriterium von 3% bezieht sich auf einen Referenzpunkt, hier das
Dosismaximum. Daraus ergibt sich eine akzeptierte absolute Dosisdifferenz von ±0,05 Gy für jeden
Messpunkt. (grün) Lokal akzeptierte Dosisdifferenz bei der Gamma-Analyse. Das Gammakriterium von 3%
bezieht sich auf jeden einzelnen Messpunkt.
Die Angabe der akzeptierten relativen Dosisabweichung (z. B. 3%) kann sich auf
einen festen Referenzpunkt beziehen (z.B Dosismaximum), man spricht von
globalem Gamma-Index. Hieraus ergibt sich für jeden Messpunkt eine gleich
große
absolute
Akzeptanz
der
Messabweichung
(z. B.
±3%
des
Dosismaximums).
Bei einem lokalen Gamma-Index bezieht sich die akzeptierte Dosisabweichung
auf jeden einzelnen Messpunkt. So ergibt sich für jeden Messpunkt eine
unterschiedlich große absolute Akzeptanz [12] (siehe Abbildung 2.9). Die Wahl
Seite 11
Grundlagen
der
Analysemethode
hat
Auswirkungen
auf
die
Beurteilung
des
Niederdosisbereiches. So besteht bei einem globalen Gamma-Index die
Möglichkeit, dass Abweichungen von niedrigen Dosen nicht korrekt bewertet
werden (siehe Abbildung 2.10).
®
Abbildung 2.10: Ergebnis einer Gamma-Index Analyse (VeriSoft 4.0, PTW). (oben) Globaler
Gamma-Index; (unten) lokaler Gamma-Index. Die blauen und roten Punkte zeigen Messpunkte,
die außerhalb der Toleranz liegen (blau: negative Dosisabweichung; rot: positive
Dosisabweichung). Bei der globalen Analyse werden die Abweichungen im Niederdosisbereich
nicht erkannt [12].
Seite 12
Grundlagen
2.3. Vorbestrahlungseffekte bei Ionisationskammern
Die
verwendeten
2D-Arrays
bestehen
aus
729
(seven29)
bzw.
1020
(MatriXXEvolution) Ionisationskammern.
„Ionisationskammern sind wegen ihrer vergleichsweisen einfachen Bauart, dem
unkomplizierten Umgang, ihrer Langzeitstabilität, dem guten physikalischen
Verständnis ihrer Funktionsweise und wegen des geringen Aufwandes bei der
Strom-
oder
Ladungsmessung,
heute
die
am
Weitesten
verbreiteten
Strahlungsdetektoren“ [13] (siehe Abbildung 2.11 links).
Abbildung 2.11: (links) Aufbau einer Ionisationskammer (PTW30001). (rechts) Verhältnis der initialen
Kammerantwort zur stabilen Kammerantwort (nach Vorbestrahlung) für verschiedene Kammertypen
60
unter Co. Jeder Punkt steht für den Verhältniswert einer einzelnen Kammer. Rechts sind die
durchschnittlichen Zeiten bis zum Erreichen eines stabilen Wertes und die dazugehörigen
Standardabweichungen aufgelistet [14].
In einer Studie von McCaffrey et al. [14] wurde das Vorbestrahlungsverhalten
verschiedener Kammern betrachtet. Es wurde beobachtet, dass nicht nur
Kammern unterschiedlichen Typs sondern auch gleichen Typs Unterschiede
aufweisen (siehe Abbildung 2.11). McCaffrey et al. führen dies auf die
Kammergeometrie
vollabgeschirmten
zurück.
Schlussfolgernd
Leiterbahnen
(wie
in
weisen
Abbildung
Kammern
2.11)
mit
kleinere
Vorbestrahlungseffekte auf als Kammertypen, bei denen die Abschirmung eine
größere Distanz zum aktiven Kammervolumen besitzt. Bei dieser nicht
vollständigen Abschirmung hat sich ebenfalls eine starke Abhängigkeit vom
Material des Isolators gezeigt. McCaffrey et al. führen dieses Verhalten auf den
Effekt der strahleninduzierten Leitfähigkeit (Fowler et al. 1959) zurück. Als
Konsequenz sehen McCaffrey et al. die Notwendigkeit einer individuellen
Betrachtung
des
Vorbestrahlungsverhaltens
jeder
einzelnen
verwendeten
Seite 13
Material
Kammer, um die Messunsicherheiten bei Dosismessungen so gering wie möglich
zu halten.
3. Material
3.1. Zweidimensionale Ionisationskammer Arrays
Zur filmdosimetrischen Überprüfung von 2D-Dosisverteilungen existieren neben
EPIDs auch zweidimensionale Ionisationskammer Arrays (2D-Arrays). Diese
bieten eine Flächendosisverifizierung mit den Vorteilen von Ionisationskammern
(z. B.
Langzeitstabilität
und
gutes
physikalisches
Verständnis
ihrer
Funktionsweise [15]). In dieser Arbeit werden die Arrays von verschiedenen
Herstellern verwendet, zum einen das seven29 (PTW, Freiburg) und zum
anderen das MatriXXEvolution (IBA-Dosimetry, Schwarzenbruck)
3.1.1. seven29
Das 2D-Array seven29 besteht aus einer zweidimensionalen Detektor-Matrix
mit 729 kubischen, luftoffenen Ionisationskammern. Die Kammern, mit einer
Größe von 5 x 5 x 5 mm³ (0,125 cm³) sind in einer regelmäßigen Matrix von
27 x 27 Kammern angeordnet. Dadurch ergibt sich eine aktive Fläche von
27 x 27 cm² mit einem Abstand von Kammerzentrum zu Kammerzentrum von
1 cm. Das seven29 besitzt eine Kammer auf der Zentralachse. Das 2D-Array
wird vom Hersteller mit einer
60
Co-Quelle kalibriert. Hierbei wird ein
homogenes Feld erzeugt und für jede einzelne Kammer ein Korrekturwert
ermittelt. Die so entstandene Korrekturmatrix stellt sicher, dass bei einem
homogenen Feld alle Kammern das gleiche Messergebnis liefern. Die
Detektoroberfläche besteht aus einer 5 mm dicken PMMA2-Schicht. Unterhalb
dieser befindet sich der effektive Messort, der durch Markierungen an der
Außenseite erkennbar ist. Das Rückstreumaterial besteht aus einer 10 mm
dicken PMMA-Schicht [15]. Die Messelektronik befindet sich innerhalb des
Arrays (siehe Abbildung 3.1). Sie ermöglicht eine totzeitfreie parallele
Auslesung der Messkammern mit Abtastzeiten von 200 ms bzw. 400 ms (je
nach
gemessener Dosisleistung).
Die
Messdaten
werden
über
eine
Kabelverbindung an ein Array-Interface (siehe Abbildung 3.1) übertragen,
welches zur Datenwandlung und Spannungsversorgung der Kammern dient.
2
Polymethylmethacrylat, Dichte: 1,19 g/cm³
Seite 14
Material
Zur Auswertung der Messdaten wird das Interface über eine serielle RS232
Schnittstelle mit einem Mess-PC verbunden. Die Messdaten werden mit der
Software VeriSoft® 4.0 (PTW, Freiburg) erfasst und ausgewertet. Durch das
Auslagern des Interface wird ein Gewicht von 3,2 kg erreicht.
aktive Fläche
Messelektronik
Abbildung 3.1: (rechts) 2D-Array seven29: Im oberen Bereich befindet sich die aktive
Detektorfläche, bestehend aus 792 Ionisationskammern. Die Messelektronik befindet sich bei der
Bestrahlung des Arrays außerhalb der Primärstrahlung. (links) Das Array-Interface dient zur
Datenwandlung und Spannungsversorgung der Kammern.
3.1.2. MatriXXEvolution
Das 2D- Array I’mRT MatriXXEvolution (siehe
aktive Fläche
Abbildung
3.2)
zweidimensionalen
besteht
aus
einer
Detektor-Matrix
mit
1020 zylindrischen, luftoffenen Ionisationskammern. Das MatriXXEvolution ist eine
Modifizierung des I’mRT MatriXX [16] [17]
[18]. Um Streuungen der Primärstrahlung
Messelektronik
bei Rotationsbestrahlungen zu vermeiden,
wurden Metallteile innerhalb des Gehäuses
(z. B.
Abbildung
3.2:
2D-Array
I’mRT
MatriXX-Evolution.
Die
aktive
Detektorfläche (oben) besteht aus 1020
Ionisationskammern. Die Messelektronik
(unten)
wird
mit
Bleifolie
vor
Streustrahlung geschützt.
Gehäuseschrauben)
durch
Kunststoffteile ersetzt. In dieser Arbeit wird
ein Prototyp des MatriXXEvolution verwendet,
welcher von IBA-Dosimetry zur Verfügung
gestellt wurde. Die Kammern, mit einer
Größe von 4,5 (Ø) x 5 (h) mm (0,08 cm³) [20], sind in einer regelmäßigen
Matrix von 32 x 32 Kammern angeordnet. An den Außenecken der Matrix
befinden sich keine Kammern. Somit ergibt sich eine aktive Fläche von
Seite 15
Material
24,4 x 24,4 cm² mit einem Abstand von Kammerzentrum zu Kammerzentrum
von 0,762 cm. Im Gegensatz zum seven29 befinden sich beim MatriXXEvolution
keine Kammern auf den Zentralachsen. Die Messwerte für diese werden von
den umliegenden Kammern interpoliert. Jede Kammer ist mit
60
Co kalibriert,
dadurch wird sichergestellt, dass bei homogenen Feldern jede Messkammer
das gleiche Ergebnis liefert. Die Detektoroberfläche besteht aus einer 3,3 mm
dicken RW33-Schicht. Unterhalb dieser befindet sich der effektive Messort, der
durch Markierungen an der Außenseite erkennbar ist. Das Rückstreumaterial
besteht aus einer 22 mm dicken RW3-Schicht. Die Messelektronik befindet
sich direkt innerhalb des Arrays (siehe Abbildung 3.2). Sie wird durch eine
Bleifolienabschirmung vor der Primärstrahlung geschützt. Diese Tatsache
erklärt auch das Gewicht von 12 kg. Die Elektronik ermöglicht eine totzeitfreie
parallele Auslesung der Messkammern mit Abtastzeiten von mindestens
20 ms. Zur Auswertung der Messdaten wird das Array über eine RJ-45
Schnittstelle mit einem Netzwerk oder mit einem Mess-PC verbunden. Die
Messdaten werden mit derr Software OmniPro-I’mRT (IBA, Schwarzenbruck)
erfasst und ausgewertet.
3.2. Phantome
„Bei der Prüfung der physikalischen Dosisverteilung des Gesamtplans werden
alle fluenzmodulierten Strahlfelder des Patienten-Gesamtplans in ein geeignetes
Phantom übertragen, die physikalischen Dosisverteilung im Phantom neu
berechnet und dem Ergebnis einer dosimetrischen Verifikation gegenübergestellt“
[1].
Ein geeignetes Phantom ist nach DIN 6841-8: „Objekt … das sich bei einem
betrachteten
…
dosimetrischen
Verfahren
in
ausreichender
Näherung
physikalisch so verhält wie der Körper …“ Die in dieser Arbeit verwendeten
Phantome (Octavius von PTW und MULTICube von IBA-Dosimetry) erfüllen diese
Eigenschaft.
3
wasseräquivalenter Kunststoff, Dichte: 1,045 g/cm³, auch “Goettingen White Water” genannt
Seite 16
Material
3.2.1. Octavius-Phantom
Das Octavius Phantom (PTW, Freiburg) (siehe Abbildung 3.3) ist eigens für
die Qualitätssicherung von Rotationsbestrahlungen entwickelt worden. Es
ermöglicht,
neben
der
Messung
mit
dem
seven29®,
auch
eine
Punktdosismessung mittels einer T31010 Semiflex-Kammer (PTW, Freiburg)
und eine Hounsfield-Unit (HU) Kalibrierung im CT und MV-CT (siehe
Abbildung 3.4d) mit Hilfe mitgelieferter variabler Einschübe. Bei der HUKalibrierung kann durch einen heterogenen Einschub mit verschiedenen
bekannten Dichten ein Zusammenhang zwischen der Dichte des Materials
und der im CT dargestellten HU hergestellt werden. Die oktogonale Form des
Phantoms erlaubt eine einfache Positionierung des Phantoms für Messungen
in verschiedenen Planebenen (siehe Abbildung 4.2a). Für eine genaue
Positionierung des Phantoms im Isozentrum eines Beschleunigers sind an der
Außenseite des Phantoms gefräste Markierungen vorhanden, die den
effektiven Messort des seven29 berücksichtigen. Das Octavius besteht aus
Polystyrol (Dichte: 1,04 g/cm³) und besitzt eine Höhe sowie eine Länge von
32 cm. Durch die kompakte Bauart des Phantoms liegt sein Gewicht bei ca.
25 kg.
