Vorlesung

• Zentrale Stellung im onkologischen Therapiekonzept

• Lokalisierte Behandlungsmethode

• heilende und palliative Behandlung

• Teilchenstrahlung

  • Elektronen

  • Protonen

  • Schwerionen

  • Neutronen

• Photonen

  • Hochenergetische Röntgenstrahlung (Energien zwischen 1 und 10 MeV)

• Physikalisches Maß für die Energieabgabe der Strahlung an Materie:

• SI-Einheit: [D] = 1J/kg = 1 Gy (Gray)

• Verschiedene Strahlungsarten können bei gleicher phys. Dosis unterschiedliche biologische Wirkung haben:

  • Äquivalentdosis H = q x D

  • Berücksichtigt Bewertungsfaktor q für die Strahlungsart

  • Relative biologische Effektivität (RBE)

  • SI-Einheit: [H] = 1 Sv (Sievert).

• TCP: Tumor-Kontroll- Wahrscheinlichkeit

• NTCP: Komplikationswahrscheinlichkeit Normalgewebe

• therapeutisches Fenster: Wahrscheinlichkeit für unkomplizierte Heilung (H = TCP X (1-NTCP)

• Fenster möglichst vergrößern durch Technik und verbesserte Therapie

• Vernichtung der Tumorzellen -> Maximierung der Tumor-Kontroll-Wahrscheinlichkeit (TCP) durch Schonung von gesundem Gewebe

• Minimierung der Normalgewebskomplikationen (NTCP) durch Verbreiterung des Therapeutischen Fensters. Mögliche Errreichung durch:

• Energieabhängige Reichweite

• Höhere biologische Wirksamkeit von Schwerionen

• Steile Dosisgradienten

• Gezielte Schonung von Risikoorganen

• Multi-parametrische Charakterisierung des Tumorgewebes mit funktioneller PET/CT und PET/MR Bildgebung

• Individuelle Dosisverschreibung durch Integration von funktionellen Informationen --> resistente Tumorteile mit höherer Dosisi bestrahlen

• Erfahrungen über die Verträglichkeitsgrenze für Röntgenstrahlen un deren Nutzanwendung zur Verhütung von Schäden

• Wirkung = Tumorkontrollwahrscheinlichkeit

• Direkte oder indirekte Ionisierung von biologisch aktiver Moleküle

  • DNA

  • Enzyme

  • Membranbestandteile

• DNA-Doppelstrangbrüche

• Ionisation von DNS-Strängen

  • Induktion des programmierten Zelltodes (Apoptose)

  • Verlust der Teilungsfähigkeit

  • ca. 40 DNS-Doppelstrangbrüche pro Gy

• Ionisation anderer Biomoleküle (Proteine)

  • Induktion des programmierten Zelltodes (Apoptose)

• Veränderung der umgebenden Gewebematrix •

  • Zerstörung von Blutgefäßen

• Zellinaktivierung folgt Poisson-Gesetz

• Mit Reparatur (linear-quadratisches Modell):

• Gesunde Stammzellen sind extrem empfindlich (alpha groß), um DNA- Schäden aus der Keimbahn zu halten. Differenzierte Zellen und Tumorzellen haben ca. p (2 Gy) = 0,5 bis 0,7; alpha zwischen 0,18 und 0,5

• Fraktionen von ca. 2 Gy pro Tag, um Normalgeweben Zeit zur Erholung zu geben

• Tumor erholt sich auch!

• Dosisverlust bei schnell wachsenden Tumoren ca. 0.5-0.8 Gy pro Tag

• Nur wenn Zellteilung und –tötung im Gleichgewicht bleibt, ist die Therapie erträglich

• akut reagierende Gewebe: Zellzykluszeit bis zu 6 Stunden

• spät reagierende Gewebe: quasi tot am Ende der Therapie, müssen `von außen´ repariert werden durch Migration von Stammzellen

• Umrechnung der Effektivdosen versch. Fraktionierungsschemata:

• Mit Di (Gesamtdosis) = ni x di (Fraktionszahl und Einzeldosis Schema i) folgt:

• Umrechnung auf konventionelle Fraktionsdosis von 2 Gy (EQD2):

• Normalgewebe hat bessere Reparaturfähigkeit

• Fraktionierungsempfindlichkeit verschiedener Gewebe ist unterschiedlich!

• Strahlenbiologische Mechanismen, die zur unterschiedlichen Reaktion verschiedener Gewebe auf die fraktionierte Bestrahlung beitragen

• Reparatur des zellulären Strahlenschadens

• Repopulierung durch überlebende Zellen während der Behandlung

• Redistribution der Zellen im Zellzyklus (Verteilung)

• Reoxygenierung hypoxischer Zellen (hypoxisch = sauerstoffarm)

• Photoeffekt: Photon gibt Energie an Elektron ab. Photon wird absorbiert und Streuelektron entsteht. Wahrscheinlichkeit für Photoeffekt steigt mit Atomzahl und sinkt mit steigender Energie.

• Compton-Effekt: WW mit Valenzelektron. Photon existiert weiter und gibt nur einen Teil der Energie ab. Hauptsächlich von Energie, nicht von Material abhängig.

• Schwächung eines Strahlenbündels = Verminderung der primären Teilchenzahl durch die von Teilchenart und Teilchenenergie abhängigen Wechselwirkungen mit dem Absorbermaterial

• Beschreibung der Wechselwirkungswahrscheinlichkeit eines ungeladenen Strahlenbündels

• Beschreibt das mittlere Verhalten der primären Quanten eines Strahlenbündels ungeladener Teilchen im Absorber

• Aussagen gelten nur für hinreichen große Teilchenzahlen (ausreichend großes Strahlenbündel)

• Wechselwirkungsraten individueller Teilchen zeigen immer zufällige Abweichungen von diesem Gesetz

= beschreibt durch Bestrahlung eines Luftvolumens mit ionisierender Strahlung mittelbar oder unmittelbar erzeugte elektrische Ladung

• Vorzeichens dQ geteilt durch die Masse der bestrahlten Luft d_ma (Index a = air).

• SI-Einheit: 1 Coulomb pro Kilogramm: [J]= 1 C/kg

• Historische Einheit: 1 Röntgen 1 R = 2,5 · 10 ^-4 C/kg

= ist die mittlere lokale Energie dE, die durch eine Bestrahlung mit ionisierender Strahlung von einem Absorbermaterial der Dichte ρ und der Masse dm im Volumen dV absorbiert wird.

• SI-Einheit: Joule pro Kilogramm oder Gray [D] = 1 J/kg = 1 Gy

• Absorbierte Energiedichte pro Massendichte: dE/dm

= Eine Kalorie ist die Energiemenge, die man benötigt, um 1g Wasser bei Normaldruck von 14,5°C auf 15,5°C zu erwärmen

• 1 Gy = 1 J/kg = 0,0002388 kcal/ kg

• Eine Strahlungsdosis von 1 Gy bewirkt eine Erwärmung des Gewebes um 0,0002388°C (2*10^-4°C)

• Eine Ganzkörperdosis von 4 Gy entspricht der letalen Dosis in 50% aller Fälle für den Menschen.

• Dosiswirkung beruht NICHT auf den thermischen Effekten der Strahlung!

