Materialien und Methoden

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Im diesem Abschnitt sollen die in der Arbeit verwendeten Materialien und Methoden dargestellt und erläutert werden. Hierzu wird zunächst in Abschnitt 2.1 die Messmethode zur Genauigkeit der thermoplastischen Kopfmaske vorgestellt. Anschließend werden die Unterschiede und Ähnlichkeiten zur thermoplastischen Kopf-Hals-Maske, in Kapitel 2.2, und zur extrakranialen Fixierung mit dem Doppelvakuum, in Abschnitt 2.3, präsentiert.

In Kapitel 2.4 werden zunächst die Funktionsweisen der beiden untersuchten Dosisalgorithmen, und anschließend der Vergleich mit Filmmessungen, erläutert.

Die letzten beiden Abschnitte 2.5 und 2.6 befassen sich mit den Vergleichsstudien verschiedener Bestrahlungstechniken für Zielregionen im Kopf und im Kopf-Hals-Bereich.

2.1  Vermessung der stereotaktischen Kopfmaske mit und ohne Oberkiefersupport

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In dieser Untersuchung wurde die Genauigkeit der thermoplastischen Kopfmaske ermittelt. Es wurden jeweils zwei verschiedene Variationen einer Maske, wie sie in der Charité klinisch verwendet wird, auf ihre Präzision vermessen. Insgesamt standen sechs Probanden für diese Messreihe zur Verfügung.

Für jeden der Probanden wurde eine individuelle stereotaktische Maske aus thermoplastischem Material (head mask system, BrainLAB AG, Heimstetten, Deutschland) (Abb. 4) angefertigt, wie sie an der Charité für die stereotaktische Radiotherapie verwendet werden [Stärk 1997, Willner 1997, Alheit 2001]. Um ein nachträgliches Schrumpfen der Maske zu vermeiden, wurde jeweils darauf geachtet, dass die Probanden nach Anformung des thermoplastischen Materials für mindestens 30 Minuten in der Maske verblieben. Um eine Rotation des Kopfes, und damit eine Fehllagerung des Patienten zu reduzieren, wurde besonders darauf geachtet, dass das Nasenbein durch das thermoplastische Material exakt und stabil abgeformt wurde. Alle Masken wurden den für den Patientenbetrieb üblichen Arbeitsschritten folgend angefertigt, um möglichst realitätsnahe Informationen zu erhalten.

Abbildung 4: Thermoplastisches Maskensystem für den Kopp

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Um die Genauigkeit der Patientenpositionierung innerhalb der Maske zu ermitteln, wurde als nicht-invasive Messmethode ein passives Infrarotsystem gewählt. Das System besteht aus einem Paar Infrarotlicht emittierenden und detektierenden Kameras (IR-Kamera) und vier bis acht infrarot-reflektierende Kugeln (IR-Marker) (ExacTrac™, BrainLAB AG). Die Marker bestehen aus Aluminiumkugeln mit 13mm Durchmesser, die mit infrarot-reflektierendem Material überzogen sind. Wurde eine Kalibrierung des Systems durchgeführt, ermittelt eine spezielle Computersoftware anhand der von den beiden Kameras übermittelten Infrarotbilder die Markerpositionen im Raum. Außerdem wird der Schwerpunkt des Markersystems berechnet und gemeinsam mit den individuellen Markerpositionen mittels einer Computergraphik dargestellt. Wurde schließlich eine Ausgangsposition oder Sollposition der einzelnen Marker und des Schwerpunktes gespeichert, kann das System auch die Abweichungen von den Ausgangswerten im laufenden Betrieb anzeigen. Die Auflösung, mit der die Position der Marker ermittelt werden kann, liegt zwischen 0.05 und 0.08 mm.

Da es das Ziel dieser Untersuchung war, die Positionierungsgenauigkeit des Patienten in der Maske zu bestimmen, musste ein Weg gefunden werden, die IR-Marker so am Patienten zu befestigen, dass diese das IR-Licht an die Kameras reflektieren können. Dazu wurde ein Zahnabdrucksystem (Abb. 5 und 6) verwendet. Das HeadFIX™-System (Medical Intelligence, Schwabmünchen, Deutschland) besteht aus einem Oberkieferabdrucklöffel und einer Zwei-Komponentenmasse um den Zahnabdruck herzustellen [Ryken 2001, Sweeney 2001, Menke 1994]. Ein ähnliches System wurde bereits 1991 von Gill und Thomas [Gill 1991] und 1997 von Scott [Scott 1997] vorgestellt. Zahnabdruck und Masken wurden wie in der klinischen Routine einige Tage bis Wochen vor der eigentlichen Bestrahlung, beziehungsweise der Genauigkeitsmessung, angefertigt.

Abbildung 5: Zahnabdruck mit IR-Markern

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Abbildung 6: Proband in stereotaktischer Maske und Zahnabdruck

Für die Messreihen wurden am Tag der Untersuchung die IR-Marker an den Karbonstreben des Oberkieferabdrucklöffels befestigt. Durch die eindeutige und starre Verbindung der Marker zueinander kann ein virtueller Nullpunkt berechnet werden, dessen Varianz für die verschiedenen Messungen die Genauigkeit der Positionierung des Patienten in der Maske bestimmt. Die IR-Kameras waren außerdem relativ zum Raum kalibriert, wodurch sich die Position des Nullpunkts der IR-Marker im Raum ermitteln ließ. So konnte schließlich jede Abweichung von der Nullposition als Patientenpositionierungsfehler ermittelt werden.

Alle Messungen sowie die Herstellung der Masken wurden im Simulatorraum durchgeführt. Der Simulatorraum besteht aus einem Behandlungstisch und einem exakten geometrischen Aufbau eines Beschleunigers, bei dem jedoch ein Röntgenaufnahmegerät den tatsächlichen Beschleuniger ersetzt. Für die Untersuchungen wurde der Simulatorraum mit zwei zusätzlichen IR-Kameras ausgestattet. Die erzeugten Bilder wurden online registriert und von der zugehörigen Software, analysiert um die Position der IR-Marker zu errechnen. Als Aufnahmefrequenz wurde eine Wiederholungsrate von zwei Messungen (sogenannte Frames) pro Sekunde gewählt. In der Regel erstreckte sich eine Mess-Sequenz über 20 Sekunden, um die notwendige statistische Datenmenge zu generieren.

