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46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik
(DGMP) e. V.
9.–12. September 2015
Philipps-Universität Marburg
Hörsaalgebäude Biegenstraße 14
35037 Marburg
Tagungsleitung
Prof. Dr. rer. medic. Martin Fiebich
Technische Hochschule Mittelhessen
Institut für Medizinische Physik und Strahlenschutz Gießen
Prof. Dr. rer. nat. Klemens Zink
Technische Hochschule Mittelhessen
Institut für Medizinische Physik und Strahlenschutz Gießen
Universitätsklinikum Gießen-Marburg
Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie
Medizinische wissenschaftliche Leitung
Prof. Dr. med. Rita Engenhart-Cabillic
Direktorin Universitätsklinikum Gießen-Marburg
Klinik für Strahlentherapie
Editors: Prof. Dr. rer. medic. Martin Fiebich
Prof. Dr. rer. nat. Klemens Zink
ISBN: 978-3-9816508-8-4
46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) e. V.
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3
Inhaltsverzeichnis
Audiologie I ......................................................................................................................................................................... 12
1
Synthese akutischer Umgebungen die Evaluierung ................................................................................................. 12
2
Wiedergabe räumlicher Klangszenen in Ambisonics – Plausibel oder messtechnisch exkat? ................................ 13
3
Creation and rendering of interactive virtual acoustic environments for audiology – requirements and limitations . 14
Session 1 – Partikeltherapie I: dosimetrische und biologische Aspekte ..................................................................... 15
4
Einführungsvortrag – Trends in dosimetry for particle therapy ................................................................................. 15
5
Das Qualitätssicherungssystem der Universitäts-Protonen-Therapie Dresden ....................................................... 16
6
What can we learn from preclinical dose-response studies in carbon ion radiotherapy? ......................................... 18
7
Modellbasierte Analyse der potenziellen Vorteile relevanter Ionen für die Partikeltherapie..................................... 19
8
Planungsstudie zur nicht-invasiven Ablation von Herzrhythmusstörungen mit einem gescannten Kohlenstoffstrahl
................................................................................................................................................................................. 20
Session 2 – Funktionelle und molekulare Bildgebung I ................................................................................................. 22
9
Einführungsvortrag – 3D, 4D…oder wie die CT laufen lernte .................................................................................. 22
18
10 Untersuchung pharmakokinetischer Modelle zur Beschreibung des CB1-Rezeptorliganden [ F]MK-9470 ........... 24
11 Nanopartikel für die medizinische Bildgebung .......................................................................................................... 26
12 Optimising safety, production and application conditions of PASADENA PHIP of hydroxyethylacrylate in medical
scanner environment for animal experiment ............................................................................................................ 27
Session 3 – Computertomographie I ................................................................................................................................ 28
13 Einführungsvortrag – CT-Update .............................................................................................................................. 28
14 Ein einheitliches Konzept zur Dosimetrie bei CT-Aufnahmen mit und ohne Tischbewegung .................................. 29
15 Strahlenexposition von Patienten bei Standard-CT Untersuchungen ...................................................................... 32
16 All-optical, low divergence Thomson radiation source via laser plasma accelerator ............................................... 33
17 Kommissionierung eines Monte-Carlo basierten Modells zur Simulation der Röhrenstrommodulation im CT ........ 34
Session 4 – Dosimetrie I: 2D-Dosimetrie und klinische Dosimetrie .............................................................................. 38
18 Quantitative Dosismessungen mit einem Speicherfoliensystem in Feldern für die externe Strahlentherapie ......... 38
19 Online-Dosisverifikation mit einem Transmissionsdosimetriesystem – klinische Kommissionierung und Evaluation
................................................................................................................................................................................. 42
®
20 A special technique for GafChromic EBT3 film dose calibration for low energy X-rays ......................................... 43
21 Verifikation der Hautdosis bei strahlentherapeutischer Behandlung oberflächennaher Tumoren ........................... 46
22 Elektronen, Tiefendosiskurven, Bolusmaterial, MU und Co. .................................................................................... 47
90
23 Populationsbasierte Modellierung verbessert die Planung der Y-anti-CD66 Radioimmuntherapie für
Leukämiepatienten ................................................................................................................................................... 51
Session 5 – MR-Bildgebung I: Kardio- und Lungenbildgebung .................................................................................... 53