• 1-3°C Erwärmung auf Zelle notwendig, um Reaktion hervorzurufen

= ist der Quotienten aus der durch indirekt ionisierende Strahlung in einem bestrahlten Materievolumen auf geladene Sekundärteilchen der ersten Generation übertragenen Bewegungsenergie dEtran (also die Summe der kinetischen Anfangsenergien) und der Masse dm des bestrahlten Volumenelements

• KERMA = Kinetic Energy Released per unit Mass

• SI-Einheit: [K] = 1 J/kg = 1 Gy

• 3D Messungen der Strahlungseigenschaften mit Ionisationskammer-Messungen im Wasserphantom (Kommessionierung)

• Tiefendosisverlauf: (oben)

  • Normiert auf Referenztiefe 100 mm: weniger Dosis am Eintritt gegen mehr Dosis am Austritt.

  • Optimale Energie hängt von Patientengeometrie und Lage des Tumors ab

• Dosisquerprofil (unten)

  • 6 MV Feldgröße 10 cm x 10 cm im Dosismaximum

  • Halbschatten wird bestimmt durch

    • ausgedehnte Quelle

    • imperfekte Kollimation

    • Comptoneffekt

• Maß für die Kompensation von Phantomstreuung, in wieweit MU angepasst werden müssen falls Feldgröße verändert wird um gleiche Dosis zu erreichen wie Referenz

• Zahl für Multiplikation, steigt mit Größe der Feldfläche

• Eigenschaften der Strahlenfelder des realen LINACs müssen bei der Bestrahlungsplanung berücksichtigt werden

• Definition eines sog. Strahlerkopfmodells in jedem Bestrahlungsplanungssystem notwendig zur realistischen Berechnung individueller Dosisverteilungen

• Erstellen eines Strahlerkopfmodells = Bestandteil der Messungen während der Ersteinrichtung eines LINACs

Planung und Berechnung einer oder mehrerer Strahlenfelder (Richtung, Form, Energie, Modulation, …) mit dem Ziel den Tumor mit einer hohen, homogenen Dosis zu behandeln und dabei naheliegende Risikoorgane und gesundes Gewebe so gut wie möglich zu schonen

• Definition des Bestrahlungsziels (präoperativ, postoperativ, …)

• Wahl der Strahlenart, der Bestrahlungstechnik und der Referenzpunkte

• Bestimmung der Zielvolumina

• Festlegung der Lagerung und Immobilisierung des Patienten

• Festsetzung der Strahlendosis für Zielvolumen und Risikoorgane

• Auswahl und Optimierung folgender Faktoren:

  • Zahl der Felder und deren Einstrahlwinkel

  • Konfiguration der Felder (Größe, Abschirmblöcke, …)

  • Dosisprofil im Feld (z.B. Keilfilter)

• Berechnung der Dosisverteilung

• Simulation der Strahlenbehandlung (Patienten-QA)

• Ersteinstellung am Bestrahlungsgerät

• Darstellung von Topographie und Anatomie

• Lokalisation des Tumors in 3D

• Lokalisation der gesunden Gewebe und Risikoorgane in 3D

• Darstellung der inhomogenen Gewebeverteilung und Messung ihrer Dichten

• Rekonstruktion der Massen- bzw. Elektronendichten in 3D (Strukturen unterscheiden)

  
  

  -> hochaufgelöste 3D-Darstellung, für Weichteilunterscheidung MRT besser

• Lagerung des Patienten in Bestrahlungsposition

  • Flacher Tisch mit Markierungen und Indexierungen -

  • Fehler der Tischposition max. 1 mm

• Große Geräteöffnung -

  • 70-80 cm Innendurchmesser zur Lagerung der Patienten mit Hilfsmitteln für die Bestrahlung (Schalen, Knierollen)

• Laserlichtanzeiger -> fest im Untersuchungsraum installiert

• Reproduzierbarkeit der Konversion Hounsfield-Unit / Elektronendichte

• Bildmatrix enthält auf Wasser bezogene Schwächungswerte in Hounsfield-Units (HU):

• HU kleiner 1000 sind etwa proportional zur Massendichte, da die mittlere Kernladungszahl des Gewebes ähnlich der von Wasser ist (Compton-Effekt überwiegt).

• HU für Knochen haben eine leicht kleinere Proportionalitätskonstante, da Knochen eine größere mittlere Kernladungszahl hat

• Luft HU = - 1000, Wasser HU = 0

• Durch ähnliche Materialzusammensetzung von dichten und weniger dichten Materialien ergeben sich zwei lineare Zusammenhänge. (nur bei Geweben gültig!!)

• Korrekte CT-Kalibrationskurve (HU-Gewebedichte) muss im RT-Planungssystem hinterlegt sein

• Essentiell wichtig zur korrekten Dosisberechnung

• Jedes CT-System, das zur Planung verwendet wird (Planungs-CT, PET/CT, Notfall-CT, …) erfordert eine eigene Kalibrationskurve

• Messung mit speziellen Dichte-Phantomen (z.B. CIRS)

• Genaue und reproduzierbare Lagerung ist eine absolute Grundvoraussetzung bei der Anwendung moderner Hochpräzisionsbestrahlungstechniken!

• Nichtindividuelle Lagerungshilfen: Armlagerung, Knierolle, etc.

• Individuelle Lagerungshilfen: Kopfmaske aus thermoplastischem Material, Vakuumkissen

• Strahlentherapieplanung ist ein räumliches Optimierungsproblem

  • Risikoorgane liegen in/ um Zielvolumen

• Strahlentherapie vor 1998 mit handgefertigten Bleiblenden (10-20 kg)

• 2 gegenüberliegende Strahlenfelder

• Homogenisierung der Dosis durch Beiträge von 2 opponierenden Feldern (Dosishomhogenisierung in Tiefe)

• Tertiäre Blenden zur Formung nicht-rechteckiger Felder

• Bis zu 2x40 Schwermetallblätter

• Breite: 1-3 mm (5-10 mm im IZ)

• Positionierungsgenauigkeit: ~ 0,1-1mm

• Bildgebung mit CT

• eventuell: Bildfusion mit MR, PET, etc.

• Segmentierung = manuelle/automatische Einzeichnung der interessierenden Volumina

• Anpassung der Feldformen an Zielvolumen mit MLC

• Überlagerung mehrerer Einstrahlrichtungen

• Dosisberechnung und Gewichtung der Strahlenfelder

• 1 Strahlenfeld

• Form entsprechend der Projektion des Tumors

• Dosierung über skalierten Tiefendosisverlauf

• Abfall der Dosis mit zunehmender Tiefe

• Verwendung von Bleikeilen variabler Schräge zur Abschrägung des Dosisprofils senkrecht zur Strahlrichtung

• Einsatz auch bei nicht unregelmäßigen Bestrahlungsvolumen

• Boxartige Struktur -> Überlagerung der 4 Einzelfelder

• Modulierte Strahlenfelder lassen sich durch

  Superposition von homogenen, irregulär geformten

  Teilfeldern erzeugen

• Entscheidende Faktoren sind die

  Kenngrößen des MLC:

  • maximale Feldgröße

  • Lammellenanzahl und -

    abmessungen

  • Bewegungsgeschwindigkeit der

    Lamellen

  • Konstruktive Eigenschaften

• 4-Felder-Box:

  • Ein Segment pro Feld bzw. Richtung

  • Feldform entspricht jeweils der

    Projektion des Tumors

  • Evtl. Keilfilter

• IMRT:

  • Pro Feld / Richtung Überlagerung

    mehrerer Segmente

  • Hoher Modulationsgrad möglich

  • Konkave Dosisverteilungen möglich

• IMRT

  • 5-9 feste Gantrywinkel

  • Dynamische MLC-Bewegung (dMLC) oder mehrere

    statische Segmente (step&shoot)

• VMAT

  • Kontinuierliche Gantryrotation bei gleichzeitiger MLC- Bewegung, Dosisratenvariation während Bestrahlung

Volumen (Tumor und Risikoorgane bzw. gesunde Gewebe)

werden auf CT-Basis definiert mit dem Ziel der

• Dosisverschreibung

  • Ziel der Therapie

  • Definition der Volumen

  • Spezifikation der Dosisverschreibung

  • Andere Therapie-Parameter (Fraktionierung, Risikoorgandosis)

• Dosisaufzeichnung (Dokumentation)

  • Aufzeichnung der Parameter entsprechend der Verschreibung

  • Objektiv und unmissverständlich

• Therapieauswertung, Bericht

  • Unmissverständlich, ausreichend detailliert

  • Kein Spielraum für MPE bei der Auswertung der grundlegenden Parameter für Volumen und Dosen.

  • ICRU macht Vorschläge zum Reporting

• GTV: Gross Tumor Volume —> abgrenzbares Volumen im Ct, Makroskopisches Tumorvolumen

• CTV: Clinical Target Volume —> GTV + Zone vermuteter bzw. subklinischer Ausbreitung (Tumorzellen nicht sichtbar aber vermutlich vorhanden)

• PTV: Planning Target Volume —> CTV + weiterer Sicherheitssaum, mit dem physikalisch-technische Unsicherheiten (Randabfall der Dosisprofile, Lichtfeld, Lagerungsungenauigkeit) sowie medizinische Unsicherheiten (Patienten- und Organbewegung) berücksichtigt werden

• Treated Volume: Volumen, das eine Dosis erhält, die als wichtig für eine lokale Heilung / Kontrolle angesehen wird

• Irradiated Volume: Volumen, das eine Dosis erhält, die für die Bewertung der Normalgewebetoleranz als wichtig angesehen wird

• OAR: Organs at risk —> Hinsichtlich unerwünschter Strahlenfolgen für die Planung relevante Organe

1. 3D-Dosisverteilung —> Linien gleicher Dosis

2. Dosis-Volumen- Histogramm (DVH) —> kumuliatives Histogramm der Dosis für jedes (Ziel)volumen

• 3D-Volumen, 3D Dosisverteilung!

• Visuelle Inspektion und Evaluation der 3D-Dosisverteilung sollte am Bildschirm des RT-Planungssystems geschehen.

• Für die Dokumentation soll die Schicht, in der sich das Isozentrum befindet und weitere repräsentative Schichten gewählt werden

• ICRU Referenzpunkt / Normierungspunkt (NP)

  • Dosis im NP sollte klinisch relevant und repräsentativ für die Dosis im gesamten PTV sein

  • NP sollte einfach und klar zu setzen sein

  • NP sollte an einem Punkt sein, an dem die Dosis physikalisch korrekt bestimmt werden kann

  • NP sollte in einem Bereich ohne steilen Dosisgradienten sein

  • Position des NP sollte im Zentrum des PTV, idealerweise im Schnittpunkt der Strahlenfeldachsen

• PTV

  • Dosis im Isozentrum / im Zentrum des PTV

  • Maximaldosis im PTV

  • Minimale Dosis im PTV

• Maximaldosis: Höchste Dosis im PTV (klinisch relevantes Volumen:  d > 15 mm außer für kleine Organe wie Auge, Sehnerv, …)

• Minimale Dosis: Geringste Dosis im PTV

• Hot Spots: Volumen außerhalb des PTV, das eine Dosis von mehr als 100% erhält ( d > 15 mm)

Variation der Dosis im PTV

• Sollte so homogen wie möglich sein

• Aus technischen Gründen kann die Dosisverteilung nicht

  perfekt homogen sein

• Heterogenität sollte im Bereich +7% und -5% der

  verschriebenen Dosis
  sein!

• 95 % <= D_pr <= 107% (pr = prescribe, verschrieben)

• Kann dieses Homogenitätslevel nicht erreicht werden, so liegt

  es in der Verantwortung des Radioonkologen, zu entscheiden,

  ob dies dennoch akzeptabel ist, oder nicht.

• D_max = Maximaldosis im PTV und in OARs

• D_min = Minimaldosis in einem definierten Volumen

• D_mean = Mittlere Dosis (basiert auf der Berechnung der Dosis in jedem einzelnen Voxel des Berechnungs-Grids)

• D_mean = Mediane Dosis (zentraler Wert der Dosis im Gitter)

  oder

• D_median = Modale Dosis (Häufigster Dosiswert in einem Volumen)

• (D_modal = Modale Dosis (häufigster Dosiswert in einem Volumen))

• Hot Spots: Bereich außerhalb des PTVs, der eine Dosis höher als 100% erhält

• Ziel dieser Empfehlungen ist die Vereinheitlichung der Dosisaufzeichnung zur Erleichterung des Informationsaustausches

  • innerhalb eines Zentrums und

  • zwischen verschiedenen Zentren

• Einheitliche Terminologie!

• Referenzpunkte: Die Ausrichtung des Patienten in einer reproduzierbaren Art und Weise ist essentiell für die Definition von Volumen und die Anordnung der Beams.

  • Interner Referenzpunkt: Anatomische Struktur (Knochen, Luftgefüllte Kavität) zur Lokalisation des PTV.

  • Externer Referenzpunkt: Sichtbare Markierung auf der Patientenoberfläche oder Maske zur Ausrichtung des Patienten auf dem Bestrahlungstisch

• Koordinatensysteme: Drei verschiedene Arten von Koordinatensystemen sind in den Planungs- und Applikationsprozess eingebunden:

  • Patientenkoordinatensystem: Basierte auf internem oder externem Referenzpunkt

  • Koordinatensystem von Bildgebung und Linac: definiert bezüglich Gantry, Kollimator, Strahlenfeld, Lichtfeld, Lasersystem und Patientenliege

• Internal Target Volume (ITV)

  • Bilder aus N Atemphasen werden akquiriert und kombiniert.

  • ITV = Kombination aller Tumorvolumen in allen Atemphasen.

  • Maximum Intensity Projection (MIP) kann zur Definition eines ITV verwendet werden

  • ITV ist das Volumen, das den Tumor zu jeder Zeit beinhaltet!

  • Bestrahlung in freier Atmung!

  • Ein PTV Margin berücksichtigt Applikationsunsicherheiten

• ITV > MidV > 100% Ex

• ITV motion expansion is much larger than the respiratory contribution for the margin in MidV or gating

• Ein Conformity Index (CI) kann verwendet werden, wenn das

  gesamte PTV im behandelten Volumen (treated volume) liegt:

• CI kann zur Optimierung des Bestrahlungsplanes verwendet

  werden!

• Treated Volume = V_D95%

• Auch für OARs müssen Unsicherheiten aufgrund von

  Lagerungsungenauigkeiten etc. berücksichtigt werden

• Ein Sicherheitssaum um das OAR kompensiert diese

  Unsicherheiten (vgl. PTV)

• 3D-CRT:

  • Keile und Kompensatoren ermöglichen einfache Feldanpassung

  • MLCs ermöglichen Anpassung der Feldform an die Tumorform

• IMRT:

  • Modulierte, nicht-uniforme Strahlenfelder aus vielen verschiedenen Richtungen —> höhere Modulation als bei 3D-CRT möglich!