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Vorausgehende Messungen der Kopfmaske, die an der Charité durchgeführt wurden, hatten gezeigt, dass die Abweichungen der Patienten in der Maske in kranio-kaudaler Richtung (z-Richtung) am größten waren [Pfaender 1998]. Deshalb wurde eine Methode gesucht, die die Bewegung in dieser Richtung einschränkt, ohne das Design der Maske grundlegend zu verändern. Als Ergebnis wurde der Oberkiefersupport entwickelt und klinisch eingesetzt (Abb. 7). Dieser Support besteht aus einem Metallbogen, der auf dem Maskenhalter befestigt wird. Ein beweglicher Metallwinkel wurde am Bogen so montiert, dass der Winkel mit den oberen Schneidezähne bzw. bei zahnlosen Patienten mit dem oberen Gaumen Kontakt hat.Die Position des Winkels ist in Millimeterschritten indiziert und kann so reproduziert werden.

Um den Einfluss des Oberkiefersupports auf die Repositionierungsgenauigkeit zu ermitteln wurde jeweils eine Messserie mit und eine ohne Support durchgeführt.

Abbildung 7: Maskenhalterung mit Oberkiefersupport

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Von jedem Probanden wurde zunächst mit dem kalibrierten IR-System die Ausgangslage der Markerkonfiguration im Raum registriert. Dafür wurde das Maskensystem am Simulatortisch befestigt. Der Proband legte sich mit dem Kopf in der Maske auf den Tisch. Nachdem die Maske verschlossen wurde, nahm der Proband eine bequeme Position ein. Der Oberkiefersupport wurde nun so an die Maskenhalterung angebracht, dass der Metallwinkel die Position der oberen Schneidezähne vorgab, der Kopf also nur nach oben, nicht aber nach unten bewegt werden konnte. Die Maske verhinderte außerdem eine Rotation des Kopfes um die Transversalachse. Die auf dem Support angebrachte Skala wurde für die weiteren Messungen notiert. Der Oberkiefersupport wurde gegen den Zahnabdruck mit den Markern ausgetauscht, wobei sich der Proband in der geschlossenen Maske möglichst nicht bewegte (Abb. 6). Nun wurden mit Hilfe der IR-Kameras die Positionen der IR-Marker detektiert und über 20 Sekunden aufgenommen. Die Position der einzelnen Marker, sowie die Position des relativen Nullpunktes (Isozentrum) wurde von der Software berechnet und gespeichert. Die Informationen wurden zu einem späteren Zeitpunkt aufgerufen und ausgewertet. Nach Beendigung der Messsequenz wurde die Maske geöffnet und der Proband verließ die Maske für einige Zeit. Dieser Messvorgang wurde für jeden Proband jeweils sieben Mal mit und sieben Mal ohne Oberkiefersupport an einem Untersuchungstag wiederholt. Anschließend wurden die Ergebnisse ausgewertet und verglichen.

Um die Genauigkeit des Zahnabdrucks ebenfalls zu ermitteln, wurde eine Positionierungsmessung durchgeführt bei der der Proband in der Maske verblieb und nur der Zahnabdruck wiederholt aus dem Mund genommen und wieder eingesetzt wurde. Auch diese Messung wurde sieben Mal über jeweils 20 Sekunden mit zwei Frames pro Sekunde durchgeführt. Die Daten wurden gespeichert und zu einem späteren Zeitpunkt evaluiert.

Abschließend wurden die Probanden gebeten, sich so stark wie möglich in der Maske zu bewegen. Über eine Zeit von ca. 60 Sekunden wurden die Bewegungen der Probanden aufgezeichnet. Diese Daten ermöglichen eine Abschätzung der maximal möglichen Abweichungen in der jeweiligen Raumrichtung.

2.2  Vermessung der Kopf-Hals-Maske

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Durch die zunehmende Erfahrung bei der kranialen SRT und SRS rücken auch Lesionen ins Blickfeld, die kaudal gelegen sind (z.B. in der Schädelgrube oder im oberen Nacken), wodurch sie mit den herkömmlichen Maskensystemen nicht behandelt werden können [Schlegel 1993, Verellen 1998]. Um solche und auch andere tiefer gelegene Strukturen bestrahlen zu können, wurden Kopf-Hals-Maske entwickelt (z.B. BrainLAB AG, Heimstetten, Deutschland). Sie ermöglichen eine stereotaktische Behandlung von Zielregionen, die kranial des ersten Brustwirbels liegen. Wie die bereits in Abschnitt 2.1 beschriebene Kopfmaske besteht auch die Kopf-Hals-Maske aus thermoplastischem Material. Anders als die Kopfmaske wird sie jedoch an einer speziellen Karbonauflage befestigt (Abb. 8). Diese Auflage kann ein konventionelles Vakuumkissen aufnehmen und wird auf den Behandlungstisch gelegt. Durch die Kombination von Kopf- und Körperstammfixierung wird eine Rotation und eine Verschiebung des Kopfes relativ zum Körper reduziert, was besonders für die Lagerung bei Behandlungen im Hals-Nackenbereich wichtig ist.

Abbildung 8: Kopf-Hals-Maske auf Behandlungstisch

Wie in Abb. 8 gut zu erkennen ist, fixiert die Kopf-Hals-Maske auch das Kinn des Patienten (Abb. 8). Diese Fixierung macht den Einsatz des Oberkiefersupports unnötig, da die Reduzierung von Rotationsfehlern nun durch die Kinnfixierung übernommen wird. Die Positionierung, insbesondere in kranio-kaudaler Richtung, wird damit so schon von vornherein wesentlich verbessert. Andererseits verhindert die Maskenform jedoch auch den Zugriff auf den Mund des Patienten und dadurch den Einsatz eines Zahnabdruckes. Damit ist eine Verifizierung der Positionierungsgenauigkeit der Kopf-Hals-Maske durch das IR-System mit Probanden ausgeschlossen. Um dennoch qualitative Aussagen über die Positionierungsgenauigkeit machen zu können, wurde die Tatsache genutzt, dass einige der Patienten im Laufe ihrer Behandlung Verifizierungs-CTs erhalten [Macuinas 1994]. Patienten mit besonders kritischer Tumorlokalisation, d.h. mit Zielregionen in der Nähe sensitiver Strukturen erhielten nach ihrem Planungs-CT weitere CTs von diagnostischer Qualität, da die Genauigkeit der Behandlungen bei diesen Patienten besonders wichtig ist.