Für
die
patientenbezogene
Phantomausführungen:
Dosisberechnungen
das
und
Planverifizierung
Octavius-CT
Vorbereitungen
Phantom,
für
die
existieren
auf
dem
zwei
alle
patientenbezogene
Planverifizierung stattfinden und das Octavius-LINAC Phantom, auf welches
der errechnete Plan abgestrahlt wird. Das Octavius-LINAC Phantom zeichnet
sich durch eine u-förmige Luftkavität in der unteren Hemisphäre aus (siehe
Abbildung 3.4b). Durch Strukturen, wie z. B. Leiterbahnen, innerhalb des 2DArrays wurde eine Dosisabweichung bei Bestrahlungswinkeln von 90° bis 270°
festgestellt [16]. Dieser Effekt wird durch die Luftkavität kompensiert.
Seite 17
Material
Abbildung 3.3: Octavius-LINAC Phantom, Mitte: Einschub für 2D-Array
Abbildung 3.4: Verschiedene Konfigurationen des Octavius Phantoms: (a) Octavius-CT
Phantom mit 2D-Array in verschiedenen Ausrichtungen, (b) Octavius-LINAC Phantom mit 2D
Array, (c) Octavius-CT Phantom mit Ionisationskammereinschub, (d) Octavius-CT Phantom
mit heterogenen Einschüben für HU-Kalibrierung [16]
3.2.2. MULTICube
Das MULTICube Phantom (IBA, Schwarzenbruck) wurde, genau wie das
Octavius, eigens zur Qualitätssicherung von Rotationsbestrahlungen entwickelt. Es besitzt die Form eines variablen Würfels und kann somit für die
sagittale oder koronale Planebene verwendet werden. Es ist möglich, das
Phantom in verschiedenen Konfigurationen (siehe Abbildung 3.5) aufzubauen.
Diese erlauben, die Messposition im Patienten nachzuempfinden. Es werden
zwei Aufbauten unterschieden, zum einem MULTICube (31,4 x 34 x 34 cm³,
Gewicht: 33 kg) und zum anderen MULTICubeLite (31,4 x 34 x 22 cm³,
Gewicht: 19,8 kg). Die verschiedenen 5 cm dicken Elemente des MULTICubes
Seite 18
Methoden
bestehen aus gewebeäquivalentem Plastic Water® (CIRS, Virginia USA). Der
Aufbau ist nur mit dem MatriXX-Array bzw. mit einer entfernbaren Filmkassette
möglich. Das Isozentrum ist bei dem MULTICube durch Markierungen an der
Außenseite des Phantoms gekennzeichnet. Der effektive Messort der
MatriXX-Arrays ist hierbei berücksichtigt. In dieser Arbeit sind alle Messungen
mit dem MULTICubeLite (im folgenden MULTICube genannt) durchgeführt
worden. Bei dem verwendeten MULTICube-Phantom handelt es sich um
einen Prototyp, der für wissenschaftliche Arbeiten von IBA-Dosimetry zur
Verfügung gestellt wird.
(a)
(b)
(c)
(d)
Lite
Abbildung 3.5: Verschiedene Konfigurationen des MULTICube Phantoms : (a) MULTICube mit
MatriXX-Evolution (31,4 x 34 x 22 cm³, Gewicht: 19,8 kg); (b) MULTICube mit MatriXX-Evolution
(31,4 x 34 x 34 cm³, Gewicht: 33 kg); (c) MULTICube mit MatriXX-Evolution in sagittaler
Ausrichtung; (d) MULTICube mit Filmkassete.
4. Methoden
4.1.
Vorbestrahlung
Laut Herstellerangaben benötigt das MatriXXEvolution eine Vorbestrahlung mit einer
Dosis von mindestens 10 Gy [17] [18]. Um den Einfluss dieser Vorbestrahlung zu
beobachten und deren eventuelle Notwendigkeit bei dem seven29 festzustellen,
wurden beide Arrays mit einer Feldgröße von 26 x 26 cm² in 50 MU Schritten an
einem herkömmlichen Beschleuniger (hier Siemens Mevatron MD2) vorbestrahlt.
Seite 19
Methoden
Unter Berücksichtigung des in den Arrays vorhandenen Aufbaumaterials (siehe
Kapitel 3.1.1 und Kapitel 3.1.2), wurde die Messtiefe auf 17 cm gesetzt und ein
Fokus-Oberflächen-Abstand (FOA) von 100 cm gewählt. Ziel ist es, alle 0,5 Gy
einen Messpunkt zu erhalten. Zur Auswertung wurde die Kammerantwort der
zentralen
neun
(seven29)
bzw.
der
zentralen
vier
(MatriXXEvolution)
Zentralkammern gemittelt.
Für die Vorbestrahlung mittels der Tomotherapie wird ein Bestrahlungsplan
generiert, der bei 0° Gantrystellung und mit einem dynamischem Tischvorschub
das gesamte Array mit ca. 1 Gy bestrahlt. Als zusätzliches Aufbaumaterial
werden 5 mm 30 x 30 cm² RW3 verwendet. Der Tischvorschub und die
abgestrahlte Dosis werden mit folgender Annahme berechnet [21]:
&=
&4
×7×8
5
Gleichung 4.1
9=
5
608
Gleichung 4.2
mit:
&:
Dosis (Gy)
5:
Länge des zu bestrahlenden Feldes (cm)
&4:
7:
nominale Dosisrate des Hi·Art II® (Gy/min)
Strahlbreite (cm)
8:
Gesamtbestrahlungszeit (min)
9:
Tischvorschub (cm/sec)
608: Gesamtbestrahlungszeit (sec)
Bei einer nominalen Dosisrate von 8,8 Gy/min, einer Länge von 26 cm, einer
Strahlbreite von 1 cm und einer Gesamtbestrahlungszeit von 3 min ergeben sich
eine Vorbestrahlungsdosis von ca. 1,01 Gy und ein Tischvorschub von
0,144 cm/sec.
4.2.
Effektiver Messort
Die effektive Messtiefe einer Ionisationskammer bzw. eines Detektors hängt
maßgeblich von der Bauart ab. Bei den verwendeten 2D-Arrays sind die
effektiven Messorte an der Gehäuseaußenseite markiert. Für das seven29
beträgt die effektive Messtiefe 5 mm und für das MatriXXEvolution 3 mm. Um Fehler
Seite 20
Methoden
bei nachfolgenden Messungen zu vermeiden, müssen diese Angaben überprüft
werden,
da
es
innerhalb
der
Fertigungstoleranzen
der
Hersteller
zu
Abweichungen kommen kann.
Zur Überprüfung der effektiven Messtiefe deff wird eine Tiefendosiskurve im
TomoTherapy Hi·Art II® mit den 2D-Arrays und einer Semiflex-Kammer (PTW,
T31013) als Referenz aufgenommen. Als Aufbaumaterial dienen insgesamt
200 mm 30 x 30 cm² RW3-Platten, die in 1 mm Schritten auf die Arrays
geschichtet werden. Der Messaufbau wird mit einem statischen 50 x 400 mm²
Feld mit einem FOA von 85 cm bestrahlt.
Durch Vergleich der gemessenen Maxima der Tiefendosiskurven zwischen
Kammer- und Arraymessung ergibt sich der effektive Messort der Arrays.
4.3.
Dosisleistungsabhängigkeit
Die Dosisleistung bei der Tomotherapie ist ca. um den Faktor 3,5 bis 4 höher als
bei herkömmlichen Beschleunigern. Abhängig vom FOA (hier r genannt) können
bei der Tomotherapie Dosisleistungen von bis zu 10 Gy/min auftreten. Um die
Dosisleistungsabhängigkeit der Arrays zu betrachten, werden 45 mm 30 x 30 cm²
RW3-Platten als Aufbaumaterial und 80 mm als Rückstreumaterial verwendet und
in TomoTherapy Hi·Art II® mit einem statischen 50 x 400 mm² Feld für 3 min
bestrahlt. Durch Variieren des FOA werden Dosisleistungen zwischen 5 Gy/min
und 10 Gy/min erreicht. Durch die konstante Dicke des Aufbaumaterials ist für
jede Messung die Absorption der Strahlung gleich. Hierdurch verändert sich das
Energiespektrum nicht. Die gemessenen Detektorantworten werden als Funktion
von 1< .dargestellt
!²
4.4.
Richtungsabhängigkeit
4.4.1. Betrachtung für konventionelle Beschleuniger
Für die Betrachtung der Abhängigkeit der gemessenen Dosis vom
Bestrahlungswinkel werden die Arrays mit ihren Phantomen (auch Tandem
genannt) in einem Winkelbereich von 0° bis 180° mit Stehfeldern von
10 x 10 cm² (6 MV) bestrahlt. Um Störungen des Tisches zu vermeiden,
werden die Phantome in sagittaler Ausrichtung in einem Winkelbereich von
270° bis 90° in 15° Schritten bestrahlt (siehe Abbildung 4.1). Weiter wird eine
Rotationsbestrahlung mit einem 10 x 10 cm² (6 MV) Feld von 270° bis 90°
Seite 21
Methoden
erstellt. Die Winkelangaben von 90° und 270° entsprechen den ventralen und
dorsalen orthogonalen Einstrahlrichtungen des Arrays. Zur Anschaulichkeit
werden diese behandel als befänden sich die Tandems in horizontaler
Position. Hieraus ergeben sich die Winkelangaben von 0° bis 180°. Die Pläne
werden für jedes Feld anhand der vorab aufgenommen CT-Bilder der
Messaufbauten mit Hilfe eines Collaps-Cone Algorithmus in Oncentra
MasterPlan V3.1 SP3 (Nucletron, Veenendaal NL) berechnet und die Dosis im
Isozentrum auf 1 Gy normiert. Die errechneten Dosisprofile wurden aus dem
Planungssystem (Masterplan) exportiert und mit den gemessenen Profilen
verglichen.
Abbildung 4.1: Messaufbau zur Betrachtung der Richtungsabhängigkeit bei konventionellen
Beschleunigern. Um Störungen des Tisches zu vermeiden, werden die Tandems (links: MatriXXEvolution mit MULTICube; rechts: seven29 mit OCTAVIUS-LINAC) in sagittaler Ausrichtung in
15°-Schritten von 270° bis 90° bestrahlt.
4.4.2. Betrachtung für TomoTherapy Hi·Art II System®
Eine ähnliche Prozedur wie bei konventionellen Beschleunigern ist bei der
Tomotherapie nicht möglich, weil die Betrachtung mit statischen Feldern nur in
Winkeln von 0°, 90°, 180° und 270° möglich ist. Des Weiteren können auch
die gemessenen Profile nicht mit errechneten Profilen verglichen werden. Der
Grund hierfür ist, dass es noch keine Möglichkeit gibt, statische Bestrahlungen
mit
dem
TomoTherapy
für
Hi·Art
den
II
System®
Fächerstrahl
zu
planen.
Um
die
der
Tomotherapie
zu
untersuchen, werden zwei Ansätze verfolgt. Zum einen werden verschiedene
Seite 22
Methoden
Testpläne (siehe Abbildung 4.2) für die Tomotherapie generiert und zum
anderen wurde eine Halterung entwickelt, mit der es möglich ist, die Phantome
in 5° Schritten um ihre y-Achse zu rotieren. Dadurch ist es möglich, die
Winkelabhängigkeit des Ansprechvermögens (ohne Berücksichtigung eines
errechneten Dosiswertes) der jeweiligen Tandems zu betrachten.
Testpläne für die Tomotherapie
(c)
(b)
(a)
Abbildung 4.2: Schematische Darstellung der verwendeten Testpläne für die Tomotherapie; oben:
seven29 mit Octavius, unten: MatriXX-Evolution mit MULTICube; (a) zentrischer Zylinder, der
einheitlich mit 1 Gy Fraktionsdosis bestrahlt wird. (b) und (c) Zielvolumen (rot) in der Messebene
der Arrays, das einheitlich mit 1 Gy Fraktionsdosis unter Berücksichtigung der gerichteten
Blöcke (gelb) bestrahlt wird.
Um Vergleiche zwischen errechneter Dosis und gemessener Dosis in
Abhängigkeit der Einstrahlrichtung im Hi·Art II System® durchführen zu
können, wird zunächst ein zentrisches zylinderförmiges PTV mit 10 cm
Durchmesser und 10 cm Länge in den Phantomen erstellt (siehe Abbildung
4.2a). Der Einfluss des Tisches wird bei der Planung durch das
Planungssystem
berücksichtigt.
Um
die
Abhängigkeit
von
Bestrahlungswinkeln von 270° bis 90° (über 0°) bzw. von 90° bis 270° (über
180°) zu untersuchen, wird ein PTV in der Ebene der Arrays bestrahlt. Um
unerwünschte Bestrahlungsrichtungen zu unterdrücken, wurden bei der
Planung Hilfskonturen (Directional Blocks) eingefügt (siehe Abbildung 4.2b).
Alle drei Pläne werden mit einem Modulation Factor von 2, einer Strahlbreite
von 5 cm und einem Pitch4 von 0,215 geplant und abgestrahlt. Damit
dieselben Einstrahlrichtungen für beide Phantome vorliegen, wurden die Pläne
4
Tischvorschub während einer Gantryrotation relativ zur Strahlbreit [32]
Seite 23
Methoden
auf dem MULTICube geplant und dann auf die jeweils verwendeten Phantome
übertragen. Die Fraktionsdosis für jeden Plan beträgt ca. 1 Gy.