  • Homogene Dosis im Tumorvolumen

  • Bessere Konformität

  • Insbesondere bei konkaven und komplex geformten Volumen

  • Schonung nahegelegener OARs

• Modulierte Strahlenfelder lassen sich durch Superposition von homogenen, irregulär geformten Teilfeldern erzeugen.

• Für den Grad der Modulation entscheidend sind:

  • Kenngrößen des Multi-Leaf-Kollimators (MLC):

    • Maximale bzw. minimale Feldgröße

    • Leaf-Breite (0.5/1 cm) una -anzahl

    • Bewegungsgeschwindigkeit der Leafs

    • Konstruktive Eigenschaften

  • Zahl der Eingangskanäle (Gantrywinkel)

  • Behandlungszeit (max. # Segmenten)

• Step and Shoot (MLC Segmente): Jeweils mehrere Segmente aus unterschiedlichen Richtungen.

• Dynamic MLC (sliding window): MLC-Lamellen fahren mit unterschiedlicher Geschwindigkeit über das Feld.

• Volumetric Modulated Arc Therapy (VMAT): Lamellen bewegen sich, während die Gantry (evtl. mehrmals) rotiert.

• Helical Tomotherapy: Binäre Lamellen modulieren einen Fächerstrahl, Gantry rotiert um den Patienten während der Tisch kontinuierlichen Vorschub erfährt.

• Robotische Strahlentherapie: Multiple Felder werden von einem auf einem Roboterarm montierten Linac appliziert

• Heute stehen viel genauere Modell-basierte Methoden zur Dosisberechnung zur Verfügung

• Moderne Bildgebungsverfahren ermöglichen eine genauere Definition der Volumen

• Dokumentation und Aufzeichnung des optimierten Planes sind auf der Basis der 3D-Dosisverteilung sowie des DVH empfohlen

• Histogramme von Volumenelementen, die mindestens eine

  bestimmte absorbierte Dosis D erhalten haben:

V: Volumen der Struktur

Dmax: maximale Dosis in der Struktur

• Differentielles DVH gegeben durch dV(D)/dD

  • Inkrementelles Volumen pro absorbierter Dosis bei einer

    bestimmten absorbierten Dosis D

• DVHs von PTVs haben oft rechteckige Form, so dass die mediane und die mittlere Dosis eng beieinander liegen.

• Dies gilt jedoch nicht für Risikoorgane (diese haben in der Regel keine Rechteckform)!

• Aufzeichnung von Dosis-Volumen-Spezifikationen (DVS) empfohlen!

  • Die absorbierte Dosis, die ein bestimmtes Volumen (D_v) erreicht, sollte dokumentiert werden.

  • D_vs entspricht idealerweise genau der Verschreibung

• Minimale Dosis: nominell
  D_100%

  • Die Dokumentation von
    D_100% wird NICHT empfohlen, da die Definition des PTV nicht exakt genug ist (v.a. an der Peripherie)

  • Dokumentation von D_98% anstatt der minimalen Dosis! (Dv —> D_98%)

• Maximale Dosis: D_2%

• Dosisdokumentation für OARs entsprechend:

  • D_mean

  • D_2%

• Dokumentation von Segmenten, Feldern und Fraktionierung

• Aufzeichnung der Software-Versionen für Planung und Applikation

• Level 3 Dokumentation

  • Dosishomogenität und –konformität

  • Klinische und Biologische Evaluationsparameter

• GTV: Gross Tumor Volume

• CTV: Clinical Target Volume (5 mm Saum erreicht 95% aller malignen Zellen)

• PTV: Planning Target Volume (Institutionsabhängig, von physikalischen, technischen Unsicherheiten abhängig!)

• führen zu Abweichungen der applizierten von der geplanten Beahndlungsdosis!

• Fehler beschreiben Abweichungen zwischen geplanter und durchgeführter Behandlung.

• Arten von Fehlern in der Strahlentherapie:

  • Systematische Fehler

    • Systematische Fehler z.B. bei der Lagerung:
      ∑ (alle systemischen Fehler zsmgefasst (SD)

    • Gruppensystematik (z.B. falsch eingestellter Laser): M (mean) 

  • Zufällige Fehler

    • Zufälliger Fehler σ (z.B. Blasenfüllung) (RMS= Root-Mean-Square)

• Auswirkungen: Dosis wird verschmiert (zufällige Fehler) und eventuell verschoben (systematischer Fehler)

1. Abschätzen der Wahrscheinlichkeit, dass eine bestimmte minimale Dosis im CTV erreicht wird

2. Definition eines PTV-Margins (Sicherheitssaum)

• Energiedeposition verursacht durch Strahlungsfeld

• Kette von Wechselwirkungen innerhalb und außerhalb des Patienten

• Jedes Volumenelement wird von Teilchen unterschiedlicher Energie aus unterschiedlicher Richtung getroffen

• Genaue Berechnung der deponierten Dosis muss den gesamten Vorgang der Strahlenwechselwirkung wiederspiegeln!

1. Kopfmodell

2. Fluenz

3. Strahlungstransport in Materie/ im Phantom —> Beiträge zur Dosisdeposition: Primärdosis, Streudosis, …

• Quantitative Dosisberechnung von klinischen Feldern ist

  notwendig, um Dosisverteilungen in Patienten zu berechnen.

• 2-stufiger Prozess:

  1. Kalibrierung der Dosis unter Standardbedingungen (Tiefendosisverläufe in Wasser) —> Dosimetrie, Messung von Basisdaten

  2. Ableitung der effektiven Dosis unter anderen Bedingungen (Geometrie- und Dichteänderungen) —> Eigentliche „Dosisberechnung“

• 1D: Punktdosisabschätzungen

• Korrektur für Patientenkontur: erforderlich für schrägen

  Strahleinfall oder irreguläre Oberfläche

• Inhomogenitäten: Dichteunterschiede im Vergleich zu Wasser (z.B. Lunge oder Knochen)

• Photonen deponieren die Dosis nicht direkt, sondern indirekt durch Sekundärelektronen.

• Es genügt daher nicht die Photonenschwächung in Materie zu

  modellieren. Entscheidend ist die Modellierung des Elektronentransports.

• Ansätze:

  1. Punktdosisberechnung (1D)

  2. Modellierung durch analytische Funktionen (Faltung) (2/3D)

  3. Direkte Simulation der Wechselwirkungen (Monte-Carlo)

• Referenz ist Messung von Tiefendosiskurven in Wasser für

  verschiedene Feldgrößen: D_norm

• Effektive Dosis wird berechnet als Skalierung von D_norm und ist zudem abhängig von folgenden Faktoren:

  • Abstand zur Quelle d

  • Tiefe im Körper z

  • Abschätzung der äquivalenten quadratischen Feldgröße A

• Beim Durchgang von Strahlung durch Materie unterschiedlicher Dichte ergeben sich folgende Unterschiede:

  • Strahlung wird unterschiedlich geschwächt -> unterschiedliche Reichweiten

  • Die Erzeugung von Sekundärelektronen bei Photonen ist verschieden stark ausgeprägt und die Richtungsverteilung ändert sich (WW- Querschnitte verändern sich)

• Dies sollte in einem Dosisberechnungsalgorithmus berücksichtigt werden, wenn die berechnete Dosis korrekt sein soll.