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Abbildung 9: Unfusionierte und fusionierte CT- und MR-Daten

Abbildung 10: Unfusionierte und fusionierte MR- und PET-Daten

Für die vorliegende Untersuchung wurden bei zwei Patienten neben den Planungsaufnahmen zusätzlich drei bzw. sechs Verifizierungs-CTs erzeugt. Die Datensätze wurden in das stereotaktische Planungssystem BrainSCAN (BrainLAB, Heimstetten, Deutschland) eingelesen und miteinander fusioniert. Für die Fusionierung wurde ein Mutual-Information-Algorithmus verwendet. Durch die Fusionierung wird der neue dreidimensionale Datensatz (Wiederholungs-CT) relativ zum Referenzdatensatz (Planungs-CT) verschoben, rotiert und skaliert [Lachner 2002] und möglichst genau zur Deckung gebracht. So wird eine Korrelation zwischen den Datensätzen erzeugt, die unabhängig von der Bildmodalität ist. Strukturen können nun in einer der beiden Modalitäten eingezeichnet und in der jeweils anderen dargestellt werden. Nun konnten Abweichungen der Position des Patienten in der Maske von der Sollposition anhand der Massenschwerpunkte von markanten anatomischen Strukturen ermittelt werden. Für die Untersuchungen wurden als markante Strukturen die Augen, der Tumor und bei einem Patienten die Ventrikelsysteme gewählt.

2.3  Vermessung des Positionierungssystems für den Körperstamm

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Für die Behandlung von Tumoren im Körperstamm muss auf Grund der Organbeweglichkeit und der Atembewegung ein anderes System als die thermoplastische Maske für die Positionierung und Fixierung des Patienten gefunden werden. In der vorliegenden Arbeit wurde das Positionierungssystem ExacTrac™ mit dem Fixierungssystem BodyFix™ kombiniert. BodyFix™ (Medical Intelligence, Schwabmünchen, Deutschland) besteht aus einem herkömmlichen Vakuumkissen, wie es für konventionelle Behandlungen Verwendung findet, einer transparenten, strahlengehärteten Folie, die zur Fixierung über den Patienten gelegt wird und einem Pumpensystem mit luftleitenden Kissen um einen Unterdruck unter der Folie zu erzeugen. Dieser Unterdruck fixiert den Patienten in gewünschter Behandlungsposition auf der Vakuummatte.

In Vorbereitung auf eine Behandlung wurde der Patient zunächst in der Behandlungsposition auf das Vakuumkissen gelegt. Die luftleitenden Kissen wurden so auf den Patienten gelegt, dass die Tumorregion frei blieb und gleichzeitig der Luftabzug möglichst gleichmäßig erfolgte. Die Luftleiter wurden mit dem Pumpensystem verbunden und ein kontinuierlicher definierter Unterdruck auf den Patienten erzeugt. Nun wurde das Vakuumkissen an den Patienten angeformt und das Füllmaterial so verteilt, dass der Patient optimal abgeformt wurde. Anschießend wurde die Vakuummatte leer gepumpt und so die Konturen des Patienten "tiefgezogen". Durch dieses Verfahren wurde eine Fixierung ähnlich der einer Maske für den Körperstamm erzeugt.

Für eine stereotaktische Behandlung muss der Patient nicht nur fixiert sondern auch positioniert werden. Für die Positionierung wurde das schon in Abschnitt 2.1 beschriebene IR-System ausgewählt. Nachdem der Patient fixiert war, wurde zunächst die Folie wieder entfernt und jeweils sechs Sockel für IR-Marker auf dem Patienten angebracht. Um ein möglichst starres Referenzsystem zu erzeugen, wurden die Sockel an knochennahen Stellen auf der Haut fixiert. Außerdem wurde darauf geachtet, dass die Knochenstrukturen nahe an der Tumorregion lagen, und eine zumindest elastische Verbindung zur Zielregion hatten, so dass eine Fehlpositionierung des Markers auch eine Fehlpositionierung der Zielregion mit einiger Wahrscheinlichkeit beschrieb. Es wurde jeweils ein Sockel auf dem Sternum, dem rechten und linken unterem Rippenbogen, sowie den Schlüsselbeinen und auf den Rippen in Tumornähe angebracht. Die IR-Marker wurden anschließend über der Folie auf den Sockel befestigt, da die Folie das IR-Licht absorbiert.

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Der Patient erhielt anschließend ein Planungs-CT auf dem die IR-Marker eindeutig identifiziert werden können. Auf diese Art und Weise kann das stereotaktische Planungssystem die Isozentrumsposition relativ zum Ursprung des Markersystems berechnen.

Für diese Therapie befinden sich im Behandlungsraum infrarot-emittierende und -detektierende Kameras (IR-Kameras), welche die Positionen der IR-Marker bestimmen. Die Steuerungssoftware ermittelt die Lage im Raum relativ zum Isozentrum, wie dies auch bei den Untersuchungen für die Kopfmaske (Abschnitt 2.1) beschrieben wurde.

Das Positionierungssystem ExacTrac™ hat seinen Ursprung in der Neurochirurgie, wo es in ähnlicher Form zur Tumor- und Instrumentenlokalisation bei Operationen verwendet wird (z.B. VectorVision™, BrainLAB AG). Beim Einsatz in der Strahlentherapie ist besonders zu berücksichtigen, dass die IR- Marker auf der Haut angebracht werden. Besonders in der extrakraniellen Strahlentherapie ist die Korrelation von Organ- und Hautbewegung nicht eindeutig. Dadurch sind beim alleinigen Einsatz des IR-Systems Abweichungen der Position des Zielvolumens möglich, die vom Benutzer nicht erkannt werden. Deshalb wird das Infrarotsystem häufig gleichzeitig mit Durchleuchtungsaufnahmen mit einem Verifikationssystem wie dem Electronic Portal Imaging (EPI) oder BodyTrac™ (BrainLAB, Heimstetten, Deutschland) verwendet [Verellen 2003, Soete 2002]. Diese Verifikationsverfahren haben jedoch ein begrenztes räumliches Auflösungsvermögen, weshalb für die vorliegende Arbeit ein anderes Verfahren gewählt wurde.