Winkelabhängigkeit des Ansprechvermögens
Abbildung 4.3: Messaufbau für die Betrachtung der Winkelabhängigkeit des Ansprechvermögens der
2D-Arrays in der Tomotherapie (links: MatriXX-Evolution und MULTICube; rechts: seven29 mit
Octavius-LINAC). Die Phantome werden mit PMMA-Passepartouts auf zwei PMMA-Blöcke mit radialen
Ausschnitten gestellt. Dieser Messaufbau ermöglicht eine freie Rotation der Phantome um ihre
Längsachse.
Die selbst entwickelte und hergestellte Halterung (siehe Abbildung 4.3) für die
beiden Phantome besteht aus je zwei phantomspezifischen PMMAPassepartouts, die passgenau auf die Phantome gesetzt werden. Durch die
Lagerung auf zwei PMMA-Blöcken ist es möglich, die Phantome um ihre
Längsachse frei zu drehen. Mit einem statischen Feld (0°, 60 x 50 mm²) wird
der isozentrisch gelagerte Messaufbau jeweils für jede Winkelrichtung für
60 Sekunden bestrahlt. Um einen relativen Vergleich der Einstrahlrichtungen
zu erhalten, wird die Abweichung der zwei gegenüberliegenden Messpaare
(0° zu 180°, 5° zu 175° usw.) errechnet.
4.5.
Patientenbezogene Planverifizierung in der Tomotherapie
Für die patientenbezogene Planverifizierung ist aufgrund der Komplexität von
fluenzmodulierten Strahlfeldern eine individuelle dosimetrische Prüfung des
Gesamtplanes notwendig [1]. Die Leitlinie der DGMP und DEGRO empfiehlt
hierfür die Verwendung von Flächendetektoren [2]. In diesem Kapitel der Arbeit
sollen die Vor- bzw. Nachteile von 2D-Arrays gegenüber der Filmdosimetrie bei
der Planverifizierung verdeutlicht werden.
Seite 24
Methoden
Durchführung
Für das Erstellen einer Planverifizierung muss von den Phantom-Tandems ein
3D-CT-Datensatz (Schichtbreite 5 mm) erstellt werden. Das Isozentrum wird
auf der Außenseite der Phantome mit CT-Marker (CT-Spot #120, Beekley)
gekennzeichnet, damit in dem CT-Datensatz das Isozentrum eindeutig
identifiziert werden kann. Eine Besonderheit existiert für die PTW-Tandems.
Hier ist es nur nötig, ein CT des Octavius-CT Phantoms mit seven29 zu
erstellen. Im nächsten Schritt wird der optimierte Patientenplan auf die
Phantome übertragen [3]. Hierbei wird nicht die Fluenz neu optimiert, sondern
ausschließlich die bereits errechnete Modulierung auf die Phantome
übertragen und die Dosisverteilung neu errechnet. Der Import in die
Verifikationsprogramme erfolgt für die OmniPro I’mRT Software über DICOMDosiswürfel und für VeriSoft® über das DQA-Modul der Tomo-Planungsstation.
Im DQA-Modul wird die Dosisverteilung in einer ausgewählten Messebene als
HEADER- und IMG-Datei exportiert [3]. In der Header-Datei befinden sich
Informationen über die Dimensionen der Dosisverteilungen und in der
IMG-Datei befinden sich die absoluten Dosiswerte.
Vor
der
Bestrahlung
werden
die
Phantome
mit
Hilfe
ihrer
Isozentrumsmarkierungen auf dem Tisch des Hi·Art II Systems® positioniert.
Der auf dem Octavius-CT Phantom berechnete Plan wird auf das
Octavius-LINAC
Phantom
abgestrahlt,
um
die
beobachteten
Dosisabweichungen [22] (siehe 5.4) zu kompensieren. Zur Lagekontrolle der
Phantome wird ein MV-CT aufgenommen. Die Auflösung hierbei sollte
möglichst fein (Schichtbreite 2 mm) gewählt werden, da sonst die einzelnen
Kammern nicht mehr deutlich zu trennen sind und als Konsequenz ein
Übereinanderlegen der CT und MV-CT Datensätze (Matchen) (siehe
Abbildung 4.4) erschwert wird. Durch die deutliche Abbildung der Kammern
und der Gehäusemerkmale, wie z. B Gehäuseschrauben oder Hohlräume im
Gehäuse der Arrays (insbesondere bei dem IBA-Tandem) im MV-CT wird das
Matchen erleichtert.
Seite 25
Methoden
Abbildung 4.4. MV-CT (2 mm Schichtbreite) der Tandems. (links) MULTICube mit MatriXXEvolution; (rechts) Octavius-LINAC mit seven29; (oben) koronaler Schnitt durch die
Messebene; (unten) transversaler Schnitt durch die Phantome mit 2D-Arrays.
Für die Messdatenerfassung stehen in I’mRT-OmniPro verschiedene Modi zur
Verfügung [25]:
•
Single Snap: Datenerfassung wie mit einer „Fotokamera“. Die
Integrationszeit wird durch die Parameter „sampling time“ und „No. of
samples“ bestimmt.
Gesamtintegrationszeit = sampling time x No. of samples
Ein manuelles Stoppen der Messung ist ohne Datenverlust nicht
möglich.
•
Movie Mode: Datenerfassung wie mit einer „Filmkamera“ mit einer
kontinuierlichen Serie von „Bildern“ (Totzeitfrei). Die Intergrationszeit
pro „Bild“ wird ähnlich wie beim Single Snap durch die Parameter
„sampling time“ und „No. of samples“ bestimmt (siehe Abbildung
4.5).
Gesamtintegrationszeit = sampling time x No. of samples
Im Movie Mode ist ein manuelles Stoppen ohne Datenverlust
möglich. Bei Beenden des Movie Modes wird die integrierte Dosis als
Summe aller gemessen „Bilder“ dargestellt. Die sampling time muß
mindestens 20 ms betragen.
Seite 26
Methoden
•
Online Mode: Dieser Modus wird zur „online“ Darstellung von
zeitabhängigen Signalen, ähnlich wie bei einer Live-Übertragung,
verwendet. Der Online Mode ist nicht für Datenspeicherung
vorgesehen, da die graphische Darstellung vorrangig behandelt wird.
Dieser Modus ist nützlich für die adäquate Darstellung von Effekten
z. B. bei Einstellungsänderungen am Beschleuniger.
Abbildung 4.5: Parameter im Movie Mode
Die Datenerfassung beim seven29-Detektor ist vergleichbar mit dem Movie
Mode.
Eine Temperatur- und Luftdruckkorrektur erfolgt bei PTW über die
Eingabeaufforderung
vor
jeder
Messung
(manuelles
Eingeben
der
Parameter) und bei IBA über die im Array integrierte Temperatur- und
Luftdrucksensoren.
Die
bei
dem
MatriXXEvolution
intern
gemessene
Temperatur beschreibt den Wert der Detektorplatine. Während des
Betriebes liegt hier die Temperatur etwas über der Raumtemperatur [18].
Durch
die
Auslagerung
der
Spannungsversorgung
und
Messdatenverabeitung in das Mess-Interface entspricht bei dem seven29
die Temperatur im Mess-Array der Umgebungstemperatur.
Der Zeitaufwand für die eigentliche Durchführung einer Planverifizierung
liegt bei beiden Systemen bei ca. 20 bis 30 min (abhängig von der
Bestrahlungszeit des zu prüfenden Planes). Bei dem IBA-Tandem muss der
Zeitaufwand der Vorbestrahlung (Messaufbau siehe Kapitel 4.1) (ca. 3 min
Seite 27
Methoden
bei einem LINAC mit 200 MU/min Dosisleistung und einer Vorbestrahlung
von 600 MU) und der Zeitaufwand einer Absolutkalibrierung hinzugerechnet
werden.
Bei der Absolutkalibrierung (Outputcalibration) hat der Benutzer die
Möglichkeit,
eine
absolute
Dosis
den
Messdaten
des
Arrays
für
verschiedene Beschleuniger und Strahlqualitäten zuzuordnen [25]. Für diese
„Kreuzkalibrierung“
wird
ein
Referenz-Dosiswert
mit
einer
Ionisationskammer aufgenommen. Unter gleichen Bedingungen (Aufbauund Rückstreumaterial) wird anschließend das MatriXXEvolution bestrahlt. Zur
Bestimmung des Korrektionsfaktors kOutput wird die Referenz in Bezug zum
Mittelwert der vier Zentralkammern des Arrays gesetzt:
=>?@A?@ =
&BCDCECFG HIJ. &4BCDCECFG
LMNNOPJO!N $O! 4 ROSN!TP=T11O!S
Gleichung 4.3
Für die Referenzdatenerfassung im Hi·Art II System® wird eine A1SL
Exradin Kammer (Standard Imaging) im Virtual Water™ Phantom (Standard
Imaging) verwendet (15 mm Aufbaumaterial, 22 mm Rückstreumaterial,
FOA=85 cm). Unter gleichen Bedingungen wird die Kalibrierung des Arrays
durchgeführt (12 mm Aufbaumaterial). OmniPro-I‘mRT führt den Benutzer
durch den Kalibrierungsprozess. Da es beim Hi·Art II System® in den ersten
Minuten der Bestrahlung zu Dosisleistungsschwankungen kommen kann
[21], wird empfohlen, eine Erfassung der Referenzdaten und eine
Kalibrierung des Arrays über ca. 5 min durchzuführen [21].
Allgemeine Auswertung
Die beiden Messsyteme werden mit einer Kohorte von 18 Patienten (7 HNO-,
5 Prostata-, 1 Rektum-, 5 Wirbelsäulenpläne) an dem Hi·Art II System®
getestet. Die Messebene wird bei jeder Verifizierung so gewählt, dass sie in
den
kritischen
Bereichen
der
Bestrahlung
liegt
(z. B.
Zielvolumina,
Risikoorganen oder im integrierten Boost). Bei allen Messungen wird der
Temperatur- und Luftdruckkorrekturfaktor berücksichtigt. Die Verifikation der
gemessen Daten wird mit einem Gamma-Kriterium von 3%, 3 mm (wie von
TomoTherapy® empfohlen [11]) durchgeführt. Es kann zu Fehlinterpretationen
in Bereichen außerhalb der Primärstrahlung kommen, da in diesen Regionen
die
Streustrahlung
nicht
ausreichend
vom
Berechnungsalgorithmus
Seite 28
Methoden
berücksichtigt wird. Aus diesem Grund werden Dosiswerte unter 10% des
Maximums vernachlässigt.
Auswertung mit OmniPro I‘mRT
OmniPro I’mRT ist für die Verarbeitung von verschiedenen Datenquellen
(Filmdosimetrie, EPID, TPS usw.) entwickelt worden, die in der Regel
verschiedene Pixelgrößen und –anzahlen besitzen. Vorzugsweise geschieht
der Import der errechneten Dosisverteilung per DICOM-Import [25]. Dieser
erfolgt über ein in der Software internes Programmmodul. Wenn der
Messrechner im Kliniknetzwerk integriert ist, ist es auch möglich, die
errechneten Daten direkt vom Planungssystem an den Messrechner zu
senden. Um die Messungen des MatriXX Array mit den errechneten
Dosisverteilungen
des
Tomoplanungssytems
zu
vergleichen,
wird
empfohlen [25], die beiden Datensätze durch lineare Interpolation auf die
gleiche Rastergröße zu bringen. Der DICOM-Datensatz des TomoTherapy®
Planungssystems (TomoPlan) besitzt eine Rastergröße5 von 1,992 mm. Die
mit dem MatriXXEvolution gemessene Dosisverteilung besitzt aufgrund der
Kammerzentrumsabstände eine Rastergröße von 7,619 mm (vergleiche
Kapitel 3.1.2). In dieser Arbeit werden beide Datensätze auf eine Rastergröße
von
1 mm
interpoliert
[25].
Die
Interpolationsschritte
können
durch
benutzerdefinierte Makros automatisiert werden.
Auswertung mit VeriSoft®
Auch VeriSoft® bietet die Möglichkeit, die Dateiformate von verschiedenen
Planungssystemen zu verarbeiten. Die Variante des Dosisverteilungs-Exports
über das DQA-Modul der TomoTherapy® Planungsstation (siehe Kapitel 4.5)
wird gewählt, da bei einer älteren Systemversion des TomoTherapy®Planungssystems ein DICOM-Export nicht möglich ist. Der Vorteil dieser
Variante liegt darin, dass die exportierte Dosisverteilung in der Messebene
des Arrays liegt und später nicht in VeriSoft® ausgewählt werden muss. Die für
den Vergleich von gemessenen und exportierten Daten notwendigen
Bearbeitungsschritte, können als Makro aufgezeichnet werden. Sie stehen
dadurch
für
jeden
neuen
Datenimport
zur
Verfügung.