• Problematisch sind insbesondere Lunge und Luftkavitäten im Nasen-Rachen-Raum, sowie Knochen.

Kombination einer analytischen Berechnung der primären

Photoneninteraktionen mit darauf folgendem Transport und

Energiedeposition durch Sekundärteilchen, durch die

Verwendung vorausberechneter Kernel.

• Beschreibt die absorbierte Dosis von Sekundärelektronen und Photonen um den Wechselwirkungspunkt

• Vorausberechnet über Monte-Carlo Simulationen für unendlich großes Wasservolumen

• Energiespektrum kann aus Messungen (Tiefendosiskurven) abgeleitet werden

• Energiedeposition im homogenen Medium kann sehr gut

  beschrieben werden als Faltung der Energie, die vom Primärstrahl freigesetzt wird mit einem Energie-Depositions-Kernel

• TERMA = Total Energy Released per Mass

• Primärphotonen-Energie-Fluenz wird berechnet über ein Raytracing der primären Photonentrajektorien unter Berücksichtigung aller Faktoren, die das Strahlenfeld modulieren

• Reichweite der Sekundärelektronen ist viel kürzer als die mittlere freie Weglänge der Photonen

• Kleine Primärdosisregion, kurzer Dosisaufbau, steiler Halbschatten

• Breite Streudosisverteilung (hohe Dosis außerhalb des Feldes)

• Annähernd isotrope Isolevels (viel Rückstreuung)

• Reichweite der Sekundärelektronen ist in der selben

  Größenordnung wie die mittlere freie Weglänge der Photonen

• Große Primärdosisregion, langer Dosisaufbau, breiter

  Halbschatten

• Schmale Streudosisverteilung (wenig Dosis außerhalb des Feldes)

• Vorwärts gerichtete Isolevels (wenig Rückstreuung)

• Strahlenfeld aufgeteilt in dünne Nadelstrahlen

• Superposition der Pencil Beam Kernel in 2D

• Addition der einzelnen Nadelstrahlen

• Korrektur nur in Vorwärtsrichtung

• Dosiskernels sollten idealerweise gekippt sein um

  den Winkel 4 entsprechend der primären Einstrahlrichtung der Photonen (besonders bei off- axis Feldern!)

• Fehler > 3% für:

  • Kleine SSDs

  • Große Felder

  • Hohe Energien

  • —> Sonst parallele Kernel akzeptabel

• Liefert gute Ergebnisse, aber relativ lange Berechnungszeit, 3D- Faltung!

• Energietransport entlang diskreter Achsen entlang eines Konus

• Konsequenz: Energie, die am Punkt B‘ hätte deponiert werden sollen, wird durch Interaktion am Rand des unteren Konus‘ in Voxel B deponiert.

• Verteilung wird mit steigender Distanz größer

• Aber: Streuanteil sinkt mit zunehmendem Abstand

• Die meiste Energie wird im Zentrum des Konus‘ angegeben

• Angulär diskretisierter Kernel wird verwendet

• Energiedeposition wird berechnet für jeden Winkelsektor Ω; entsprechend dem radialen Abstand:

• Korrektur in allen 3 Raumrichtungen

• für homogene Gewebe reicht i.d.R. ein analytischer oder

  Faltungsalgorithmus aus

• Vorteile von Monte-Carlo (MC) Algorithmen liegen

  • im Bereich inhomogener Medien

  • insbesondere bei Gewebe-Luft Übergängen

  • bei zeitlich andauernden Situationen, bspw. VMAT oder bei atembeweglichen Organen.

• Nachteil von MC

  • lange Berechnungsdauer

  • Skaliert sich mit der gewünschten Genauigkeit quadratisch und mit der Voxelgröße mit 1/x³

  • Berechnungszeiten für MC nähern sich immer mehr den konv. Algorithmen (Entwicklung Rechentechnik, gpu-computing, …)

• Problem: Fragestellung ist nicht, bzw. nur sehr aufwändig, analytisch zu lösen

• Lösung: Stochastische Lösung einer Gleichung unter Annahme der Gültigkeit des Gesetzes der großen Zahlen, genannt Monte-Carlo Methode

• Für eine Streuung kann z.B. ausgewürfelt werden

  • die Wahrscheinlichkeit, dass die Streuung stattfindet

  • der Streuwinkel

  • der Energieverlust

  • die Schrittweite bzw. mittlere freie Weglänge des Teilchens

• echten Zufallszahlen lassen sich eigentlich nur mittels physikalischer Phänomene erzeugen, z.B. über den radioaktiven Zerfall.

• zurückgreifen auf methematische Algorithmen führt zu Pseudozufallszahlen —> wiederholen sich nach einer festen Folge —> dennoch ähnliche statistische Eigenschaften wie echte Zufallszahlen, z.B. ihre Verteilung.

• je nach Wahl des Zufallszahlenalgorithmus erhält man

  • das selbe Ergebnis wie mit echten Zufallszahlen

  • systematisch falsches Endergebnis

• Um Photonenwechselwirkungen zu berechnen benötigt man die Weglänge zwischen den Wechselwirkungen (step length) sowie die darauf folgende Wechselwirkung.

• Schrittweite kann über die exponentielle Schwächung berechnet werden, als Wechselwirkungen kommen

  • Rayleighstreuung

  • Photoeffekt

  • Comptoneffekt und

  • Paarbildung in Frage.

• Die Art der Wechselwirkung wird nun wiederum über eine

  Zufallszahl bestimmt, über die kumulativen Wechselwirkungswahrscheinlichkeiten

• Zusätzlich zur Art der Wechselwirkung müssen dann noch die

  jeweiligen Parameter, wie etwa Richtungen und Energien,

  ausgewürfelt werden um die Wechselwirkung komplett zu

  beschreiben

• Somit kann Photonenprozesse komplett simuliert werden.

  • Problem: Photonenwechselwirkungen kommen nur selten vor, für brauchbare Statistik sehr viele Photonensimulationen notwendig

  • —> Energiedeposition erfolgt über die Elektronen. Neben Photonen müssen auch Elektronen simuliert werden!

• Folgende Wechselwirkungen müssen für Elektronen berücksichtigt werden:

  • Elastische Streuung eines Elektrons an einem Elektron

  • Bremsstrahlungserzeugung

  • Inelastische Streuung eines Elektrons an einem Elektron

  • elastische Streuung am Coulombfeld eines Atomkerns

  • (Kernwechselwirkungen)

• Diese Wechselwirkungen sind gut bekannt und können entsprechend modelliert werden.

• Problem: Elektronen haben auf kleinstem Raum viele Wechselwirkungen, Wahrscheinlichkeit für inelastischen Elektron-Elektron-Stoß bri ~ 1/W^2

  • viele kleine Stöße, große Zahl an Ww

• Lösung: alle Ww durchsimulieren

  • Verfahren: „detailed history“ oder „microscopic technique“

    • Nachteil: lange Rechendauer.

    • Vorteil: sehr gute Ergebnisse.

  • Alternative: Näherungsverfahren, z.B. „condensed history“ oder „macroscopic technique“.

    • Nachteil: mglw. Ungenauigkeiten.