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Die Kombination von Positionierungs- und Fixierungssystem ermöglichte es, dass der Patient bei den CT-Aufnahmen in der gleichen Lage war, wie bei der Bestrahlung. Es wurde so verhindert, dass sich der Patient zwischen CT-Kontrolluntersuchung und Behandlung bewegte. Das heißt, dass der Patient direkt nach der CT-Kontrollaufnahme auf der Vakuummatte fixiert blieb und in dieser Stellung direkt zum Behandlungsraum transportiert wurde. Durch die Verwendung von IR-Markern wurde eine Positionierung ohne Fixierung umgesetzt. Gleichzeitig stellte das Doppelvakuum die Fixierung des Patienten bei den CT-Aufnahmen, bei den Behandlungen und auch beim Transport vom CT- zum Behandlungsraum, sicher. Durch die gleichzeitige Verwendung von des IR-Trackingsystems wurde die Möglichkeit geschaffen, die Lage des Patienten während der Bestrahlung in Echtzeit zu überwachen. So konnte die Bestrahlung jeder Zeit unterbrochen werden, sobald sich der Patient über eine vorgegebene Position hinaus bewegte (Gating). Bei der Positionierung und Fixierung mit einem herkömmlichen Maskensystem ist eine Überwachung des Patienten in diesem Sinne nicht möglich.

Die beschriebene Fixierung des Patienten erfolgte einmalig im CT-Raum. Der Patient wurde anschließend CT-gescannt und die Daten an das Planungssystem geleitet. Zum Verlassen der Matte musste lediglich die Vakuumpumpe abgestellt und die Folie entfernt werden. Das Vakuum in der Matte wurde erhalten und stellte die korrekte Repositionierung des Patienten während der späteren Behandlung sicher. Am Behandlungstag wurden erneut CT-Aufnahmen in Behandlungsposition erstellt. Anschließend verblieb der Patient in der Fixierung und wurde sofort in den Beschleunigerraum gebracht. Während des Transports des Patienten wurden die neuen Kontrollaufnahmen an das Planungssystem übertragen und dort mit den Planungsdaten fusioniert. Eventuelle Abweichungen des PTV wurden ermittelt und die Behandlungskoordinaten entsprechend korrigiert. Der Ablauf des Verfahrens ist schematisch in Abb. 11 dargestellt.

Abbildung 11: Schematische Darstellung des Repositionierungsverfahrens mit Mehrfach-CTs

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Für die Validierung dieses Systems wurden zwei Patienten mit jeweils acht Wiederholungs-CTs untersucht. Diese Datensätze wurden wie bei der Kopf-Hals-Maske in das Planungssystem eingelesen und fusioniert. Bei beiden Patienten wurde zunächst die Positionen der IR-Marker untersucht. Außerdem wurden bei Patient 2 nach der Fusionierung die Positionen von Markern in der Matte ermittelt und mit den Ausgangspositionen verglichen. Zum Vergleich wurde bei allen Untersuchungen der jeweilige Schwerpunkt der Marker ermittelt. Die Position dieses Punktes relativ zur Referenzaufnahme, und somit die Verschiebung in die jeweilige Raumrichtung, sowie die Länge des Verschiebungsvektors wurde berechnet.

2.4  Vergleich der Dosisalgorithmen

2.4.1  Clarkson-Algorithmus

In der stereotaktischen Radiotherapie und Radiochirurgie werden in der Regel Felder unter 10 cm Durchmesser bestrahlt. Für Bestrahlungen im Gehirn kann eine überwiegend homogene Struktur angenommen werden. Es können deshalb einige physikalische Vereinfachungen bei der Dosisberechnung angenommen werden. als nicht signifikant eingestuft und unberücksichtigt gelassen werden. Bei der Verwendung des Clarkson-Algorithmus’ (Cl-Algorithmus) werden Parameter wie Tiefendosiskurven, Querprofile und relativer Streubeitrag berücksichtigt [Tsai 1991, Cosgrove 1999]. Für den Anteil der Streuungen im Beschleuniger und im Phantom wird angenommen, dass sich dieser bereits implizit in den Messungen der anderen Parameter befindet. Die Erzeugung von Sekundärelektronen wird unberücksichtigt gelassen.

Zur Berechnung rechteckiger oder irregulärer Bestrahlungsfelder, wie sie in der Strahlentherapie weit häufiger vorkommen als runde Felder, wird das zu berechnende Feld in Segmente geteilt, die alle in einem Ursprung münden. Diese Segmente werden dann durch Kreissegmente angenähert und so die Dosis berechnet. In Abschnitt 2.4.1.1 wird die Dosisberechnung für runde Felder dargestellt. Im folgenden Abschnitt wird dann die Dosis für runde Pendelfelder erläutert. In Abschnitt 2.4.1.3 wird die Berechnung für irreguläre Felder vorgestellt. Schließlich werden in Kapitel 2.4.1.4 Formel zur Dosisverteilungen bei irregulären Pendelbestrahlungen dargelegt.

2.4.1.1 Dosisberechnung kreisförmiger Felder mittels Clarkson-Algorithmus

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Die für die Berechnung notwendigen Daten und Informationen, wie Querprofile und Tiefendosiskurven wurden bei der Validierung und Kommissionierung des Planungssystems erhoben. Die Qualität dieser Daten und somit die Sorgfalt, mit der diese Daten erhoben wurden, trägt entscheidend zur Genauigkeit der Dosisberechnung bei. Neben diesen Daten standen dem Planungsprogramm auch weiter Messparameter wie Geometrie und Dichte des Phantoms sowie verschiedene Feldgrößen und Einstrahlrichtungen zur Verfügung.