24 Einführungsvortrag – high-density array coil design for accelerated MR-imaging ................................................... 53
25 Effiziente EKG-freie MR-Herzbildgebung für klinische Diagnostik und präklinische Forschung .............................. 54
26 Design-Optimierung und Evaluation einer 64-Kanal-Array-Spule zur beschleunigten MR-Bildgebung des Herzens
bei 3 Tesla ................................................................................................................................................................ 58
27 Bronchodilatation effect on alveolar oxygen partial pressure and gas exchange rate in asthma patients measureh
3
with hyperpolarized He MRI: first results of a clinical study.................................................................................... 62
28 Relaxationsraten-Dispersion über Inter-Echo-Zeit zur Lungengerüst-Mikrostruktur-Evaluation .............................. 63
Session 6 – Qualitätssicherung in der Strahlentherapie ................................................................................................ 65
29 Einführungsvortrag – DIN-Normen zur Qualitätssicherung in der Strahlentherapie ................................................. 65
30 Routine analysis of trajectory log files: fraction by fraction QA reporting in Mosaiq ................................................. 67
4
31 Dosimetrie mit EPIDs für VMAT-Bestrahlungen mit hochauflösendem MLC – Analyse und Vergleich mit einem
Ionisationskammerarray ........................................................................................................................................... 69
32 Maschinenbezogene Qualitätssicherung an Linearbeschleunigern im Hinblick auf VMAT – Einfluss verschiedener
Parameter auf die Planqualität ................................................................................................................................. 71
33 Linac QS nach DIN 6847-5 mit einem EPID, Antilope – eine Analyse-Software zur automatisierten Auswertung
und Protokollierung mit Web-User-Interface ............................................................................................................ 73
34 Untersuchung der Sensitivität der DAVID-Kammer für Blendenfehler bei Ausstattung mit einer zweiten, um 90°
gedrehten Detektorebene ........................................................................................................................................ 77
Audiologie II ........................................................................................................................................................................ 79
35 Der neue Standard MPEG-H zur Speicherung und flexiblen Wiedergabe von 3D-Audio ........................................ 79
36 Virtuelle Hörumgebung zur Erfassung von Schallquellenlokalisation bei Normalhörenden und Hörgeschädigten . 80
37 Echtzeit-Simulation und Wiedergabe komplexer Schallfelder für Hörgeräteträger .................................................. 82
Session 7 – Brachytherapie/IORT I: Bestrahlungsplanung ............................................................................................ 83
38 Einführungsvortrag – neue Bestrahlungsplanungsalgorithmen in der Barchytherapie und deren klinische
Implementierung anhand eines klinischen Beispiels ............................................................................................... 83
39 Neue TG43-Basisdaten für den Nucletron Afterloader – Vergleich der alten und neuen radialen Dosisfunktion mit
Messungen ............................................................................................................................................................... 85
40 Erfahrungen mit einem DVT-Index zur Plausibilitätsprüfung für 3D-geplante Brachytherapiepläne mit willkürlichem
Zielvolumen .............................................................................................................................................................. 87
41 RayStretch, a simple analytical method for heterogeneity corrections in low dose rate brachytherapy .................. 88
Session 8 – Funktionelle und molekulare Bildgebung II: methodische Grundlagen .................................................. 90
42 Performance evaluation of SPECT component of Albira trimodal PET/SPECT/CT system .................................... 90
43 Leistungsbewertung der PET-Komponente des trimodalen Albira PET/SPECT/CT Systems ................................. 92
44 Einfluss der Software unterschiedlicher Hersteller auf die Quantifizierung von FDG-PET/CT-Datensätzen ........... 93
45 Automatische Organsegmentierung in präklinischen 4D PET/CT Bildern................................................................ 96
46 Ein Verfahren zur automatischen Auswertung von hochaufgelösten fMRT Daten der Fingerspitzen-Somatotopie
im primären sensorischen Kortex für Big Data Projekte .......................................................................................... 98
47 Optimierung der Röntgenfluoreszenzbildgebung mit Gold-Nanopartikeln für die medizinische Diagnostik .......... 101
Audiologie III ..................................................................................................................................................................... 105
48 Alltägliche Hörumgebungen: Eigenschaften, Häufigkeit und Relevanz ................................................................. 105