    • Vorteil: kurze Berechnungsdauer

• Elektronenbahn wird nur in bestimmten Schrittweiten ermittelt

• Wechselwirkungen finden nur nach einer maximalen Schrittweite statt, oder wenn ein „katastrophales“ Ereignis stattfindet.

• Dadurch wird die Zahl der Teilchen, die man verfolgen muss, auf eine handhabbare Zahl reduziert

• Innerhalb eines simulierten Schrittes finden viele reale WW statt, die geeignet zusammengefasst werden.

• Dies funktioniert bei geeigneter Wahl der Parameter sehr gut, ist aber letztlich oft ein entscheidender Unterschied zwischen den Codes

• Genauigkeit der Methode geht weit über Anforderungen in Bestrahlungsplanung

  —> Detailwissen gegen Berechnungszeit aufgeben

  —> Vernachlässigung von nicht erforderlichem Wissen

• Range Rejection:

  • Wenn Elektronenenergie zu gering ist, um die nächste

    Geometriegrenze zu überqueren wird es sofort lokal deponiert.

  • Simulationen in großen Geometrien (Beschleuniger) beschleunigt werden, aber bei kleinräumigen Geometrien (Kammer) ist Vorsicht geboten

• Bis zu einem gewissen Grad können Teilchenschicksale „recycelt“, also erneut genutzt, werden

• Photonen machen nur wenige Wechselwirkungen machen

• wenn sie erzeugt werden, können sie „gesplittet“ werden, also mehrfach verwendet werden

• dabei erhält jedes „Teil-“Photon von n erzeugten Photonen ein

  Gewicht von 1/n

• meisten MC-Algorithmen für Teilchenphysik entworfen

• bilden Bereiche ab, die für Anwendung am Menschen nicht relevant

  —> Beschränkung auf Bereiche die im Menschen vorkommen können

• Vielzweckalgorithmen:

  • Energiebereich kaum eingeschränkt

  • Berechnungen zwischen 10 keV und 100 MeV möglich

• Strahlentherapie

  • Energien zwischen 200 keV und 18 MeV ausreichend

    —> Teilchenschicksale können früher beendet werden und führt zur Beschleunigung der Rechenzeit

• Für die Strahlentherapie nur menschliches Gewebe als

  Material interessant

• Wechselwirkungsparameter von Wasser, können skaliert mit der Gewebedichte, verwendet werden (Vereinfachung)

  —> schnelle Berechnung, da Wechselwirkungsparameter mit einer Funktion berechnet werden können und nicht in einer Tabelle nachgeschlagen werden müssen

• Problem: Berechnung von nicht menschlichem Gewebe nicht exakt (z.B. Metalle wie Prothesen oder Zahnkronen)

  —> bei Berechnungen in Phantomen zu beachten!

• Klinisch: IMRT/VMAT, Lungenbestrahlungen, Feldanschlüsse,

  Spezialtechniken, individuelle Endrahmen bei Elektronen,

  Strahlenschutzfragen

• Forschung: Dosimetrie, Proof-of-Principle von neuen Techniken, Planungsstudien

• Monte-Carlo Dosisalgorithmen haben insbesondere bei Lungenbestrahlungen Vorteile

• Die Algorithmen an sich sind auf 2-3% genau

• Es werden die physikalischen Wechselwirkungen simuliert

• Für medizinische Anwendungen beschränkt man sich auf menschliches Gewebe

• Mit modernen Rechnern sind die Berechnungszeiten klinisch akzeptabel

• MC heutzutage Goldstandard!

• Bestrahlung des Hirnschädels bei Hirnmetastasen

  • Palliative und adjuvante Strahlenbehandlung nach operativer Entfernung einer solitären Hirnmetastase

  • Zielvolumen: das gesamte Großhirn, der Hirnstamm und das Kleinhirn.

• Hüfte

• Extremitäten

• Palliative Bestrahlung von Metastasen der Wirbelsäule

  • Halswirbelsäule (HWS) oder

  • Lendenwirbelsäule (LWS)

• 2 gegenüberliegende Strahlenfelder

• Homogenisierung der Dosis durch Beiträge von 2 opponierenden Feldern —> Dosishomogenisierung in der Tiefe

• Relativ großer Bereich (3D) wird mit homogener Dosis abgedeckt

• Voraussetzung: gleichmäßig ‚dickes‘ Volumen

1. Definition/Überprüfung der Konturen

   • Evtl. Erstellen von Patientenaußenkontur (Skin/External)

   • Zu Beachten: Durchstrahltes Material (Maske,

     Maskenhalterung, Tisch, …) muss in einer der Konturen

     enthalten sein, da nur Dichten innerhalb von Konturen vom Dosisberechnungsalgorithmus berücksichtigt werden!

   • Möglichkeit zur automatischen Konturierung.

   • Metallclips oder –markierungen müssen nicht berücksichtigt werden.

2. Referenzpunkt setzen

1. Definition des ersten Feldes

   • Feld benennen (1.A01_G90)

   • Beschleuniger-Kopfmodell wählen: Elekta_Agility

   • IZ zunächst automatisch in den Schwerpunkt des Zielvolumens (PTV_Cerebrum) legen

2. Blendeneinstellungen (automatisch)

3. MLC

   • Zunächst automatisch (Create and edit ports, Felder 5-6 mm größer wählen als Projektion des PTVs)

   • dann evtl. manuell nachjustieren

4. Definition des Gegenfeldes

5. Blendeneinstellungen (Manuell anpassen / nachjustieren)

6. MLC (Automatisch / manuell anpassen)

1. Berechnungs-Grid (Überprüfen, bei Bedarf anpassen (3 mm))

2. Monte Carlo Dosisberechnung, alternativ Collapsed Cone

   • Dose to medium

   • Uncertainty: 1% per calculation

3. Dosisberechnung starten

1. Eingabe der Verschreibung / Dosierung (Prescription, z.B. 30 Gy (10 x 3 Gy)

2. Gewichtung der einzelnen Felder (Relativ / absolut (50% / 50%))

3. Anpassen der Isodosis-Visualisierung zur Evaluierung des

   Plans

   • ICRU-Evaluierung

   • Isodosenverlauf über 3D-Visualisierung

   • DVH

1. Definition eines weiteren Feldes (Ausgleichsfeld)

   • Kopie eines Feldes (G270)

   • Veränderung der MLC-Einstellungen zum Ausgleich von

     Überdosierungen

   • Evtl. Keilfilter und Kollimatordrehung verwenden.

2. Erneut Dosisberechnung, Gewichtung der Beams, Plan Evaluation, …

• Präoperative Strahlenbehandlung führt zu Downstaging und

  vermindert die Zahl der Lokalrezidive

  • Verbesserung der Resektabilität großer Tumoren

  • Wir derzeit nur bei grenzwertig operablen oder inoperablen Tumoren empfohlen.

• Postoperative Strahlentherapie ist bei Klassifikation T3, T4 oder N1-N3 indiziert

  • Senkt die Rate an Lokalrezidiven

• Simultane postoperative Radiochemotherapie wird heute als

  Standardbehandlung durch die Deutsche Krebsgesellschaft

  empfohlen

• Palliativer Wert der Strahlenbehandlung bei Beckenrezidiven

• Lymphknotenbefall

• Ausdehnung des Primärtumors

• Die Toleranzdosis stellt eine für ein Gewebe, Organ oder Körper möglichst nicht zu überschreitende Dosis dar, weil ansonsten mit irreparablen Schäden zu rechnen ist.