Da
die
Ursprungsinformationen bei den IMG-Dateien nicht übertragen werden,
5
Die Rastergröße beschreibt den Abstand der einzelnen Dosispunkte in der Ebene der
Dosisverteilung.
Seite 29
Methoden
müssen nach der Messdatenerfassung die Koordinatenursprünge beider
Datensätze
angepasst
werden.
Hierbei
errechnet
VeriSoft®
den
Verschiebungsvektor zwischen dem Zentrum der gemessenen Dosisverteilung
und dem Zentrum der errechneten Dosisverteilung. Mit Hilfe dieses Vektors
wird die gemessene Dosisverteilung auf die errechnete verschoben [26].
Grundsätzlich ist ein Import von DICOM-Daten möglich und lässt sich intuitiv
verwenden. Die Dosisraster der Daten aus dem Planungssystems werden
automatisch auf 0,5 mm interpoliert [22]. Die dargestellten Dosisverteilungen
entsprechen den gleichen Plänen die in Abbildung 5.16, Abbildung 5.17und
Abbildung 5.19 gezeigt werden. Die Unterschiede in Fraktionsdosis und Form
der
gemessenen
Verteilungen
sind
durch
die
unterschiedliche
Phantomgeometrie des MULTICubes im Vergleich zum Octavius zu erklären.
Seite 30
Ergebnisse
5. Ergebnisse
5.1.
Vorbestrahlung
Die Studie von McCaffrey et al. (siehe Kapitel 2.3) hat gezeigt, dass
Ionisationskammern individuelle Dosen und Zeiten benötigen bis deren
Messantworten stabile Werte erreichen. Um zu überprüfen, in welchem Ausmaß
die verwendeten Detektoren von Vorbestrahlungseffekten betroffen sind, wurden
diese unter gleichen Bedienungen vorbestrahlt.
1,01
1
relative Detektorantwort
0,99
0,98
0,97
0,96
MatriXX-Evolution
seven29
0,95
0,94
0,93
0,92
0,91
0,9
0,89
0
50
100
150
200
250
300
350
400
450
500
550
600
MU
Abbildung 5.1: Gemessene Detektorantwort bei Vorbestrahlung mit einem Mevatron MD2
(Siemens) der Arrays (26 x 26 cm², 6 MV, FOA = 100 cm) als Funktion der abgestrahlten
Monitoreinheiten. Normiert auf die Detektorantwort bei 1000 MU.
Bei der Vorbestrahlung mit einem homogenen 26 x 26 cm² Feld (6 MV) strebt die
Detektorantwort des MatriXXEvolution ab 350 MU gegen einen stabilen Wert. Nach
dieser Vorbestrahlungsdosis von ca. 3,5 Gy schwankt die Detektorantwort um ca.
±0,05%. Die Vorbestrahlung des seven29 zeigt keinen Effekt. Unabhängig von
der Vorbestrahlungsdosis weicht die Detektorantwort um ±0,005% ab.
Seite 31
Ergebnisse
1,01
1
0,99
0,98
0,97
0,96
0,95
MatriXX-Evolution
0,94
0,93
0,92
0,91
0,9
0,89
0
2
4
6
8
10
Dosis in Gy
Abbildung 5.2: Gemessene Detektorantwort bei Vorbestrahlung der Arrays am TomoTherapy
®
Hi·Art II System (statisches Feld 0°, 10 x 400 mm², FOA=85 cm, Tischvorschub = 0,144 cm/sec)
als Funktion der abgestrahlten Dosis. Normiert auf die Detektorantwort bei 10 Gy.
Bei der Vorbestrahlung mit dem Hi·Art II System® wird ein stabiles Signal bei
einer Dosis von 10 Gy noch nicht erreicht. Die Messdaten sind mit großen
Messunsicherheiten (±3%) verbunden, so dass kein klarer Zusammenhang
zwischen Vorbestrahlungsdosis und relativer Detektorantwort erkennbar ist.
5.2.
Effektiver Messort
Anhand der relativen Maxima der Tiefendosiskurven können die effektiven
Messorte der 2D-Arrays bestimmt werden (siehe 4.1). Es wird hierdurch
sichergestellt, dass sich die verwendenden Detektoren innerhalb der vom
Hersteller festgelegten Fertigungstoleranzen befinden.
Die Maxima der Tiefendosiskurven (siehe Abbildung 5.3) liegen in $"UV,WC"XDYCV =
9 11 ± 1,5 11,
$"UV,%U@EX]] = 6 11 ± 1,5 11
und
$"UV,^C_CF`a = 4 11 ±
1,5 11. Hieraus ergibt sich für das MatriXXEvolution eine effektive Messtiefe von
3 mm und für das seven29 eine Tiefe von 5 mm.
Seite 32
Ergebnisse
1
relative Dosis
0,95
0,9
Semiflex
MatriXX-Evolution
seven29
0,85
0,8
0
1
2
3
4
5
6
7
8
9
Tiefe in mm
10
11
12
13
14
15
Abbildung 5.3: Darstellung der Tiefendosiskurve in der Tiefe von 0 mm bis 15 mm des Hi·Art II
®
Systems bei einem 50 x400 mm² Feld. Das Maximum der Tiefendosis liegt bei der Messung
mittels der Semiflex-Kammer in 9 mm Tiefe, mit dem MatriXX-Evolution in 6 mm Tiefe und dem
seven29 in einer Tiefe von 4 mm.
5.3.
Dosisleistungsabhängigkeit
Durch die im Gegensatz zu konventionellen Beschleunigern relativ hohe
Dosisleistung des Hi·Art II Systems® von ca. 8,8 Gy/min, spielt die Betrachtung
der Dosisleistungsabhängigkeit der untersuchten Messsysteme ein große Rolle.
Im Folgenden wird analysiert, ob Dosisleistungen zwischen 5 und 10 Gy/min ohne
Sättigungseffekte verarbeitet werden können.
Im betrachteten Dosisleistungsbereich zwischen ca. 5 Gy/min und 10 Gy/min tritt
keine Sättigung der 2D-Arrays auf. Es ist ein klarer linearer Zusammenhang
zwischen der Dosisleistung und der Detektorantwort sichtbar (R² = 0,9999) (siehe
Abbildung 5.4). Die Messdaten besitzen eine Messunsicherheit bei der
Bestimmung des FOA von ±1,5 mm.
Seite 33
Ergebnisse
11
10
10
Gy/min (MatriXX)
9
8
8
7
MatriXX-Evolution
7
seven29
6
6
Gy/min (seven29)
9
5
5
4
4
0,0001
0,00015
1/r²
0,0002
Abbildung 5.4: Dosisleistung als Funktion des 1/r². Die Ergebnisse des MatriXX-Evolution
beziehen sich auf die linke Werteachse, die des seven29 auf die rechte. Der Verlauf ist linear
(R² = 0,999), eine Sättigung der Kammern tritt im untersuchten Dosisleistungsbereich nicht ein.
5.4.
Die
helikale
Tomotherapie
ist
eine
dynamische
fluenzmodulierte
Rotationsbestrahlung. Aus diesem Grund spielt die Richtungsabhängigkeit der
Messsysteme eine übergeordnete Rolle. Ein idealer Detektor zur Planverifizierung
von
Rotationsplänen
besitzt
aus
allen
Einstrahlrichtungen
das
gleiche
Ansprechvermögen. In diesem Kapitel soll die Abhängigkeit der Tandems von der
Bestrahlungsrichtung geklärt werden.
5.4.1. Betrachtung für konventionelle Beschleuniger
Die Ergebnisse für die Messung der Richtungsabhängigkeit der 2D-Arrays
sind in Abbildung 5.5 dargestellt. Es wird die relative Abweichung der
gemessenen Dosis zu der für die jeweilige Gantryposition errechneten Dosis
Masterplan) abgebildet. Die Ergebnisse für das Tandem aus MULTICube und
MatriXXEvolution sowie für Octavius-CT und seven29 zeigen einen stetigen
Anstieg der Messabweichung je größer der Bestrahlungswinkel ist (siehe
Abbildung 5.5). Bei Bestrahlungen aus der oberen Hemisphäre liegen die
Abweichungen bei allen Messaufbauten zwischen 1% und 2%. Bei Winkeln
von größer als 90° steigt die Messabweichung bis auf ca. 5%. Diese Differenz
wurde durch die Luftkavität bei dem Octavius-LINAC Phantom weitestgehend
ausgeglichen.
Seite 34
Ergebnisse
3
relative Abweichung zu TPS in %
Octavius CT
2
Octavius LINAC
1
MULTICube
0
-1
-2
-3
-4
-5
-6
0°
15°
30°
45°
60°
75°
90°
105°
120°
135°
150°
165°
180°
195°
Bestrahlungswinkel
Abbildung 5.5: Relative Abweichung der gemessenen Dosiswerte der Tandems zur errechneten
Dosis (Masterplan) als Funktion des Bestrahlungswinkels.
Eine Auffälligkeit zeigt die Richtungsabhängigkeit bei Bestrahlungen aus ca.
90°. Es ist weiterhin ein kontinuierlicher Anstieg der Messabweichung zu
erwarten. Bei 75° und 90° ist diese um 1% - 3% geringer als bei den
vorhergehenden bzw. nachfolgenden Werten. Diese Abweichung beträgt bei
dem Octavius-LINAC Phantom ca. 6%.
Seite 35
Ergebnisse
1,2
0,8
0,6
Dosis w. E.
1
0,4
Masterplan
Octavius CT
0,2
Octavius LINAC
0
-10
-8
-6
-4
-2
0
x in cm
2
4
6
8
10
Abbildung 5.6: Errechnetes (blau) und gemessenes (rot) Dosisquerprofil in der Zentralachse einer
180° Rotationsbestrahlung (10 x 10 cm², 6MV) (270°-90°) mit den PTW-Tandems an einem
konventionellen Beschleuniger.
1,2
1
0,6
Dosis w. E.
0,8
0,4
Masterplan
MULTICube
0,2
0
-10
-8
-6
-4
-2
0
x in cm
2
4
6
8
10
Abbildung 5.7: Errechnetes (blau) und gemessenes (grün) Dosisquerprofil in der Zentralachse
einer 180° Rotationsbestrahlung (10 x 10 cm², 6MV) (270°-90°) mit dem IBA-Tandem an einem
konventionellen Beschleuniger.
Bei einer Halbkreisrotation weicht die Dosis bei der CT Version des Octavius
und bei dem MULTICube-Tandem zwischen 1,5% (IBA) und 4% (PTW) ab
(siehe Abbildung 5.6 und Abbildung 5.7). Bei der Version mit integrierter
Seite 36
Ergebnisse
Luftkavität weicht der gemessene Wert im Isozentrum um 0,5% vom
kalkulierten Wert ab.
5.4.2. Betrachtung für TomoTherapy Hi·Art II System®
Testpläne für die Tomotherapie
Bei der Bestrahlung eines zentrischen Zylinders liegt bei allen verwendeten
Tandems eine Messabweichung zur berechneten Dosis von ca. 2% vor (siehe
Abbildung
5.8
und
Abbildung
5.9).
Bei
einem
Block
der
unteren
Bestrahlungswinkel (siehe Abbildung 5.12 und Abbildung 5.13) weichen die
gemessenen Dosen zwischen 1% (PTW-Tandems) und 2% (IBA-Tandem) von
der
errechneten
Dosis
ab.
Bei
Unterdrückung
der
oberen
Bestrahlungsrichtungen durch einen Directional Block treten Abweichungen
von ca 6% zwischen gemessener und errechneter Dosis auf. Die Ergebnisse
für das Octavius-LINAC Phantom (siehe Abbildung 5.13) zeigen eine
Kompensation
des
auftretenden
Messfehlers
bei
dorsalen
Bestrahlungsrichtungen aber auch eine Überbewertung der Dosis von ca. 2%.
1,2
0,8
0,6
Dosis w. E.
1
0,4
TomoPlan
0,2
MULTICube
0
-10
-8
-6
-4
-2
0
x in cm
2
4
6
8
10
Abbildung 5.8: Errechnetes (blau) und Ggemessenes (grün) Querprofil in der Zentralachse für
einen Zylinder in der Zentralachse. Geplant mit TomoPlan und gemessen mit dem
MULTICube/MatriXX-Evolution Tandem.
Seite 37
Ergebnisse
1,2
1
0,6
Dosis w. E.
0,8
0,4
TomoPlan
0,2
Octavius CT
Octavius LINAC
0
-10
-8
-6
-4
-2
0
x in cm
2
4
6
8
10
Abbildung 5.9: Errechnetes (blau) und gemessenes (rot) Querprofil für einen Zylinder in der
Zentralachse. Geplant mit TomoPlan auf dem MULTICube/MatriXX-Evolution Tandem und
gemessen mit dem Octavius/seven29 Tandem.
1,2
0,8
0,6
Dosis w. E.
1
0,4
TomoPlan
0,2
MULTICube
0
-13
-11
-9
-7
-5
-3
-1
1
x in cm
3
5
7
9
11
13
Abbildung 5.10: Errechnetes (blau) und gemessenes (grün) Querprofil für Bestrahlung mit
Directional Block von 90° bis 270° (untere Hemisphäre). Geplant mit TomoPlan und gemessen mit
dem MULTICube/MatriXX-Evolution Tandem.