49 Anwendung realitätsnaher virtueller Hörumgebungen in der audiologischen Forschung ...................................... 106
Young Investigator Forum ............................................................................................................................................... 107
50 Pulse powered gantry system concept for proton therapy with laser-driven beams .............................................. 107
51 Renal BOLD MRI with prospective motion correction ............................................................................................. 109
52 Magnetresonanztomographie (MRT)-geführte Strahlentherapie: Konzept zur Dosis-Adaptation basierend auf
fraktionellen MRT-Bilddaten mittels Bildregistrierung ............................................................................................ 112
53 CBCT dose recalculation strategies to support adaptive IMRT and IMPT of head and neck cancer patients ....... 115
54 Magnetic particle imaging – initial results of a murine small cell lung cancer model study .................................... 117
55 matRad - Open Source Toolkit für biologische Bestrahlungsplanung mit Kohlenstoff Ionen ................................. 119
Audiologie IV ..................................................................................................................................................................... 123
56 Anwendung virtueller Akustik in der Sprachaudiometrie ........................................................................................ 123
57 Binaurale Sprachverständlichkeitsmodellierung in virtueller Akustik ...................................................................... 124
Session 9 – Dosimetrie II: dosimetrische Basisdaten und Monte-Carlo..................................................................... 125
58 Absoluter Benchmark von Strahlungstransportrechnungen für die Dosimetrie in der Strahlentherapie ................ 125
59 Dosimetrie kleiner Photonenfelder Ausgleichsfilter-freier Linearbeschleuniger ..................................................... 128
60 Messung der Volumeneffekt - Korrektion hochauflösender Detektoren für die Photonendosimetrie..................... 131
5
61 Theoretische Beschreibung der Sättigungskorrektur von Ionisationskammern in gepulsten Strahlungsfeldern
verschwindender Pulsdauer und beliebiger Pulsfrequenz ..................................................................................... 132
Session 11 – Adaptive und bildgeführte Strahlentherapie I ......................................................................................... 133
62 Analyse der Tumorbewegung von Lungentumoren bei verschiedenen Atemvorgaben ......................................... 133
63 Genauigkeit und Grenzen der roboter-, gimbal- und MLC-basierten Radiochirurgie mit EchtzeitBewegungskompensation ...................................................................................................................................... 136
64 Geometric and dosimetric validation of dose distributions in a dynamic anthropomorphic lung phantom using
dosimetry gel .......................................................................................................................................................... 139
65 Multimodales, anthropomorphes und deformierbares Beckenphantom zur Untersuchung der Unsicherheiten bei
MRT-geführter Strahlentherapie ............................................................................................................................ 140
Session 12 – Bestrahlungsplanung I .............................................................................................................................. 142
66 Einführungsvortrag – Bestrahlungsplanung ............................................................................................................ 142
67 Ganzkörperbestrahlungen mit TomoDirectTM – Einfluss verschiedener Planparameter auf die Planqualität....... 144
68 Non-koplanare IMRT – Winkelabhängigkeiten bei gestreckten eingebetteten Risikoorganen .............................. 147
69 Vergleich unterschiedlicher Bestrahlungstechniken mit simultan-integriertem Boost (SIB) bei Mammakarzinom 149
70 Bestrahlungszeiten bei der mARC-Technik – ein Überblick über Operationslimits und Planparameter ................ 152
71 Optimisation of plan delivery efficiency of intensity modulated proton plans with prioritised optimizsation ........... 155
Session 13 – Laserbeschleunigte Protonen .................................................................................................................. 158
72 Einführungsvortrag – Laser-driven ion acceleration – current status and future perspectives ............................. 158
73 Experimental characterisation of a novel, compact high-field beamline for application in laser-driven ion beam
therapy ................................................................................................................................................................... 159
74 Correction of the LET dependence of radiochromic films for application in low-energy laser-driven proton
irradiation................................................................................................................................................................ 160
75 Monte-Carlo studies for the development of laser-driven proton radiography ....................................................... 162
Session 15 – Brachytherapie/IORT II: Dosimetrie ......................................................................................................... 163