• Für Risikoorgane wird eine minimale und maximale Toleranzdosis definiert:

  • Die minimale Toleranzdosis (TD5/5) bezeichnet diejenige Dosis, die bei einem Patientenkollektiv unter Standardbehandlungsbedingungen nicht mehr als 5% schwere Komplikationen innerhalb von 5 Jahren nach der Behandlung hervorruft.

  • Die maximale Toleranzdosis (TD50/5) ist entsprechend die Dosis, die innerhalb von 5 Jahren zu höchstens 50% schweren Komplikationen führt.

• Rektum

  • Akute radiogene Proktitis (D > 25 Gy)

  • Spätfolgen oberhalb von 60 Gy (TD5/5); TD50/5 = 80 Gy

• Anus

  • Bestrahlung sollte vermieden werden

  • Ab D = 25-30 Gy entzündliche Reaktionen

• Haut

  • Schwere Strahlenreaktionen im Dammbereich bei tangentialer Bestrahlung der Genitalien und Leistenfalten

• Dünndarm

  • Radiogene Enteritis (4-17% bei postoperativer RT)

  • Dünndarmstenosen

• ZV 1. Ordnung: Region des Primärtumors oder postoperativ verbliebener Resttumor inkl. Sicherheitszone

• ZV 2. Ordnung: Umfasst den Primärtumor (Tumorbett), die benachbarten Lymphknoten und den Präsakralraum (Becken)

• ZV 3. Ordnung: Paraaortale Lymphknoten

• Dosisverteilung in der Brust bei Bestrahlung mit Tangentialfeldern wir durch Keilfilter optimiert.

• Orientierung der Keilfilter: transversal -> Optimierung der Dosisverteilung auch nur in transversaler Richtung möglich

• Longitudinale Dosisoptimierung durch ein weiteres Feld mit Keilfilter in cranio-caudaler Richtung.

• Durch Verwendung beider Keilrichtungen sind Dosisinhomogenitäten auf 95 – 110% begrenzbar.

• Voraussetzung ist eine 3-dimensionale Bestrahlungsplanung.

• Homogene Dosisverteilung im Zielvolumen

• Schonung des Mediastinums

• Minimale Strahlenbelastung der Lunge + Herz

• Verlässliche Dosis in den Mammaria-interna-Lymphknoten

• Exakte Feldanpassung zwischen benachbarten Feldern

• Einfach und reproduzierbare Einstellung

• Zielvolumen mit gekrümmter Oberfläche und unregelmäßiger

  Dicke!

• Lage des ZV nahe den Risikoorganen Haut, Mamma, Lunge und Herz.

• Daher empfiehlt sich die Nutzung von

  • Schräg einfallenden, isozentrischen, tangentialen Gegenfeldern mit Keilfilterkompensatoren

  • Mit i.d.R. 6 MV-Röntgenbremsstrahlung (je nach BMI der Patientin)

• Step & Shoot (S+S): Statischer MLC-Position, statischer Gantrywinkel

• Sliding Window (SW): Dynamische MLC-Bewegung, statischer Gantrywinkel

• VMAT: Dynamische MLC- und Gantrybewegung

• Die Zahl der Segmente pro Feld definiert den Grad der Dosis- Modulation

• IMRT-Bestrahlungsplanung ist ein inverses Problem:

  • Definition der ZV-Verschreibung und

  • Dosis-Constraints für die Risikoorgane werden im Vorfeld der Bestrahlungsplanung festgelegt.

• Optimierungsalgorithmus findet dann unter den gegebenen Nebenbedingungen (MLC-Spezifikation, max. Zahl der Segmente, min. Segmentgröße, …) die optimale Lösung für dieses Problem.

• Die Dosisbegrenzung von Normalgeweben/Risikoorganen wird in der Regel über Normalgewebe-Komplikations- Wahrscheinlichkeiten (NTCP, normal tissue complication probability) reguliert.

• Man unterscheidet zwei verschiedene Arten von Normalgeweben (NG):

  • Serielle NG: gleichen einer Kette, wenn ein Glied bricht, reißt die ganze Kette

  • Parallele NG: gleichen einem Seil, wenn eine Faser reißt bleibt dennoch die grundsätzliche Funktion des Organs erhalten

• Die Beeinträchtigung eines Risikoorgans (RO) hängt i.d.R. von den Dosisbeiträgen in entsprechenden Volumenanteilen ab. Die Kontrolle des Dosis-Volumen-Histogramms (DVH) für ein einzelnes RO hängt vom Volumeneffekt ab:

Der Volumeneffekt sagt, wie viel Volumen ausgespart werden muss, um etwas mehr Freiheit in höheren Dosisbereichen zu erzielen

• Min-/Max-DVH Constraints denkbar

• Besser: Quadratische Bestrafung von Überdosierungen

  • Quadratic overdose:

• 
  

  • Zur Vermeidung von Überdosierungen in OAR und PTV

• Evtl. Mehrere Volumenconstraints einfügen.

• Typ A: Algorithmen, die eine Änderung im Elektronentransport nicht berücksichtigen bzw. die Korrekturen nur anhand von 1D-Längenänderungen entlang eines Strahls durchführen

  • Punktdosisabschätzungen, Pencil Beam

• Typ B: Algorithmen berücksichtigen auch den Elektronentransport.

  • Collapsed-Cone Convolution (CC) Anisotropic Analytical Algorithm (AAA), …

• Typ C: Komplette Lösung der Strahlungstransportgleichung

  • Monte Carlo (MC) Linear Boltzmann Transport Equation (LBTE) z.B. Acuros

• Berechnung der benötigten Monitoreinheiten (ME) M durch für ein beliebiges Feld F(a,b):

  • Skalierung der Referenz-ME pro Gy abhängig von der äquivalenten quadratischen Feldgröße A auf

    • Abstand zur Quelle (Fokus-Oberflächen-Abstand, FOA)

    • Tiefe z

    • (radiologische) Tiefe im Phantom r

    • Verordnete Dosis D

• M(A,r) erlaubt für den Fall irregulärer Felder eine Berechnung der Monitoreinheiten (ME) = Strahlendosis pro Fläche

• Bestimmung der äquivalenten quadratischen Feldgröße A:

  • Umrechnung rechteckiger Bestrahlungsfelder in quadratische Felder, deren Tiefendosiskurve gleich ist über die Sterling-Formel

• Korrektur für Patientenkontur: Erforderlich für schrägen Strahleinfall oder irreguläre Oberflächen

• Inhomogenitäten: Dichteunterschiede im Vergleich zu Wasser (z.B. Lunge oder Knochen)

Zwei Möglichkeiten, dieses Problem zu lösen:

• Korrektur durch rechnerische Methoden

• Nutzung von Keilfiltern zur Kompensation der schrägen Oberflächen

• Korrekturmethoden:

  • SSD-Methode (SSD=source surface distance)

  • TMR-Methode (TMR=tissue maximum ratio)

  • Isodosen-Shift

• Fehlende Gewebeschicht der Dicke h

• Absorbierende Gewebeschicht: Dicke d-h

• Dosis im Tumor wird über das Abstandsquadratgesetz abgeschätzt

• Dosis-Korrekturfaktor:

• Annahme: Streubeiträge der Dosis aus der Umgebung sind in den Punkten A und B annähernd gleich

• Dosis D im Punkt A kann direkt aus Tabellen bestimmt werden

• In Punkt B fehlt die Absorption der Schichtdicke h

• Korrektur der Dosis über das Verhältnis der TMR-Werte in der Tiefe d-h und d:

• Dosis D wird auf einer vertikalen Linie verschoben um k · h

• h ist die Dicke des fehlenden Gewebes

  • ℎ > 0: Isodose wird weiter weg geschoben

  • ℎ < 0: Isodose wird Richtung Quelle verschoben

• k ist ein energieabhängiger Faktor:

  • k = 0.7 für Co60 bis 5 MV

  • k = 0.6 für 5-15 MV

  • k = 0.5 für 15-30 MV

• Die Genauigkeit der Dosisberechnung im Fall von kleinen Strahlenfeldern und großen Dichteunterschieden (z.B. SBRT i.d. Lunge) hängt vom Typ des Algorithmus ab.