Die Formel zu Berechnung runder Stehfelder lautet [BrainLAB 2002]:

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Davon sind durch den Messaufbau die folgenden Parameter bekannt: Die Kollimatorgröße (durch das Bestrahlungsfeld definiert), die Tiefe des Messpunktes (definiert durch die Lage des Isozentrums und der Einstrahlrichtung), der Abstand der Quelle zum Messpunkt und der radiale Abstand. Die weiteren Parameter werden bei der oben beschriebenen Kommissionierung des Kollimatorsystems gemessen und sind inhärenter Bestandteil des Planungssystems, und damit des Berechnungsalgorithmus’.

2.4.1.2 Dosis runder Pendelfelder mittels Clarkson-Algorithmus

Der nächste Schritt in der Komplexität bei der Dosisberechnung ist die Pendelbestrahlung mit runden oder konischen Kollimatoren. Hierbei rotiert der Linearbeschleuniger während der Behandlung bei eingeschaltetem Strahl um das Isozentrum. Für die Berechnung der Dosis einer solchen Behandlung wird die Rotationsbewegung - der sogenannte Arc - durch eine endliche Anzahl von Stehfeldern angenähert. Diese Stehfelder sind mit einem Abstand von 10° auf dem Arc verteilt.

Die Formel zur Dosisberechnung eines beliebigen Punktes ergibt sich somit zu:

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Dabei kann d sowohl die physikalische Tiefe des Messpunktes im Gewebe als auch die Äquivalenttiefe sein. Wenn das Gewebe als Wasseräquivalent angenommen wird, sind beide Größen identisch. Liegen jedoch Gewebeinhomogenitäten vor, wird die physikalische Tiefe mit den Informationen der Elektronendichte aus den CT-Daten korrigiert. Eventuelle Oberflächenkrümmungen werden jedoch auch hier nicht berücksichtigt, da der dadurch potenziell entstehende Fehler aufgrund der geringen Feldgrößen in der stereotaktischen Strahlentherapie vernachlässigt werden kann.

2.4.1.3 Irreguläre Stehfelder mittels Clarkson-Algorithmus

Bei der konformalen Strahlentherapie werden irreguläre Felder bestrahlt, die auf das Zielvolumen angepasst sind. Dadurch ist eine höhere Dosis in der Zielregion erreichbar, ohne das umliegende gesunde Gewebe stark zu belasten. Da die in Abschnitt 2.4.1.1 beschriebenen Formeln nur für runde Felder gelten, muss für die Berechnung irregulärer Felder die Formel erweitert werden. Dafür werden die irregulären Felder in Kreissektoren unterteilt. Die Spitzen diese Kreissektoren treffen sich im Mittelpunkt des irregulären Feldes welcher durch den Zentralstrahl festgelegt wird (Abb. 12). Die Größe der einzelnen Sektoren wird durch den Abstand der äußeren Eckpunkte bestimmt. Dieser Abstand beträgt 2 mm im verwendeten Algorithmus.

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Abbildung 12: Zerlegung des irregulären Feldes in Sektoren

Um den gesamten Streubeitrag für das irreguläre Feld zu ermitteln, werden die Faktoren der einzelnen Segmente, die als Kreissegmente angenähert werden, wie zuvor unter Abschnitt 2.4.1.1 beschrieben, berechnet und aufsummiert.

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Neben St müssen auch die Tiefendosiskurven und Querprofile berücksichtigt werden.

Für die Punkte PA und PB ergibt sich die Dosis zu:

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Die Dosis an Punkt P wird aus der Dosis an Punkt PA und PB interpoliert:

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und die notwendigen Monitoreinheiten ergeben sich zu

2.4.1.4 Irreguläre Rotationsfelder mittels Clarkson-Algorithmus

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Für irreguläre Pendelfelder (konformale Arcs) muss der Berechnungsalgorithmus für die irregulären Stehfelder mit dem der Rotationstechnik kombiniert werden. Der Arc wird wiederum durch Stehfelder approximiert, die auf dem Arc im Abstand von 10° definiert sind. St wird wie unter 2.4.1.3 für jedes der Stehfelder berechnet.

Die Dosis in einem beliebigen Punkt ergibt sich zu:

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mit

F= Anzahl der Stehfelder in die dieser Arc unterteilt ist

↓30

Um die Rechenzeit so niedrig wie möglich zu halten, wird im vorliegenden Algorithmus wie für die runden Arcs nur die Tiefendosiskurve für den Zentralstrahl berücksichtigt. Auch eine mögliche Oberflächenkrümmung wird wiederum vernachlässigt.

Die vorliegende Formel gilt sowohl für die Berechnung konformaler Arcs als auch für dynamische Arcs, bei denen ein Mikro-Multileaf-Kollimator seine Form während der Rotationsbestrahlung kontinuierlich dem Zielvolumen anpasst. Durch die Zerlegung der komplizierten Bestrahlungsform in Stehfelder ist der Dosisalgorithmus in der Lage veränderte Feldformen von Stehfeld zu Stehfeld zu berücksichtigen.

2.4.2 Pencil-Beam-Algorithmus

Der Pencil-Beam-Algorithmus (PB-Algorithmus) berücksichtigt die Entstehung von Sekundärelektronen sowie Streuereignissen, und damit kleine Gewebeinhomogenitäten und Oberflächenkrümmungen. Das Bestrahlungsfeld wird in eine endliche Zahl kleiner Subfelder (pencil beamlet) zerlegt. Für jedes der Subfelder wird die radiologische Weglänge berechnet. Er unterscheidet sich in dieser Hinsicht sehr stark vom CL-Algorithmus. Gerade in extrakranialen Körperregionen ist das Gewebe, das der Photonenstrahl durchläuft, in der Regel nicht homogen. Fett- und Muskelgewebe, sowie Knochen, Knorpel und Luft haben unterschiedliche Elektronendichten, und damit verschiedene Absorptionsfähigkeiten. Die Information der Elektronendichte in jedem Punkt des Bestrahlungsgebietes steht dem Planungssystem durch den CT-Datensatz zur Verfügung. Ein kalibriertes CT-System errechnet die Elektronendichte aus den Absorptionskoeffizienten und gibt diese in der Form von Houndsfield-Units an das Planungssystem weiter.