76 Phantom zur Filmdosimetrie von Ruthenium-106 Augenapplikatoren ................................................................... 163
77 Präzise Vermessung von Mikrokollimatoren für die Augentumor-Brachytherapie mittels kleiner PEN-basierter
Szintillationsdetektoren .......................................................................................................................................... 167
192
78 Practical determination of the mean photon energy ĒF within an inhomogeneous phantom at a Ir GammaMed
Plus unit using a twin-detector method .................................................................................................................. 168
79 Simulation wasseräquivalenter Phantommaterialien für die Brachytherapie ......................................................... 171
80 Interstitielle Teilbrustbestrahlung – erste Ergebnisse mit der MOSFET in vivo Dosimetrie ................................... 173
81 Robotergestützte Freiformflächenbestrahlung mit niedrig-kV-Röntgenstrahlung ................................................... 176
Session 16 – Partikeltherapie II: Bestrahlungsplanung und Bildgebung ................................................................... 179
83 Ermittlung eines notwendigen distalen Sicherheitssaums unter Berücksichtigung von Blickwinkeln und
Gewebeeigenschaften in der Protonentherapie von Aderhautmelanomen .......................................................... 183
84 Korrekturfaktoren für die Elektronendichte-basierte Reichweitenvorhersage in der Protonen- und
Ionenstrahltherapie ................................................................................................................................................ 186
85 Clinical implementation of dual-energy computed tomography (DECT) for treatment planning on pseudomonoenergetic CT scans (MonoCT) in particle therapy ........................................................................................ 187
86 Helium-Radiografie mit einem kompakten Halbleiterdetektor: erste Messergebnisse ........................................... 190
87 A systematic Monte-Carlo study of the influence of different acquisition and detector parameters on the image
quality of carbon ion radiography and tomography using a range telescope ........................................................ 192
Session 17 – Stereotaxie und Radiochirurgie ............................................................................................................... 193
88 Einführungsvortrag I – DIN 6809-8: Dosimetrie kleiner Photonen- Bestrahlungsfelder ......................................... 193
89 Verifikation der berechneten Monitor-Einheiten bei der intrakraniellen Radiochirurgie mit einem Cyberknife....... 195
90 Eigenschaften und Stabilität des ersten kommerziellen MLCs für ein robotergestütztes Bestrahlungssystem ..... 197
6
91 Eine neue und effizientere Methode für die Irisblenden-QA des Cyberknife .......................................................... 198
92 Einführungsvortrag II – Physikalische Aspekte der Stereotaktischen Bestrahlung von Lebertumoren ................. 200
93 Quantification of inter- and intra-fractional motion of lung tumor patients using multiple four-dimensional computed
tomographies ......................................................................................................................................................... 202
Session 20 – Strahlenschutz ........................................................................................................................................... 204
94 Einführungsvortrag – Role of medical physicist in medicine (with a special focus on the role in radiation
diagnostics) ............................................................................................................................................................ 204
95 Implementierung eines stereotaktischen GanzkörperRöntgensystems in der Orthopädie .................................... 206
96 Untersuchungen zur Strahlenexposition des radiologisch tätigen Personals bei der Radiographie von Heimtieren,
Reptilien sowie Zier- und Wildvögeln ..................................................................................................................... 211
97 Vergleichende Untersuchung dreier Ortsdosimeter auf ihre Eignung zur Messung in gepulsten Feldern ............ 213
98 Pränatale Dosisberechnung von CT-Untersuchungen im voxellierten Phantom ................................................... 216
99 Die Hodenkapsel als effektives Strahlenschutzmittel in der Computertomographie .............................................. 219
Session 21 – Dosimetrie III: Detektoren ......................................................................................................................... 221
100 Beiträge zur Untersuchung des dosimetrischen Verhaltens verschiedener Festkörperdetektoren ....................... 221
60
101 Untersuchungen zur Bestimmung der Kammerstörfaktoren im Co Strahlenfeld mittels Monte-Carlo-Simulationen
............................................................................................................................................................................... 224
102 Bestimmung der mittleren Photonenenergie am CyberKnife mit Hilfe der Zweikammermethode ......................... 226
103 Experimentelle Bestimmung des Gesamtstörfaktors von zylindrischen Ionisationskammern in klinischen