Seite 38
Ergebnisse
1,2
0,8
0,6
Dosis w. E.
1
TomoPlan
0,4
Octavius CT
0,2
Octavius LINAC
0
-13
-11
-9
-7
-5
-3
-1
1
x in cm
3
5
7
9
11
13
Abbildung 5.11: Errechnetes (blau) und gemessenes (rot) Querprofil für Bestrahlung mit
Directional Block von 90° bis 270° (untere Hemisphäre). Geplant mit TomoPlan auf dem
MULTICube/MatriXX-Evolution Tandem und gemessen mit dem Octavius/seven29 Tandem.
1,2
0,8
0,6
Dosis w. E.
1
0,4
TomoPlan
0,2
MULTICube
0
-13
-11
-9
-7
-5
-3
-1x in cm1
3
5
7
9
11
13
Directional Block von 270° bis 90° (obere Hemisphäre). Geplant mit TomoPlan und gemessen mit
dem MULTICube/MatriXX-Evolution.
Seite 39
Ergebnisse
1
0,6
0,4
Dosis w. E.
0,8
TomoPlan
Octavius CT
Octavius LINAC
0,2
0
-13
-11
-9
-7
-5
-3
-1
1
x in cm
3
5
7
9
11
13
Directional Block von 270° bis 90° (obere Hemisphäre). Geplant mit TomoPlan auf dem
MULTICube/MatriXX-Evolution Tandem und gemessen mit dem Octavius/seven29 Tandem.
Winkelabhängigkeit des Ansprechvermögens
Bei der Betrachtung der Winkelabhängigkeit des Ansprechvermögens der
Messsysteme wird nicht wie in Abbildung 5.5 ein Vergleich zu errechneten
Dosiswerten gezogen, sondern die auf 0°-Einstrahlrichtung normierte
Detektorantwort betrachtet. Aus diesem Grund ist in Abbildung 5.14 die
Phantomform deutlich zu erkennen. Durch die kubische Geometrie des
MULTICubes variiert die radiologische Weglänge zwischen 110 mm und
196 mm. Die radiologische Weglänge des Octavius liegt auf Grund der
oktogonalen Form zwischen 160 mm und 166 mm. Die gemessene Dosis
verhält sich reziprok zur radiologischen Weglänge.
Seite 40
Ergebnisse
Abbildung 5.14: Winkelabhängigkeit des Ansprechvermögens der Tandems. Dargestellt ist die
Antwort der Zentralkammern als Funktion des Einstrahlwinkels. Die Messtandems wurden in einer
Phantomhalterung (siehe Abbildung 4.3) alle 5° für je 60 sec mit einem statischen 50 x 60 mm² Feld
®
im Hi·Art II System bestrahlt. Die Messdaten sind auf 0°-Einstrahlrichtung normiert abgebildet.
Die relative Abweichung der Dosiswerte der gegenüberliegenden Messpaare
(gleiche geometrische Messtiefe) beträgt bei dem Vergleich von dorsalen zu
ventralen Bestrahlungsrichtungen -4,5% bei dem MULTICube, -13,5% bei
dem Octavius-CT Phantom und -0,1% bei dem Octavius-LINAC Phantom
(siehe Abbildung 5.15).
Seite 41
Ergebnisse
180 175 170 165 160 155 150 145 140 135 130 125 120 115 110 105 100 95
90
6
4
relative Abweichung in %
2
0
-2 0
5
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
60
65
70
75
80
85
90
-4
-6
-8
-10
Octavius CT
-12
MULTICube
-14
Octavius LINAC
-16
Winkel-Paare
Abbildung 5.15: Relative Abweichung der Dosiswerte der Messpaare zueinander (z.B
bc° eb°
b°
%) für ein statisches 60 x 50 mm² 6 MV Feld im Hi·Art II System (Bestrahlungsdauer: 60 sec).
®
5.5.
∙
In diesem Kapitel werden ausgewählte Ergebnisse der Planverifizierung der
betrachteten
Patientenkohorte
Wirbelsäulenpläne)
Dosisverteilungen
dargestellt.
des
(7
HNO-,
Es
5
werden
TomoTherapy®
Prostata-,
1
jeweils
die
Planungssystems
Rektum-,
5
exportierten
mit
einen
Gammakriterium vom 3%, 3 mm verifiziert.
Tandem von IBA-Dosimetry
Aufgrund der Komplexität bezüglich der Anforderungen an Dosisverteilung im
PTV und Schonung von Risikoorganen bei HNO-Bestrahlungen wird die
Tomotherapie für diese Bestrahlungen häufig eingesetzt. In Abbildung 5.16 bis
Abbildung 5.18 wird eine mit dem Tandem aus MatriXXEvolution und MULTICube
gemessene
typische
Dosisverteilung
eines
HNO-Plans
in
der
Tomotomotherapie dargestellt. Des Weiteren werden das dazugehörige
Querprofil und die Gamma-Analyse abgebildet. Die Bestrahlung des
dargestellten HNO-Planes wird mit einer Strahlbreite von 2,5 cm und einem
Pitch von 0,43 durchgeführt. Bei der Planung wird ein Modulation Factor von 2
verwendet.
Seite 42
Ergebnisse
Rückenmark
PTV
Abbildung 5.16: Colorwash-Darstellung einer gemessenen koronalen Dosisverteilung
(MatriXX-Evolution + MULTICube) einer Fraktion eines HNO-Planes in der Tomotherapie. Die
Rastergröße wurde von 7,619 mm auf 1 mm linear interpoliert. Die Bestrahlungsrichtungen sind
homogen verteilt (ca. 51% obere Hemisphäre). Die horizontale Linie gibt den Ort des unten
dargestellten (siehe Abbildung 5.17) Dosisquerprofils an.
Abbildung 5.17: Dosisquerprofil durch das PTV eines typischen HNO-Planes in der Tomotherapie
®
(siehe Abbildung 5.16). (grün) Mit dem TomoTherapy Planungssystem errechnetes Profil. (rot)
Mit MatriXX-Evolution gemessenes Profil. Die maximale Dosisabweichung liegt bei 1,9%.
Seite 43
Ergebnisse
Abbildung 5.18: Mit Omni-Pro I’mRT durchgeführte globale Gamma-Auswertung (3%, 3 mm) einer
HNO-Planverifizierung. Die roten Flächen geben außerhalb der Toleranz liegende Regionen an.
Mehr als 95% der Messpunkte haben die Verifizierung bestanden.
Bei typischen HNO-Plänen in der Tomotherapie (siehe Abbildung 5.16) liegen
die gemessenen Dosisabweichungen bei ca. 2% (siehe Abbildung 5.17). Bei
einer globalen Gamma-Analyse (3%, 3 mm) bestehen mehr als 95% der
Messpunkte (siehe Abbildung 5.18). Dieses Ergebnis lässt sich auf die sechs
weiteren HNO-Planverifizierungen übertragen.
Neben der Bestrahlung von Karzinomen im Kopf-Hals-Bereich werden in der
Universitätsklinik Bonn häufig Prostata-Karzinome mit der Tomotherapie
behandelt. In Abbildung 5.19 bis Abbildung 5.21 wird ein typischer ProstataBestrahlungsplan
und
seine
Verifikation
mittels
des
Gamma-Indexes
dargestellt. Der exemplarisch betrachtete Prostata-Plan wird mit einer
Feldbreite von 2,5 cm und einem Pitch von 0,3 abgestrahlt. Bei der Planung
wurde eine Modluation Faktor von 3 verwendet.
Seite 44
Ergebnisse
Rektum
PTV
Abbildung 5.19: Gemessene (MatriXX-Evolution + MULTICube) koronale Dosisverteilung
(Colorwash) einer Fraktion eines Prostata-Planes in der Tomotherapie. Die Rastergröße wurde
von 7,619 mm auf 1 mm linear interpoliert. Die Bestrahlungsrichtungen sind homogen verteilt (ca.
51% obere Hemisphäre). Die horizontale Linie gibt den Ort des unten dargestellten (siehe
Abbildung 5.20) Dosisquerprofils an.
Abbildung 5.20: Dosisquerprofil durch das PTV eines typischen Prostata-Planes in der
Tomotherapie (siehe Abbildung 5.16). (grün) Mit dem TomoTherapy Planungssystem errechnetes
Profil. (rot) Mit MatriXX-Evolution gemessenes Profil. Die maximale Dosisabweichung liegt bei
2%.
Seite 45
Ergebnisse
Abbildung 5.21: Mit OmniPro-I’mRT durchgeführte globale Gamma-Auswertung (3%, 3 mm) einer
Prostata-Planverifizierung. Die roten Flächen geben Regionen an, die außerhalb der Toleranz
liegen. Mehr als 98% der Messpunkte haben die Verifizierung bestanden.
Wie bei einem homogen verteilten HNO-Plan beträgt bei einer typischen
Dosisverteilung
für
einen
Prostata-Plan
(siehe
Abbildung
5.19)
die
Dosisabweichung im PTV ca. 2% (siehe Abbildung 5.20). Für diese
exemplarische Bestrahlung liegen 98% innerhalb des vorgegeben globalen
Gamma-Kriteriums (siehe Abbildung 5.21). Im Bereich des Zielvolumens
liegen annähernd 100% der Messpunkte innerhalb dieses Kriteriums. Bei der
Betrachtung der vier weiteren Prostata-Pläne kommt es zu deutlichen
unterschiedlichen Ergebnissen. So wurden für diese Arbeit ProstataPlanverifikationen durchgeführt, die eine Dosisabweichung im PTV von 10%
zeigen. Dies hat zur Folge, dass 100% der Verifikationspunkte im PTV die
Gamma-Analyse nicht bestehen.
Seite 46
Ergebnisse
Tandem von PTW
Die im Folgenden dargestellten Dosisverteilungen entsprechen den oben
dargestellten
HNO-
und
Prostata-Plänen.
Die
Unterschiede
der
Dosisverteilung zwischen Abbildung 5.16 und Abbildung 5.22 lassen sich
durch die unterschiedliche Phantomgeometrie des MULTICubes und des
Octavius erklären.
Rückenmark
PTV
Abbildung 5.22: Graustufen- und Isodosen-Darstellung einer typischen koronalen Dosisverteilung einer
Fraktion eines HNO-Planes in der Tomotherapie. Gemessen mit seven29 und Octavius-LINAC Phantom.
Die Rastergröße wurde von 10 mm auf 0,5 mm interpoliert. Die Bestrahlungsrichtungen sind homogen
verteilt (ca. 51% obere Hemisphäre). Die horizontale Linie gibt den Ort des Dosisquerprofils (siehe
Abbildung 5.17) an.
Seite 47
Ergebnisse
Abbildung 5.23: Dosisquerprofil durch das PTV eines HNO-Planes in der Tomotherapie (siehe
®
Abbildung 5.22). (rote Linie) Mit dem TomoTherapy Planungssystem errechnetes Profil. (Rauten)
Mit seven29 und Octavius-LINAC Phantom gemessenes Profil. Die maximale Dosisabweichung
liegt bei 2,5%.
®
Abbildung 5.24: Mit VeriSoft durchgeführte globale Gamma-Auswertung (3%, 3 mm) einer HNOPlanverifizierung. Die Ergebnisse werden über einem Graustufenbild mit Isodosen dargestellt.
Die Quadrate zeigen Messpunkte, die außerhalb der Toleranz liegen. Gleichzeitig liegt die Dosis
unterhalb des errechneten Wertes (blau). Mehr als 97% der gesamten Messpunkte haben die
Verifizierung bestanden.
Seite 48
Ergebnisse
Bei HNO-Plänen mit homogenen Einstrahlrichtungen (siehe Abbildung 5.22)
liegt die Abweichung der mit dem Octavius-LINAC Phantom und seven29
durchgeführten Planverifizierung bei ca. 2% (siehe Abbildung 5.23). Die
globale Gamma-Analyse (siehe Abbildung 5.24) ergibt, dass ca. 98% der
Messpunkte innerhalb der angegeben Toleranz (3%, 3 mm) liegen.
Die Ergebnisse der restlichen HNO-Patientenkohorte decken sich mit den hier
dargestellten Resultaten.
Den folgenden drei Abbildungen der exemplarischen Messergebnisse einer
Prostata-Planverifizierung liegt derselbe Prostata-Bestrahlungsplan wie in
Abbildung 5.16 zu Grunde.
Rektum
PTV
Abbildung 5.25: Graustufen- und Isodosen-Darstellung einer typischen koronalen Dosisverteilung
einer Fraktion eines Prostata-Planes in der Tomotherapie. Gemessen mit seven29 und Octavius-LINAC
Phantom. Das Raster wurde von 10 mm auf 0,5 mm interpoliert. Die Bestrahlungsrichtungen sind
homogen verteilt (ca. 51% obere Hemisphäre). Die rote horizontale Linie gibt den Ort des
Dosisquerprofils an (siehe Abbildung 5.17).