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Der für die Untersuchung gewählte Pencil-Beam-Algorithmus macht wie der CL-Algorithmus einige vereinfachte Annahmen. Wiederum liegen dem Algorithmus Messkurven und –werte verschiedener Feldgrößen vor. Diese beinhalten mit dem Wasserphantom gemessene Dosisprofile, Tiefendosiskurven und Streufaktoren.

Die Berechnung der Dosis eines Bestrahlungsfeldes in einem Punkt erfolgt beim PB-Algorithmus in mehreren Schritten, die im folgenden vorgestellt werden. Zunächst wird davon ausgegangen, dass es sich bei dem Beschleuniger um eine idealisierte, punktförmige Quelle und einen idealisierten, streuungsfreien Strahlengang handelt. Abweichungen von diesen Bedingungen, die durch die endliche Quellengröße, den Kollimator, den Ausgleichsfilter oder dem Leaf-Design ergeben, werden vernachlässigt.

Zunächst wird zusätzlich von einem monoenergetischen Strahl mit der Energie (E) ausgegangen [BrainLAB 2002]. Bei einem infinitesimalen Durchmesser ergibt sich die Anzahl der Streuereignisse (SE) pro Volumeneinheit zu

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mit

N av(E) = Durchschnittliche Anzahl Photonen der Energie E bei offenem Feld

↓33

μwater(E) = Linearer Absorptionskoeffizient für Photonen in Wasser

= Messtiefe in Wasser

Weiter wird der differenzielle Pencil Beam (DPB) berechnet. Er gibt die Dosisverteilung eines monoenergetischen Photonenstrahls SE(E) in einem unendlichen homogenen Medium an. Er berücksichtigt außerdem das erste Streuereignis im Abstand r vom Beobachtungspunkt und den Polarwinkel zwischen Einfall- und Streurichtung (DPB(E, r, )).

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Der DPB kann mit Hilfe der Monte-Carlo-Simulation simuliert werden. Die Ergebnisse liegen dem verwendeten PB-Algorithmus für Photonenenergien zwischen 100 KeV und 50 MeV vor. Die DPB berücksichtigt Streuphotonen und sekundäre Elektronen bis zu einer definierten Grenzenergie [Mohan 1985, Mohan 1986]. Da die Energieverteilungen mit jedem Beschleuniger in gewissen Grenzen variieren, werden für die Berechnung wiederum zahlreiche Messreihen benötigt. Diese werden bei der Kommissionierung des Planungssystems für die verschiedenen, beschleunigerspezifische Energien ermittelt.

Nach der Berechnung für monoenergetische Strahlung wird im folgenden Schritt das Verhalten bei multienergetischer Strahlung erläutert.

Ein multienergetische Pencil-Beam-Kernel ergibt sich zu:

↓35

Die bisherigen Formeln gehen von idealisierter Quelle und Strahlengang aus. Die Abweichungen, die sich aus der endlichen Quellengröße, den Kollimatoren, den Ausgleichsfilter, dem Leaf-Design und durch andere Effekte ergeben, werden im nächsten Schritt durch eine Gaußverteilung g(x,y,d) abgeschätzt. Die Amplitude A(d) und die Breite der Verteilung werden am Wasserphantom mit den Basisdaten für jedes System bei der Installation vermessen. Zur Berechnung wird die Faltung des Kernels p(x,y,d) mit der Gaußfunktion gebildet, wobei die Amplitude A(d) den Anteil des Kernels bestimmt, der mit der Gaußfunktion gefaltet wird.

Die ideale Dosisverteilung (IDD) für eine beliebige Feldform ergibt sich nun aus dem vorliegenden korrigierten Kernel und der Fluenz des Feldes:

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Hier gibt die Funktion (x,y,d) die Photonenfluenz an. So kann schließlich die Gesamtdosis D(x,y,d) an einem beliebigen Punkt mit der folgenden Funktion berechnet werden:

mit

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MNLin = Nominale Dosisleistung des Beschleunigers in Wasser in Referenztiefe dcal

cjaw/mlc = Größe des Blendenfeldes bzw. MLC-Feldes

rrad = Radiologische Weglänge

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SSD = Abstand der Quelle zur Bestrahlungsoberfläche im Zentralstrahl

SID = Abstand der Quelle zum Isozentrum

d = Messtiefe im Medium

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Die relativen Streubeiträge St und Tiefendosiskurven TMR wurden bereits zuvor beim Clarkson-Algorithmus eingeführt.

Für die weitere Berechnung von konformalen und dynamischen Pendelbestrahlungen wird die gleiche Vereinfachung wie beim Cl-Algorithmus vorgenommen, indem die Pendel in Stehfelder zerlegt werden. Bei der Berechnung von intensitätsmodulierten Feldern kommt der Fluenz eine besondere Bedeutung zu. Durch die Berücksichtigung der Fluenz in der idealen Dosisverteilung IDD können also auch nicht homogene Fluenzen berechnet werden. Dies macht den Einsatz des PB-Algorithmus für die IMRT möglich.

2.4.3 Vergleich der Algorithmen

Für den Vergleich der Dosisalgorithmen wurden die Planungsdaten von zwei in der Klinik für Strahlentherapie der Charité behandelten Patienten auf ein Phantom übertragen, das aus festem Wasser besteht. Die Dosisverteilung wurde nun für eine Stehfeldtechnik und eine dynamische Pendeltechnik zum zweiten Mal geplant. Die so entstandenen Bestrahlungspläne wurden zunächst mit dem CL-Algorithmus und anschließend mit dem PB-Algorithmus berechnet, so dass insgesamt vier verschiedene Pläne vorlagen. Nun wurde jeweils ein Film in Isozentrumsebene in fünf Zentimeter Wassertiefe (SFD=100 cm, SSD=95cm) im Phantom bestrahlt. Dabei wurden die realen Bestrahlungsbedingungen, wie Gantry-, Kollimator- und Tischwinkel übernommen. Die Filme wurden unter gleichen Bedingungen entwickelt und anschließend die Dosisverteilungen mit einem Laserscanner-System und Auswertungsprogramm (FIPS PTW Freiburg), anhand der Filmschwärzung, ermittelt. Im gleichen Phantom wurde unter gleichen Messbedingungen (Bestrahlungsenergie und –tiefe) ein Kalibrierfilm bestrahlt. Alle Kalibrierfelder wurden senkrecht zum Film aufgenommen. Die daraus entstandenen Schwärzungskurven wurden in FIPS, als Referenz, für die Dosisbestimmungen der anderen Filme herangezogen.