• Typ A Dosisberechnungsalgorithmen sind nicht geeignet für klinische Bestrahlungsplanung im Bereich der Lunge (Fehler von ca. 20-30%)

• Typ B und C Algorithmen zeigen geringere Abweichungen (5-10%)

• Zur Berücksichtigung von Positionierungsungenauigkeiten müssen bei sehr sensiblen Risikoorganen PRVs (planning risk volumes) berücksichtigt werden (Myelon, Hirnstamm, evtl. Sehnerven)

• Besondere Handhabung bei Überschneidung mit dem PTV:

  • biologische Komplikationsmodelle (seriell, parallel) OK

  • DVH-Constraints müssen angepasst werden

• Verbesserung der Dosis-Wirkungs-Beziehung durch Nutzung höherer Einzeldosen

  • Einstellige Zahl an Fraktionen

  • Dosis pro Fraktion > 3 Gy

1. akkurates nodales Staging mit [18F]-FDG PET/CT

2. 4D-CT (atemgetriggert), um eine individuelle Bestimmung des ateminduzierten Tumorbewegung und eine systematische Integration dieser Bewegungsinformation in die RT Planung zu ermöglichen

3. Hochkonformale Bestrahlung aus vielen verschiedenen Richtungen, um die Bestrahlungsdosen auf den Tumor zu konzentrieren

4. Mittels täglicher Bildgebung im Bestrahlungsraum (planare Röntgenaufnahmen, CBCT, Spiral-CT, MRT) lassen sich Positionsänderungen des Lungentumors im Vergleich zur Bestrahlungsplanung erkennen und die Bestrahlung kann angepasst werden

a. peripheres, bioptisch gesichertes NSCLC (non-small-cell lung carcino-ma)

b. FDG-PET zum Staging mit PET-positiver Raumforderung

c. Hochkontomale Bestrahlungsplanung

d. Dosisverteilung in der Bestrahlungsplanung: Die hohen Bestrahlungsdosens sind auf den Tumor begrenzt (sagittale Darstellung)

e. Anvisieren des Tumors vor der Bestrahlung über CT-Bildgebung am Bestrahlungsgerät

f. Nachsorge mit fibrotischem Restbefund nach Körperstereotaxie

• Fraktionierung je nach Größe und Lage des Zielvolumens:

  • 1 x 26 Gy

  • 3 x 18 Gy

  • 8 x 7,5 Gy

  • 10 x 5,5 Gy

• Ergebnisse beim nichtkleinzelligen Lungenkarzinom (NSCLC), Stadium I:

  • Tumorkontrolle > 90% bei biologisch äquivalenten Dosen (BED) > 100 Gy

• Erlaubt eine Normierung der Verschreibungsdosis auf Normo- Fraktionierung (z.B. D = 2 Gy)

• Die Wahl des Dosisberechnungsalgorithmus spielt v.a. in der Lungen SBRT eine große Rolle!

• Craniale Stereotaxie

  • Einzeitstereotaxie von Hirnmetsatasen: Stereotactic Radiosurgery (SRS)

• Körperstereotaxie

  • Stereotactic Body Radiotherapy (SBRT)

  • Stereotactic Ablative Body Radiotherapy (SABR)

• Name: Stereo = fest, hart, starr; Taxis = Ordnung

• Abschattung der finiten Photonenquelle ab einer bestimmten minimalen Feldgröße

• Konsequenz:

  • Überlappende Halbschatten

  • Reduzierter Output bei weiterer Feldverkleinerung (< 4x4 cm²)

• Verschreibung einer umschließenden Isodosislinie, bzw. eines relativen Volumens, das von dieser umschlossen sein soll.

• Entspricht einer umschließenden „Minimaldosis“.

• Überdosierung im Zentrum wird in Kauf genommen / gewünscht.

• Keine homogene Dosisverschreibung!

• Verschreibung Dokumentieren

• Evaluation PTV analog ICRU83

  • D_50%

  • D_98%

  • D_2%

• OARs entsprechend klinischer Vorgabe

• Voraussetzung: Kenntnis der μ-map (Schwächungskarte): Bildmatrizen der linearen Schwächungskoeffizienten für die entsprechende Energie

• Transmissionsmessung mit Linienquellen

• CT: Wandlung der HU in μ-Werte

• Analytische Lösung nicht möglich! deshalb iterative Rekonstruktion

• Biodistribution: zeitliche und örtliche Veränderung der Verteilung infolge biologischer Prozesse

• Biokinetik: nur zeitliche Änderungen

• S-Werte sind tabelliert für Standardgeometrien:

  • Erwachsene (Frau, Mann)

  • Kind (15a, 10a, 5a, 1a)

  • Neugeborenes

  • Schwangere (3, 6, 9 Monate)

• Auswahl in OLINDA

  • Nuklidauswahl

  • Modelauswahl (Kind, Erwachsene, Schwangere, Neugeborenes)

  • Zerfälle in Quellorgane

• Exakte Bestimmung (Messung!)

  • der Aktivitätsmengen im Zielorgan

  • der Aktivitätsmengen in strahlenempfindlichen Organen

  • Zeit-Aktivitäts-Kurven (TAC)

• Unterscheidung

  • prätherapeutisch: Ersatz des therapeutischen Radiopharmakons (Abbildung an Gammakameras, Messonden oder PET)

  • intratherapeutisch: direkte Beobachtung der Therapiepharmaka (direkt über Gammastrahlung (131-I,223-Ra), indirekt über Bremsstrahlung (90-Y))

• 99_Tc-Szintigraphie und Sonographie zur Diagnostik und Volumenbestimmung

• Radioiodtest

  • maligne Erkrankungen: Testkapsel mit I-131 Aktivität (10-500MBq), tägliche Messungen (Iodaktivität in SD und Ganzkörper)

  • benigne Erkrankungen: Bestimmung Iod-Uptares in SD bzw. Zielvolumen, I-131 Testaktivität (1-5MBq) —> Messung Aktivität in SD Restkörper, aus Zeit-Aktivitäts-Kurve lassen sich Uptake und effektive HWZ bestimmen

• eigentliche Therapie

  • Gabe Therapiekapsel I-131

    • Resorption im Magen-Darm-Trakt und Anreicherung in Schilddrüse

    • Messung Aktivität in Schilddrüse und Restkörper —> Dosisberechnung

  • Bestimmung der effektiven Dosis aus aktuellen Messwerten unter Berücksichtigung der biologischen HWZ zur Schätzung des Entlassdatum