Seite 49
Ergebnisse
Abbildung 5.26: Dosisquerprofil durch das PTV eines Prostata-Planes in der Tomotherapie (siehe
®
Abbildung 5.25). (rote Linie) Mit dem TomoTherapy Planungssystem errechnetes Profil. (Rauten)
Mit seven29 und Octavius-LINAC Phantom gemessenes Profil. Die maximale Dosisabweichung
liegt bei 1,5%.
®
Abbildung 5.27: Mit VeriSoft durchgeführte globale Gamma-Auswertung (3%, 3 mm) einer HNOPlanverifizierung. Die Ergebnisse werden über einem Graustufenbild mit Isodosen dargestellt.
Die Quadrate zeigen die Messpunkte, die außerhalb der Toleranz liegen. Gleichzeitig liegt die
Dosis unterhalb des errechneten Wertes (blau). Mehr als 99% der gesamten Messpunkte haben
die Verifizierung bestanden.
Seite 50
Diskussion
Wie bei einem homogen verteilten HNO-Plan beträgt bei einer typischen
Dosisverteilung
für
einen
Prostata-Plan
(siehe
Abbildung
5.25),
die
Dosisabweichung im PTV ca. 1,5% (siehe Abbildung 5.26). Für diese
exemplarische Bestrahlung liegen 99% innerhalb des vorgegeben globalen
Gamma-Kriteriums (siehe Abbildung 5.27). Die oben dargestellten Ergebnisse
spiegeln die Resultate der Planverifizierung der restlichen ProstataPatientenkohorte wider.
6. Diskussion
6.1.
Vorbestrahlung
Die Angabe von 10 Gy Vorbestrahlungsdosis basiert auf einer Diplomarbeit von
Herzen et al. [17], die im Jahr 2006 am Uniklinikum Hamburg-Eppendorf
durchgeführt wurde. Hier wurde eine ältere Hardwareversion des MatriXX
verwendet. Der in dieser Arbeit verwendete Prototyp des MatriXXEvolution benötigt
eine deutlich geringere Vorbestrahlungsdosis (ca. 4 Gy) (siehe Abbildung 5.1).
Die Ergebnisse für eine Vorbestrahlung mittels des Hi·Art II Systems® decken
sich nicht mit den Beobachtungen an einem konventionellen Beschleuniger. Die
hier auftretende Abweichung und die statistische Unsicherheit von ±3% könnten
mit einer fehlerhaften Positionierung des Arrays und mit schwankender
Dosisleistung des Hi·Art II System® erklärt werden.
Da für die Betrachtung der Vorbestrahlung mit dem Hi·Art II System® die
Detektorantworten der vier Zentralkammern des MatriXXEvolution gemittelt werden,
könnte die Inhomogenität des lateralen Strahlprofils (siehe Abbildung 2.5a und
Abbildung 6.1) dazu führen, dass die für die Messergebnisse relevanten
Kammern nicht mit der gleichen Dosis vorbestrahlt werden.
Wie in Abbildung 6.1 zu sehen ist, liegt ein homogenes Feld für die vier zentralen
Kammern
vor.
Selbst
bei einem Fehler von
±7,62 mm (Abstand
von
Kammerzentrum zu Kammerzentrum) in der Positionierung würden die zur
Messung verwendeten Kammern in einem homogenen Feld liegen. Bei einer
Breite des Positionierung-Lasers von ca. 1 mm ist ein Fehler von >7,62 mm
auszuschließen.
Seite 51
Diskussion
1
0,8
0,6
0,4
0,2
0
-12
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
10
12
x in cm
Abbildung 6.1: Auf die Detektorantwort in der Zentralachse normiertes Querprofil (gemessen mit
®
MatriXX-Evolution) eines statischen 10 x 400 mm² Feldes im Hi·Art II System . Im Bereich der vier
Zentralkammern liegt ein homogenes Feld vor.
Bezüglich der Annahme einer Dosisleistungsschwankung des Hi·Art II Systems®
können neben den in Abbildung 2.7 gezeigten täglichen Outputvariationen keine
gesicherten Aussagen getroffen werden. Die Veränderung des täglichen Outputs
erklären die Messunsicherheit der in Abbildung 5.2 gezeigten Messpunkte, aber nicht
deren unstetigen Verlauf. Eine fehlerhafte Versuchsdurchführung könnte den nicht
kontinuierlichen Anstieg der Detektorantwort erklären. Um eine endgültige Aussage
hierzu fällen zu können, muss eine weitere Betrachtung der Vorbestrahlung im
Hi·Art II System® außerhalb dieser Arbeit durchgeführt werden.
Die Variante mittels statischen Feldes hat sich als nicht effiziente Methode der
Vorbestrahlung erwiesen (siehe oben). Eine Möglichkeit, die Vorbestrahlung mittels
des Hi·Art II Systems® durchzuführen, wäre die Erstellung eines Plans mit 6 Gy
Fraktionsdosis. Die Bestrahlungszeit für einen solchen Plan läge bei ca. 10 min
(ohne Ausrichten des MatriXXEvolution mittels MV-CT). In der Praxis hat sich die
Vorbestrahlung am konventionellen Beschleuniger als zeitsparendere Lösung
erwiesen. Der Zeitaufwand hierfür liegt mit einer Dosisleistung von 200 MU/min bei
ca. 3 Minuten.
Die Notwendigkeit einer Vorbestrahlung lässt sich durch das einzelne Kammerdesign
erklären,
insbesondere
spielt
die
Abschirmung
am
Kammerstamm
eine
übergeordnete Rolle (siehe Kapitel 2.3). Des Weiteren könnten die Antworten der
Seite 52
Diskussion
Kammern durch vorhandene statische Aufladungen an den Kammerwänden
beeinflusst [23] werden. Die aktuelle Vertriebsversion des MatriXXEvolution benötigt
keine Vorbestrahlung mehr [24]. Die Betrachtung für das seven29 hat ergeben, dass
auch dieser Detektor keine Vorbestrahlung benötigt. Eine gesicherte Aussage,
warum bei dem Array-Modell von PTW auf eine Vorbestrahlung nicht erforderlich ist,
kann nicht getroffen werden.
6.2.
Effektiver Messort und Dosisleistungsabhängigkeit
Durch die Verwendung eines RW3-Plattenphantoms resultiert eine Unsicherheit
bei der genauen Bestimmung der Messtiefe (die RW3-Platten liegen durch
Verformungen nicht vollständig plan aufeinander). Die hierbei entstandene
Messunsicherheit in Bezug auf die Bestimmung der Maxima (in Abbildung 5.3 aus
Übersichtsgründen nicht dargestellt) belaufen sich auf ±1 mm, welche aufgrund
der Breite des Positionierungslasers von ca. 1 mm innerhalb der klinisch
erreichbaren Genauigkeit liegt.
Der klare lineare Zusammenhang zwischen inversem Abstands-Quadrat und
gemessener Dosisleistung zeigt, dass auch bei hohen Dosisleistungen keine
Sättigungseffekte der 2D-Arrays auftreten. Durch Verringern der Abtastzeit, d.h.
die Kammern werden in kürzeren Abständen ausgelesen, kann ein „Overflow“ der
Kammern auch bei höheren Dosisleistungen vermieden werden.
6.3.
Die Abweichungen zur berechneten Dosis von bis zu 5% bei Bestrahlungen aus
der unteren Hemisphäre könnten durch den Aufbau der Arrays erklärt werden.
Die Kammern befinden sich in einem Trägermaterial, in dem sich die notwendigen
Leiterbahnen für die Messdatenerfassung befinden. Diese feinen Strukturen
könnten in ihrer Dichte vom Planungssystem unterbewertet werden, so dass die
Absorption der Leiterbahnen bei der Dosisberechnung fehlerhaft berücksichtigt
würde. Die größere Absorption des Kammerträgermaterials wird ebenfalls in
Abbildung 5.15 verdeutlicht. Die Brüche im kontinuierlichen Anstieg der
Messabweichung bei lateralen Bestrahlungen (75° bis 105°) könnten ebenfalls
von einer fehlerhaften Berechnung der Dosis stammen [29]. Zu diesem Effekt
addiert
sich
bei
dem
Octavius-LINAC
Phantom
eine
augenscheinliche
Überkompensation (siehe Abbildung 5.15: Winkel-Paare 65° bis 75°) durch die
Luftkavität.
Seite 53
Diskussion
Bei Rotationsbestrahlungen mit homogenem Anteil aller Bestrahlungsrichtungen
(siehe Abbildung 5.6 bis Abbildung 5.9) wird der Einfluss des geringeren
Ansprechvermögens für dorsale Einstrahlrichtungen der Arrays reduziert. Die
Abweichung mittelt sich auf Grund der Integration der Dosis über die Winkel von
0° bis 180° (Halbkreisrotation am konventionellen Beschleuniger). Dieser Effekt
zeigt sich ebenfalls bei der homogenen Bestrahlung eines zentrischen Zylinders
in der Tomotherapie (siehe Abbildung 5.8 und Abbildung 5.9).
Die Ergebnisse bei den Testplänen mit eingefügten Directional Block für die
untere Hemisphäre (siehe Abbildung 5.10 und Abbildung 5.11) und obere
Hemisphäre (siehe Abbildung 5.12 und Abbildung 5.13) bestätigen die
Messungen für Stehfelder. Die auftretenden Abweichungen von ca. 2% könnten
die Outputschwankungen des Hi·Art II Systems® widerspiegeln (siehe Kapitel
2.1.2).
Insbesondere
bei
der
Betrachtung
einer
Unterdrückung
der
ventralen
Einstrahlrichtungen wird deutlich, dass das Octavius-LINAC Phantom die
Richtungsabhängigkeit des seven29 ausgleicht.
6.4.
6.4.1. Tandem aus MatriXXEvolution und MULTICube
Die Ergebnisse der sieben für diese Arbeit durgeführten HNO-Verifizierungen
decken sich mit den in Kapitel 5.5 dargestellten Resultaten. Bei jeder
Verifizierung wurde eine maximale Dosisabweichung von ca. 2% beobachtet.
Dieses ist ein Indiz für eine systematische Abweichung, wie sie z. B. durch die
Outputveränderung
des
Hi·Art
II
Systems®
(siehe
Abbildung
2.7)
hervorgerufen werden könnte.
An den Feldgrenzen treten im Niederdosisbereich Abweichungen auf (siehe
Abbildung 5.18). Diese lassen sich auf eine geringe fehlerhafte Positionierung
des Phantoms zurückführen. Durch eine manuelle Ursprungskorrektur lässt
sich diese Differenz jedoch beheben.
Die Ergebnisse der dargestellten Planverifizierung für einen Prostata-Plan
lassen sich nicht auf die gesamte Kohorte der Prostata-Verifikationen
übertragen. Ein Grund ist, dass die Einstrahlrichtungen bei den verschiedenen
Plänen stark variieren können. Je nach vorhandener Patientengeometrie und
Lage der Ziel- und Risikoorgane gibt es Messungen, bei denen bis zu 60% der
Seite 54
Fazit und Ausblick
gesamten Messpunkte und bis zu 100% der Messpunkte innerhalb des PTVs
das globale Gamma-Kriterium nicht erfüllen. Hier wurden Dosisabweichungen
bis zu 10% festgestellt.
6.4.2. Tandem aus seven29 und Octavius LINAC
Die in der betrachten Patientenkohorte durchgeführten Planverifizierungen mit
dem Tandem aus seven29 und Octavius-LINAC Phantom zeigen, dass die
des
seven29
durch
die
eingebrachte
Kavität
weitestgehend kompensiert wird (siehe Kapitel 6.3). In den dargestellten
Messabweichungen spiegelt sich die Unsicherheit des Hi·Art II® Outputs wider.
Dass die in Abbildung 5.18 gezeigten Abweichungen an den Feldgrenzen bei
dem Produkt von PTW nicht auftreten, ist durch die automatische Anpassung
der Koordinatenursprünge der beiden Datensätze zu erklären, da VeriSoft®
eine
bestmögliche
Überlagerung
der
gemessenen
und
errechneten
Dosisverteilung kalkuliert.
7. Fazit und Ausblick
Die untersuchten Flächendetektoren mit den dazugehörigen Phantomen weisen
grundsätzlich eine Richtungsabhängigkeit auf. Die hierdurch entstehenden
Messabweichungen
belaufen
sich
bei
einer
homogenen
Verteilung
der
Einstrahlrichtungen auf 1% bis 2%. Diese Messunsicherheit liegt noch unter der in
DIN 6800-4 beschriebenen Messunsicherheit für die Filmdosimetrie. Durch die
3264 möglichen Projektionen pro Rotation bei dem Hi·Art II System® kommt es im
klinischen Alltag oft zu einer inhomogenen Verteilung der Einstrahlrichtungen
(insbesondere bei Prostata-Plänen beobachtet). Die Kavität des Octavius-LINAC
Phantoms gleicht das geringere dorsale Ansprechvermögen des seven29 aus,
sodass sich das Tandem aus beiden für den klinischen Alltag sehr gut eignet. Bei
dem MatriXXEvolution Detektor existiert zum jetzigen Zeitpunkt noch keine
Kompensation der Richtungsabhängigkeit. Für die Zukunft ist angedacht, diese
auf
mathematischem
Weg
unter
Berücksichtigung
der
Sinogramme
zu
korrigieren.