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Die aus den Messungen ermittelte Dosisverteilung in 5 cm Tiefe wurde mit den vom Planungssystem berechneten Dosisverteilungen verglichen. Bei einer qualitativen Beurteilung tritt jedoch folgendes Problem auf: Wird nur ein räumlicher Vergleich gezogen, können identische Isodosen, also Linien gleicher Dosis, in Bereichen niedriger Dosisgradienten große räumliche Abstände haben. Umgekehrt kann es, wenn man nur die Dosisunterschiede als Parameter ansieht, in Bereichen steiler Dosisgradienten große Unterschiede den Isodosen zweier eng benachbarter Punkte geben. Daher sollte bei einem Vergleich von berechnetem Dosisprofil mit einem gemessenen, sowohl die Dosis in einem Punkt als auch der Abstand gleicher Isodosen ermittelt werden.

Um einen kombinierten Wert für eine solche Untersuchung zu erhalten, wurde für den vorliegenden Vergleich die sogenannte Gammaevaluation herangezogen [Low 1998a, Low 1998b]. Bei der Gammaevaluation wird der nächstliegende Punkt gesucht, wo die berechnete Dosis der gemessenen Dosis entspricht. Durch die Ermittlung der zwei Parameter, Dosisdifferenz in einem Punkt und geringster Abstand gleicher Dosis, kann die Qualität der Variation bestimmt werden. Der sich ergebende Gammawert γ wird als Parameter in einer Grafik dargestellt (Tab. 2).

Für die in dieser Arbeit durchgeführten Berechnungen wurden die ermittelten Datensätze (geplante und gemessene Dosisverteilung), an eine an der Klinik für Strahlentherapie der Charité entwickelte Software weitergeleitet. Dieses Programm basiert auf dem Mathematikprogramm Igor Pro 4.0.1. Die Gleichungen von Low et al. sind im Programm eingearbeitet, so dass der Vergleich der Dosisverteilungen graphisch dargestellt werden kann. Die Ergebnisse wurden in graphischer Form dargestellt. Einem Abstand von 3 mm oder einer Dosisdifferenz von 3 % wurde der Gammawert 1 zugeordnet. Den Gammawerten werden wiederum Grauwerte gegenüber gestellt.

2.5  Vergleich verschiedener Bestrahlungstechniken für Kopfbehandlungen

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Für den Vergleich verschiedener stereotaktischer Behandlungstechniken wurden aus den über 1000 Patienten, die an der Klinik für Strahlentherapie der Charité Mitte bereits mit der stereotaktischen Radiotherapie und Radiochirurgie behandelt wurden, zwanzig Patienten mit kranialen Lesionen ausgewählt. Bei der Auswahl der Patienten wurde darauf geachtet, dass die gesamte Bandbreite möglicher Indikationen und Tumorgrößen erfasst wurde. Alle patientenspezifischen Daten (CT-, MR- Datensatz, PET- oder Angio- je nach Fall) wurden dem stereotaktischen Planungssystem übergeben und anonymisiert. Anschließend erfolgte die Festlegung des stereotaktischen Koordinatensystems, die Fusionierung von CT- mit MRT-Daten. Bei arterieovenösen Malformationen wurde auch die Lokalisierung der Röntgen-Angiogramme, welche eine Darstellung der Blutgefäße ermöglichten, durchgeführt. Im nächsten Schritt wurden das Zielgebiet und die Risikoorgane eingezeichnet und alle Zwischenschritte für eine spätere Nachverfolgung gespeichert. Alle Patienten trugen zur Behandlung entweder eine stereotaktische Kopfmaske oder einen festen Ring. Für alle Patienten wurden jeweils mindestens neun verschiedene Pläne erstellt, wobei folgende Bestrahlungstechniken berücksichtigt wurden:

Die so entstandenen Pläne wurden in erster Linie aufgrund ihrer Dosisvolumenhistogramme (DVH) evaluiert [Graham 1991] und dabei folgende Parameter ermittelt:

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Konformalität (PI/TV = Volumen der verschriebenen Dosis / Zielvolumen) ist als Verhältnis von normalem Gewebe im Verhältnis zum Tumorvolumen (PTV), das mit der verschriebenen Dosis bestrahlt wurde, definiert . Ein Index von 1 bis 2 sollte erreicht werden. Bei Werten bis 2,5 wurde von einer geringen Abweichung ausgegangen und der Bestrahlungsplan akzeptiert [Shaw 1993, Shaw 1996, Shaw 2000]. Größere Abweichungen wurden als nicht ausreichend angesehen und die Bestrahlungspläne entsprechend optimiert.

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Die Homogenität (MD / PD = Maximale Dosis / verschriebene Dosis) beschreibt die Abweichung der geplanten zur verschriebenen Dosis. Werte zwischen 1 und 2 wurden angestrebt [Shaw 1993, Shaw 1996, Shaw 2000]. Wiederum wurden größere Werte als nicht akzeptable definiert und die Bestrahlungspläne aufgrund dieser Informationen geändert.

VT50 (TV / PI50 = Zielvolumen / Volumen der 50%-Isodose) ist ein Maß dafür wie stark der Dosisgradient ist. Je größer dieser Wert ist, desto steiler fällt die Dosis außerhalb des Zielgebietes ab und schont so gesundes Gewebe. Das Verhältnis sollte also möglichst groß sein und zwischen 0,2 und 0,3 liegen [Wurm 1999].