Die
in
dieser
Arbeit
durchführten
Messungen
zeigen,
dass
die
Richtungsabhängigkeit zu Abweichungen bei der Planverifizierung führt. Um eine
genaue Begründung für diesen Effekt zu finden, ist es nötig, das Verständnis über
Seite 55
Fazit und Ausblick
Aufbau der Arrays und physikalische Vorgänge innerhalb der Arrays zu vertiefen.
Hierfür würden Monte-Carlo-Simulationen der Messsysteme im erheblichen Maße
beitragen.
Der Ablauf der patientenbezogenen Planverifizierung erfolgt bei beiden
Herstellern ähnlich. Bei VeriSoft® 4.0 sind alle Arbeitsschritte weitestgehend
automatisiert, was die Verifizierung der Pläne vereinfacht. Bei OmniPro
I’mRT 1.6b liegen die Verarbeitungsschritte der Datensätze in der Verantwortung
des Benutzers. Dadurch ist es möglich, die Verifizierung auf klinikinterne
Standards anzupassen. Die Verwendung von globalen oder lokalen GammaIndex beeinflusst das Ergebnis der Planverifikation (siehe Kapitel 2.2). OmniProI‘mRT 1.6b bietet diese Auswahlmöglichkeit im Gegensatz zu VeriSoft® 4.0 nicht.
Da aber andere Programme Von IBA-Dosimetry diese Möglichkeit beinhalten
(siehe COMPASS), ist es zu erwarten, dass diese Funktion in Zukunft auch in
OmniPro-I’mRT verfügbar sein wird. Jedoch ist es auch möglich, ohne lokalen
Gamma-Index niedrige Dosen korrekt zu bewerten. Durch Definition des
Referenzpunktes innerhalb eines Niederdosisbereiches kann die absolut
akzeptierte Dosisdifferenz auf einen vertretbaren Wert angepasst werden.
Je nach Auslastung der Bestrahlungssysteme innerhalb der Klinik spielt der
Zeitfaktor eine große Rolle. Bei beiden Systemen liegt die Dauer einer
Verifizierung bei ca. 20 bis 30 Minuten. Zusätzlich kommt der Zeitaufwand der
Vorbestrahlung des MatriXXEvolution Detektors hinzu. Er liegt bei ca. 5 Minuten
wenn ein zweiter herkömmlicher Beschleuniger vorhanden ist. Die Vorbestrahlung
mittels eines Tomotherapieplanes nimmt bei einer homogenen Dosisverteilung im
Array von ca. 6 Gy ca. 10 Minuten in Anspruch.
Eine in der Radiologischen Universitätsklinik Bonn durchgeführte Diplomarbeit
[26] hat gezeigt, dass eine Überprüfung der wichtigsten Kennmerkmale des
Hi·Art II Systems® mit dem seven29 mit guter Genauigkeit möglich ist. Durch den
prinzipiell gleichen Aufbau der beiden Arrays ist es denkbar, dass diese
Konstanzprüfung auch mit dem MatriXXEvolution Detektor möglich ist.
Der nächste logische Schritt in der Planverifizierung von Rotationsbestrahlungen
wäre der Übergang von 2D zu 3D. Die Firma ScandiDos stellt mit dem Delta4 ein
Messsytem bereit, welches durch zwei im 40°-Winkel zueinander angeordnete
Messebenen diese Möglichkeit bietet. Eine Übertragung dieses Messprinzips auf
die beiden in dieser Arbeit verwendeten Messsysteme wäre mit Hilfe der für diese
Seite 56
Fazit und Ausblick
Arbeit
angefertigten
Phantomhalterung
und
mit
einer
entsprechenden
Softwarelösung möglich.
Seite 57
Literaturverzeichnis
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DIN6875-3.
Spezielle
Bestrahlungseinrichtungen
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Teil
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Strahlentherapie - Kennmerkmale, Prüfmethode und Regeln für den klinischen Einsatz:
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Seite 60
Abbildungsverzeichnis
Abbildung 1.1:
Messaufbau für die Planverifizierung in der Tomotherapie mittels „CheesePhantom (30 cm Durchmesser, 18 cm Länge, Material: „Solid Water“
g = 1,03 g/cm³) sowie Film- und Punktdosismessung.
2
Abbildung 2.1:
Realisierung einer Fluenzmodulation mit Step-and-Shoot-Technik [6]
4
Abbildung 2.2:
Realisierung einer Fluenzmodulation mit dynamischen MLCs [6]
4
Abbildung 2.3:
(a) Intensitätsprofil, dargestellt als
durchgezogene Linie, erzeugt mit
dynamischem MLC. Der rechte und linke Leaf bewegt sich mit variabler
Geschwindigkeit in x-Richtung. Die Bewegung der Leafs wird durch die
gepunkteten Linien abgebildet. (b) Diskrete Stufen eines mit Step-and-Shot
erzeugten
Intensitätsprofils
(durchgezogene
Linie).
Die
einzelnen
Segmente sind durch die gepunkteten Linien dargestellt [7].
5
Abbildung 2.4:
Hardwarekomponenten TomoTherapy Hi·Art II Systems® [7].
6
Abbildung 2.5:
(a) Dosisquerprofile eines 40 x 2,5 cm² Feldes bei einem Quellen-HautAbstand von 85 cm in einer Wassertiefe von 1,5 cm (●) und 10 cm (○). (b)
Dosislängsprofile für 40 x 1 cm² (●), 40 x 2,5 cm² (○) und 40 x 5 cm² (▲)
Felder in 10 cm Wassertiefe. Alle Profile sind auf Dosiswert in der
Zentralachse normiert [9].
Abbildung 2.6:
7
Gemessene (durch Punkten dargestellt) und berechnete (durch Linien
dargestellt) Dosisquerprofile des TomoTherapy® Hi·Art II Systems, in
Messtiefen von 1 cm bis 20 cm, bei einem Quellen-Haut-Abstand von
85 cm. Die Feldgröße beträgt 50 x 400 mm². Die dreieckige Form ist auf
das Fehlen des Ausgleichfilters zurückzuführen [8].
Abbildung 2.7:
8
Tägliche Outputwerte des Hi·Art II Systems® der Radiologischen
Universitätsklinik Bonn, gemessen in einer Tiefe von 15 mm im
VirtualWater™ Phantom (Standard Imaging) mit einer A1SL Exradin
Ionisationskammer (Standard Imaging). Die Bestrahlungsdauer beträgt
60 sec. Der Dosissollwert beträgt für 15 mm Tiefe ca. 8,6 Gy.
Abbildung 2.8:
Zweidimensionale Darstellung der Gamma-Methode [12].
9
10
Seite 61
Abbildung 2.9:
(blau) Gemessenes Dosisquerprofil. (rot) Global akzeptierte Dosisdifferenz
bei der Gamma-Analyse. Das Gammakriterium von 3% bezieht sich auf
einen Referenzpunkt, hier das Dosismaximum. Daraus ergibt sich eine
akzeptierte absolute Dosisdifferenz von ±0,05 Gy für jeden Messpunkt.
(grün) Lokal akzeptierte Dosisdifferenz bei der Gamma-Analyse. Das
Gammakriterium von 3% bezieht sich auf jeden einzelnen Messpunkt.
11
Abbildung 2.10: Ergebnis einer Gamma-Index Analyse (VeriSoft® 4.0, PTW). (oben)
Globaler Gamma-Index; (unten) lokaler Gamma-Index. Die blauen und
roten Punkte zeigen Messpunkte, die außerhalb der Toleranz liegen (blau:
negative Dosisabweichung; rot: positive Dosisabweichung). Bei der
globalen Analyse werden die Abweichungen im Niederdosisbereich nicht
erkannt [12].
12
Abbildung 2.11: (links) Aufbau einer Ionisationskammer (PTW30001). (rechts) Verhältnis
der
initialen
Kammerantwort
zur
stabilen
Kammerantwort
Vorbestrahlung) für verschiedene Kammertypen unter
(nach
60
Co. Jeder Punkt
steht für den Verhältniswert einer einzelnen Kammer. Rechts sind die
durchschnittlichen Zeiten bis zum Erreichen eines stabilen Wertes und die
dazugehörigen Standardabweichungen aufgelistet [14].
Abbildung 3.1:
13
(rechts) 2D-Array seven29: Im oberen Bereich befindet sich die aktive
Detektorfläche,
bestehend
aus
792
Ionisationskammern.
Die
Messelektronik befindet sich bei der Bestrahlung des Arrays außerhalb der
Primärstrahlung. (links) Das Array-Interface dient zur Datenwandlung und
Spannungsversorgung der Kammern.
Abbildung 3.2:
15
2D-Array I’mRT MatriXX-Evolution. Die aktive Detektorfläche (oben)
besteht aus 1020 Ionisationskammern. Die Messelektronik (unten) wird mit
Bleifolie vor Streustrahlung geschützt.
15
Abbildung 3.3:
Octavius-LINAC Phantom, Mitte: Einschub für 2D-Array
18
Abbildung 3.4:
Verschiedene Konfigurationen des Octavius Phantoms: (a) Octavius-CT
Phantom mit 2D-Array in verschiedenen Ausrichtungen, (b) OctaviusLINAC
Phantom
mit
2D
Array,
(c)
Octavius-CT
Phantom
mit
Ionisationskammereinschub, (d) Octavius-CT Phantom mit heterogenen
Einschüben für HU-Kalibrierung [16]
18
Seite 62
Abbildung 3.5:
Verschiedene
Lite
MULTICube
Konfigurationen
mit
des
MULTICube
MatriXX-Evolution
Phantoms
(31,4 x 34 x 22 cm³,
:
(a)
Gewicht:
19,8 kg); (b) MULTICube mit MatriXX-Evolution (31,4 x 34 x 34 cm³,
Gewicht: 33 kg); (c) MULTICube mit MatriXX-Evolution in sagittaler
Ausrichtung; (d) MULTICube mit Filmkassete.
Abbildung 4.1:
Messaufbau
zur
Betrachtung
der
19
bei
konventionellen Beschleunigern. Um Störungen des Tisches zu vermeiden,
werden die Tandems (links: MatriXX-Evolution mit MULTICube; rechts:
seven29 mit OCTAVIUS-LINAC) in sagittaler Ausrichtung in 15°-Schritten
von 270° bis 90° bestrahlt.
Abbildung 4.2:
Schematische
22
Darstellung
der
verwendeten
Testpläne
für
die
Tomotherapie; oben: seven29 mit Octavius, unten: MatriXX-Evolution mit
MULTICube;
(a)
zentrischer
Zylinder,
der
einheitlich
mit
1 Gy
Fraktionsdosis bestrahlt wird. (b) und (c) Zielvolumen (rot) in der
Messebene der Arrays, das einheitlich mit 1 Gy Fraktionsdosis unter
Berücksichtigung der gerichteten Blöcke (gelb) bestrahlt wird.
Abbildung 4.3:
Messaufbau
für
die
Betrachtung
der
23
Winkelabhängigkeit
des
Ansprechvermögens der 2D-Arrays in der Tomotherapie (links: MatriXXEvolution und MULTICube; rechts: seven29 mit Octavius-LINAC). Die
Phantome werden mit PMMA-Passepartouts auf zwei PMMA-Blöcke mit
radialen Ausschnitten gestellt. Dieser Messaufbau ermöglicht eine freie
Rotation der Phantome um ihre Längsachse.
Abbildung 4.4.
24
MV-CT (2 mm Schichtbreite) der Tandems. (links) MULTICube mit
MatriXX-Evolution; (rechts) Octavius-LINAC mit seven29; (oben) koronaler
Schnitt durch die Messebene; (unten) transversaler Schnitt durch die
Phantome mit 2D-Arrays.
26
Abbildung 4.5:
Parameter im Movie Mode
27
Abbildung 5.1:
Gemessene Detektorantwort bei Vorbestrahlung mit einem Mevatron MD2
(Siemens) der Arrays (26 x 26 cm², 6 MV, FOA = 100 cm) als Funktion der
abgestrahlten Monitoreinheiten. Normiert auf die Detektorantwort bei
1000 MU.
Abbildung 5.2:
Gemessene
31
Detektorantwort
bei
TomoTherapy Hi·Art II System
FOA=85 cm,
®
Vorbestrahlung
der
Arrays
am
(statisches Feld 0°, 10 x 400 mm²,
Tischvorschub = 0,144 cm/sec)
als
Funktion
abgestrahlten Dosis. Normiert auf die Detektorantwort bei 10 Gy.
der
32
Seite 63
Abbildung 5.3:
Darstellung der Tiefendosiskurve in der Tiefe von 0 mm bis 15 mm des
Hi·Art II Systems® bei einem 50 x400 mm² Feld. Das Maximum der
Tiefendosis liegt bei der Messung mittels der Semiflex-Kammer in 9 mm
Tiefe, mit dem MatriXX-Evolution in 6 mm Tiefe und dem seven29 in einer
Tiefe von 4 mm.