Planunabhängig wurden außerdem folgende Daten erhoben:

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Die Dosis im Isozentrum ist für diesen Planvergleich als 100%-Isodose und das Volumen des jeweiligen PTV als 100%-Volumen definiert. Dies ermöglicht einen relativen Vergleich der unterschiedlichen Patienten, obwohl die absolute Dosis sowie die tatsächliche Tumorgröße von Fall zu Fall unterschiedlich sind. Die Prozentangaben beim Normalgewebe beziehen sich auf die 100 % des PTVs. Wenn zum Beispiel 300 % des Normalgewebes von der 25%-Isodose umschlossen waren, so wird vom umliegenden Gewebe das dreifache Tumorvolumen mit mindestens einem Viertel der Isozentrumsdosis bestrahlt.

Bei der Erstellung der Pläne wurde darauf geachtet, dass mindestens 99 % des PTV von der 90%-Isodose umschlossen waren [Cardinale 1998]. Außerdem sollte die Dosis im Normalgewebe so gering wie möglich gehalten werden. Das gleiche galt für Risikoorgane. Von den Ergebnissen der 90%-Isodose werden Hinweise für das Verhalten der Bestrahlungstechniken im extrakranialen Bereich erwartet, da sie die Homogenität und die Steigung des Dosisgradienten wiederspiegeln. Bei der extrakranialen, stereotaktische Bestrahlung sind zwei Faktoren, welche die Dosisverteilung besonders beeinflussen, zu erfüllen. Zum einen sollte der Dosisabfall möglichst steil erfolgen, um umliegendes Gewebe zu schonen. Zum anderen sollte eine mögliche Organbewegung, insbesondere des PTVs und der Risikoorgane, nicht dazu führen, dass die Risikostrukturen stark überhöhte Dosen erhalten. Diese Parameter werden wiederum durch die Wahl der umschließenden Isodose beeinflusst. Je größer die Umschließende, desto mehr wird die Penumbra, also die Region des Dosisabfalls, aus dem Zielvolumen in das Normalgewebe verschoben. Der Dosisgradient wird abgeschwächt, aber gleichzeitig eine besonders gute Dosishomogenität erreicht. Durch die homogene Dosis wird verhindert, dass ein Risikoorgan durch die geometrische Verschiebung in Richtung des Zielvolumens eine Dosis erhält, welche die Toleranzgrenzen überschreitet. Wird dagegen auf eine niedrigere Isodose verschrieben, und somit eine stärkere Dosisinhomogenität erzeugt, besteht die Gefahr, dass bei Organbewegungen starke Dosisschwankungen auftreten. Zur besseren Beurteilung wurde aber auch die 80%-Isodose untersucht [Serago 1992, Cardinale 1998].

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Neben diesen Überlegungen wurde auf die Parameter, Konformalitätsindex, Homogenität und VT50, optimiert und die oben aufgeführten Grenzwerte als Ausschlusskriterien verwendet. Bei der Stehfeldtechnik wurden mit sechs Feldern und drei Tischpositionen begonnen. Nur bei Nichteinhaltung der Vorgaben wurde die Anzahl der Felder und Tischpositionen erhöht. Bei den Pendelbestrahlungen, wurde von zwei Arcs ausgegangen. Bei den verschiedenen Stehfeldtechniken und der IMRT wurden alle Pläne mit gleichen Tisch- und Gantrypositionen gewählt. Bei Behandlungen mit multiplen Isozentren wurde eine minimale Anzahl Arcs verwendet und außerdem darauf geachtet, dass die technischen Limitierungen der Hardware (z.B. minimale Dosis pro bestrahlten Winkel und Feldgröße) nicht überschritten wurden [Shiu 1997, Cosgrove 1999, Xia 1999, Pirzkall 2000b].

Abbildung 13: Beispiel für eine Lesion der Gruppe A in axialer, koronaler und saggitaler Ansicht

Abbildung 14: Beispiel für eine Lesion der Gruppe B in axialer, koronaler und saggitaler Ansicht

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Abbildung 15: Beispiel für eine Lesion der Gruppe C in axialer, koronaler und saggitaler Ansicht

Schließlich wurden die untersuchten zwanzig Patienten, in Anlehnung an Schell et al. [Schell 1991], in drei Gruppen eingeteilt. Sie erfolgte in drei Kategorien: Erstens überwiegend kugelförmige Zielgebiete (Abb. 13), zweitens leicht von der Kugelform abweichende Volumina (Abb. 14) und drittens sehr stark von der Kugel abweichende irreguläre Formen (Abb. 15). Der Vorteil dieser Unterteilung lag darin, dass diese nach der Feldform und nicht primär nach der Feldgröße durchgeführt wurde. Dies ist für die Beurteilung der Bestrahlungstechnik im extrakranialen Bereich wichtig, wo jede Form zwischen überwiegend kugelförmig (z.B. Metastasen in Leber und nahe der Wirbelsäule) und hochgradig irregulär (z.B. Tumoren im Kopf-Hals-Bereich, Abb. 16) auftreten kann.

2.6  Vergleich verschiedener Bestrahlungstechniken für Kopf-Hals-Behandlungen

Für den Technikvergleich in der Kopf-Hals-Region wurden zehn Patienten ausgewählt, die alle in der unter 2.2 beschriebenen Kopf-Hals-Maske behandelt wurden. Im Gegensatz zu den Kopfpatienten wurden die Kopf-Hals-Patienten ausschließlich fraktioniert behandelt. Außerdem wurde der Vergleich auf Techniken mit dem 3mm-mMLC beschränkt und nur vier Pläne je Patient erstellt:

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Für den Vergleich der so entstandenen Pläne wurden die gleichen Parameter wie in Abschnitt 2.5 beschrieben herangezogen. Die Randbedingungen für die Planung wie die Dosis in Risikoorganen, die 90%-Isodose als Umschließende, der maximale Konformalitäts- und Homogenitätsindex wurde ebenso eingehalten.

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Auch die erhobenen planunabhängigen Daten sind mit den Untersuchungen aus Abschnitt 2.5 identisch:

Lediglich die Einteilung der Patienten in Gruppen wurde nicht verfolgt. Alle zehn untersuchten Patienten wurden gemeinsam in einer Untersuchungsreihe evaluiert (Abb. 16).

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Abbildung 16: Beispiel für eine Lesion der Gruppe der Kopf-Hals-Maske in axialer, koronaler und saggitaler Ansicht


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15.09.2006