Abbildung 5.4:
33
Dosisleistung als Funktion des 1/r². Die Ergebnisse des MatriXX-Evolution
beziehen sich auf die linke Werteachse, die des seven29 auf die rechte.
Der Verlauf ist linear (R² = 0,999), eine Sättigung der Kammern tritt im
untersuchten Dosisleistungsbereich nicht ein.
Abbildung 5.5:
Abbildung 5.6:
34
Relative Abweichung der gemessenen Dosiswerte der Tandems zur
errechneten Dosis (Masterplan) als Funktion des Bestrahlungswinkels.
35
Errechnetes
der
(blau)
und
gemessenes
(rot)
Dosisquerprofil
in
Zentralachse einer 180° Rotationsbestrahlung (10 x 10 cm², 6MV) (270°90°) mit den PTW-Tandems an einem konventionellen Beschleuniger.
Abbildung 5.7:
36
Errechnetes (blau) und gemessenes (grün) Dosisquerprofil in der
Zentralachse einer 180° Rotationsbestrahlung (10 x 10 cm², 6MV) (270°90°) mit dem IBA-Tandem an einem konventionellen Beschleuniger.
Abbildung 5.8:
36
Errechnetes (blau) und Ggemessenes (grün) Querprofil in der Zentralachse
für einen Zylinder in der Zentralachse. Geplant mit TomoPlan und
gemessen mit dem MULTICube/MatriXX-Evolution Tandem.
Abbildung 5.9:
37
Errechnetes (blau) und gemessenes (rot) Querprofil für einen Zylinder in
der Zentralachse. Geplant mit TomoPlan auf dem MULTICube/MatriXXEvolution Tandem und gemessen mit dem Octavius/seven29 Tandem.
38
Directional Block von 90° bis 270° (untere Hemisphäre). Geplant mit
TomoPlan und gemessen mit dem MULTICube/MatriXX-Evolution Tandem.
38
Directional Block von 90° bis 270° (untere Hemisphäre). Geplant mit
TomoPlan auf dem MULTICube/MatriXX-Evolution Tandem und gemessen
mit dem Octavius/seven29 Tandem.
39
Directional Block von 270° bis 90° (obere Hemisphäre). Geplant mit
TomoPlan und gemessen mit dem MULTICube/MatriXX-Evolution.
39
Seite 64
Directional Block von 270° bis 90° (obere Hemisphäre). Geplant mit
TomoPlan auf dem MULTICube/MatriXX-Evolution Tandem und gemessen
mit dem Octavius/seven29 Tandem.
40
Abbildung 5.14: Winkelabhängigkeit des Ansprechvermögens der Tandems. Dargestellt ist
die Antwort der Zentralkammern als Funktion des Einstrahlwinkels. Die
Messtandems wurden in einer Phantomhalterung (siehe Abbildung 4.3) alle
5° für je 60 sec mit einem statischen 50 x 60 mm² Feld im Hi·Art II System®
bestrahlt. Die Messdaten sind auf 0°-Einstrahlrichtung normiert abgebildet.
41
Abbildung 5.15: Relative Abweichung der Dosiswerte der Messpaare zueinander (z.B
&180°− &0°&0°∙ 100%) für ein statisches 60 x 50 mm² 6 MV Feld im Hi·Art
II System® (Bestrahlungsdauer: 60 sec).
Abbildung 5.16: Colorwash-Darstellung
einer
42
gemessenen
koronalen
Dosisverteilung
(MatriXX-Evolution + MULTICube) einer Fraktion eines HNO-Planes in der
Tomotherapie. Die Rastergröße wurde von 7,619 mm auf 1 mm linear
interpoliert. Die Bestrahlungsrichtungen sind homogen verteilt (ca. 51%
obere Hemisphäre). Die horizontale Linie gibt den Ort des unten
dargestellten (siehe Abbildung 5.17) Dosisquerprofils an.
43
Abbildung 5.17: Dosisquerprofil durch das PTV eines typischen HNO-Planes in der
Tomotherapie (siehe Abbildung 5.16). (grün) Mit dem TomoTherapy®
Planungssystem
errechnetes
Profil.
(rot)
Mit
MatriXX-Evolution
gemessenes Profil. Die maximale Dosisabweichung liegt bei 1,9%.
43
Abbildung 5.18: Mit Omni-Pro I’mRT durchgeführte globale Gamma-Auswertung (3%,
3 mm) einer HNO-Planverifizierung. Die roten Flächen geben außerhalb
der Toleranz liegende Regionen an. Mehr als 95% der Messpunkte haben
44
Abbildung 5.19: Gemessene (MatriXX-Evolution + MULTICube) koronale Dosisverteilung
(Colorwash) einer Fraktion eines Prostata-Planes in der Tomotherapie. Die
Rastergröße wurde von 7,619 mm auf 1 mm linear interpoliert. Die
Bestrahlungsrichtungen
sind
homogen
verteilt
(ca.
51%
obere
Hemisphäre). Die horizontale Linie gibt den Ort des unten dargestellten
(siehe Abbildung 5.20) Dosisquerprofils an.
45
Seite 65
Abbildung 5.20: Dosisquerprofil durch das PTV eines typischen Prostata-Planes in der
Tomotherapie (siehe Abbildung 5.16). (grün) Mit dem TomoTherapy
Planungssystem
errechnetes
Profil.
(rot)
Mit
MatriXX-Evolution
gemessenes Profil. Die maximale Dosisabweichung liegt bei 2%.
45
Abbildung 5.21: Mit OmniPro-I’mRT durchgeführte globale Gamma-Auswertung (3%, 3 mm)
einer Prostata-Planverifizierung. Die roten Flächen geben Regionen an, die
außerhalb der Toleranz liegen. Mehr als 98% der Messpunkte haben die
Abbildung 5.22: Graustufen-
und
46
Isodosen-Darstellung
einer
typischen
koronalen
Dosisverteilung einer Fraktion eines HNO-Planes in der Tomotherapie.
Gemessen mit seven29 und Octavius-LINAC Phantom. Die Rastergröße
wurde von 10 mm auf 0,5 mm interpoliert. Die Bestrahlungsrichtungen sind
homogen verteilt (ca. 51% obere Hemisphäre). Die horizontale Linie gibt
den Ort des Dosisquerprofils (siehe Abbildung 5.17) an.
47
Abbildung 5.23: Dosisquerprofil durch das PTV eines HNO-Planes in der Tomotherapie
(siehe
Abbildung
5.22).
(rote
Linie)
Mit
dem
TomoTherapy®
Planungssystem errechnetes Profil. (Rauten) Mit seven29 und OctaviusLINAC Phantom gemessenes Profil. Die maximale Dosisabweichung liegt
bei 2,5%.
48
Abbildung 5.24: Mit VeriSoft® durchgeführte globale Gamma-Auswertung (3%, 3 mm) einer
HNO-Planverifizierung. Die Ergebnisse werden über einem Graustufenbild
mit Isodosen dargestellt. Die Quadrate zeigen Messpunkte, die außerhalb
der Toleranz liegen. Gleichzeitig liegt die Dosis unterhalb des errechneten
Wertes (blau). Mehr als 97% der gesamten Messpunkte haben die
Abbildung 5.25: Graustufen-
und
48
Isodosen-Darstellung
einer
typischen
koronalen
Dosisverteilung einer Fraktion eines Prostata-Planes in der Tomotherapie.
Gemessen mit seven29 und Octavius-LINAC Phantom. Das Raster wurde
von 10 mm auf 0,5 mm interpoliert. Die Bestrahlungsrichtungen sind
homogen verteilt (ca. 51% obere Hemisphäre). Die rote horizontale Linie
gibt den Ort des Dosisquerprofils an (siehe Abbildung 5.17).
49
Abbildung 5.26: Dosisquerprofil durch das PTV eines Prostata-Planes in der Tomotherapie
(siehe
Abbildung
5.25).
(rote
Linie)
Mit
dem
TomoTherapy®
Planungssystem errechnetes Profil. (Rauten) Mit seven29 und OctaviusLINAC Phantom gemessenes Profil. Die maximale Dosisabweichung liegt
bei 1,5%.
50
Seite 66
Abbildung 5.27: Mit VeriSoft® durchgeführte globale Gamma-Auswertung (3%, 3 mm) einer
HNO-Planverifizierung. Die Ergebnisse werden über einem Graustufenbild
mit Isodosen dargestellt. Die Quadrate zeigen die Messpunkte, die
außerhalb der Toleranz liegen. Gleichzeitig liegt die Dosis unterhalb des
errechneten Wertes (blau). Mehr als 99% der gesamten Messpunkte haben
Abbildung 6.1:
50
Auf die Detektorantwort in der Zentralachse normiertes Querprofil
(gemessen mit MatriXX-Evolution) eines statischen 10 x 400 mm² Feldes
im Hi·Art II System®. Im Bereich der vier Zentralkammern liegt ein
homogenes Feld vor.
52
Seite 67
Abkürzungsverzeichnis
Abkürzungsverzeichnis
2D
zweidimensional
3D
dreidimensional
CT
Computertomographie
DEGRO
Deutsche Gesellschaft für Radioonkologie .e. V
DGMP
Deutsche Gesellschaft für Medizinische Physik e. V.
DICOM
Digital Imaging and Communications in Medicine
DIN
DTA
Deutsches Institut für Normierung
Delivery Quality Assurance (Bestrahlungs-Qualitätskontrolle)
Distance to Agrement (akzeptierte Distanzabweichung)
EPID
Electronic Portal Imaging Device
FOA
Fokus-Oberflächen-Abstand
HNO
Hals-Nasen-Ohren
HU
LINAC
Hounsfield-Unit
Intensity modulated Radiotherapy (fluenzmodulierte
Strahlentherapie)
Linearaccelerator (Linearbeschleuniger)
MF
Modulation Factor
MLC
Multi-Leaf-Collimator (Multi-Lammellen-Kollimator)
MU
Monitor-Unit
MV-CT
Mega-Volt-CT
PMMA
Polymethylmethacrylat
PTV
Planning-Target-Volume (Planungszielvolumen)
RDS
Radiation-Delivery-Subsystem
RW3
Wasseräquivalenter Kunststoff
SAD
Source-Axis-Distance (Quellen-Achsen-Abstand)
TPS
Treatment-Planning-System (Bestrahlungsplanungssystem
DQA
IMRT
Seite 68
Erklärungen zur Abschlussarbeit
Erklärungen zur Abschlussarbeit
Hiermit erkläre ich, Martin Böttcher, an Eides Statt, dass ich die an der
Fachhochschule Gießen-Friedberg vorgelegte Diplomarbeit selbstständig und ohne
Benutzung anderer als der angegebenen Hilfsmittel angefertigt habe. Die aus
fremden Quellen übernommenen Gedanken sind als solche kenntlich gemacht.
____________
Ort, Datum
_________________
Unterschrift
Seite 69
Danksagung
Danksagung
Ich danke ...
… Herrn Prof. Dr. Klemens Zink für die Bereitschaft der Übernahme des
Erstgutachtens und die stets freundliche und kompetente Betreuung dieser
Diplomarbeit. Zudem möchte ich mich dafür bedanken, dass er durch sein
Engagement während meines Studiums mein Interesse für die medizinische
Physik geweckt hat.
… Herrn Dr. Stephan Garbe für die engagierte Betreuung und der vielen
inspirierenden Gespräche. Weiter möchte ich mich bei ihm für die freien
Gestaltungsmöglichkeiten während der Durchführung dieser Arbeit bedanken.
… Herrn Prof. Dr. med. Hans H. Schild für das Ermöglichen dieser Arbeit in der
Strahlentherapie der Radiologischen Universitätsklinik Bonn.
… der Firma IBA-Dosimetry für die Bereitstellung des MatriXXEvolution und des
MULTICubes. Insbesondere möchte ich bei Herrn Dipl. Ing. Volker Grützmann und
Herrn Dr. Lutz Müller für die freundliche Betreuung und den zuvorkommenden
Service bedanken.
… der Firma PTW für die freundliche Zusammenarbeit und den erstklassigen
Service.
… Herr Dr. Thomas Müdder und Dipl. Ing. Felix Schoroth für viele beantwortete
Fragen und das stets heitere Arbeitsklima.
… Herrn Christopher Stein, der bei technischen Problemen und Fragestellungen zu
jeder Zeit ein offenes Ohr hatte.
… dem Team der Radiologischen Universitätsklinik Bonn für die immer existierende
Versorung von Salzstangen und die angenehme Zeit.
… meinem Freund Roland Epskamp für die handwerkliche Umsetzungen der
Phantomhalterung.
… meinem Freund Dipl. Ing. Sven Jakob für die vielen Stunden an der Tomotherapie
und für weitere Stunden „beim Steve“.
… meinem Vater für die unendliche Geduld sich durch 13000 Wörter zu kämpfen und
für die Ermöglichung meines Studiums.
… meiner Mutter für die liebevolle Unterstützung während meiner gesamten
Studienzeit.
… und nicht zuletzt meiner Freundin Daniela, aus tiefsten Herzen.
Seite 70

Diplomarbeit Martin Böttcher - Benutzer-Homepage

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