Elektronenfeldern ................................................................................................................................................... 228
104 Effektive Messpunktverschiebung und Gesamtstörungsfaktor p von Flachkammern in hochenergetischer
Photonenstrahlung ................................................................................................................................................. 230
105 Untersuchung des Füllfaktors zweidimensionaler Ionisationskammer-Arrays ....................................................... 234
Session 22 – Computertomographie II ........................................................................................................................... 237
106 Experimenteller Computertomograph – Technik, Methodik und Einsatzerfolge .................................................... 237
107 Genügt der neue Pro-MAM Gold mk II Mammografie- Prüfkörper den Anforderungen der EPQC? ..................... 242
108 Computertomographie mit photonenzählenden Detektoren – Verbesserung der Materialzerlegung durch
Optimierung des Röhrenspektrums ....................................................................................................................... 244
109 Streueffekte in der Cone-Beam Computed Tomography ....................................................................................... 248
110 Metallartefaktreduktion in der Computertomografie unter Nutzung von Computer-Aided Designdaten metallischer
Implantate als Vorinformation ................................................................................................................................ 251
111 Eine Monte-Carlo basierte Methode zur Streustrahlenartefaktreduktion in der Brust-Computertomografie .......... 253
Session 23 – Dosimetrie IV: Detektoren/kleine Photonenfelder .................................................................................. 255
112 Dosimetrie kleiner Photonen-Felder nach DIN 6809-8 (2014) ............................................................................... 255
113 Untersuchung der dosimetrischen Eigenschaften des Szintillationsdetektors Exradin W1.................................... 258
114 Bau und Erprobung von Ionisationskammern zur Untersuchung des Volumeneffektes ........................................ 261
115 Bestimmung des Korrektionsfaktors k q’ unter Nichtreferenzbedingungen für TomoHD ......................................... 265
116 Einfluss der Neutronenkontamination hochenergetischer Photonenfelder auf die Dosimetrie .............................. 268
Session 24 – MRT und MRS II: Neurobildgebung ......................................................................................................... 270
117 Einführungsvortrag – The value of advanced MR spectroscopy methods – a clinical and a neuroscientific
perspective ............................................................................................................................................................. 270
118 Interregionale Zusammenhänge zwischen den erregenden und hemmenden Neurotransmittern Glutamat und
GABA im menschlichen Gehirn ............................................................................................................................. 271
119 Mapping magnetic susceptibility and R2* across the cerebral cortex reveals insights into tissue composition ..... 274
120 Deep gray matter segmentation with FIRST in abnormal brain anatomy – an improved segmentation pipeline .. 277
121 Belastungsinduzierte Akquisition spirometrischer und spektroskopischer Parameter ........................................... 279
Session 26 – Partikeltherapie III: in vivo Verifikation.................................................................................................... 282
7
122 Einzelteilchen-Messungen in therapeutischen Helium-Strahlen ............................................................................ 282
123 Korrelation zwischen Position des Bragg-Peaks und Spektrum prompter Gammastrahlung in der Protonentherapie
............................................................................................................................................................................... 284
124 Reichweiteverifikation bei der Protonentherapie mit einer Prompt-Gamma-Schlitzkamera – Auf dem Weg zur
klinischen Anwendung ........................................................................................................................................... 286
125 Determination of the photon hit position in the monolithic absorber of a Compton camera ................................... 288
126 A fast analytical approach for prompt gamma and PET predictions in a TPS for proton range verification........... 290
127 Ionoacoustics – Optimizing data analysis and experimental setup towards application at clinical energies ......... 292
Session 27 – Bestrahlungsplan II: biologische Bestrahlungsplanung ....................................................................... 293
127a Einführungsvortrag – Biologische Bestrahlungsplanung ....................................................................................... 293
128 Biologisch-geführte Optimierung von IMRT-Bestrahlungsplänen: Untersuchung der Robustheit am Beispiel
Prostata und Vergleich mit Tomotherapie .............................................................................................................. 296
129 4D Dose calculation in Pinnacle³ ............................................................................................................................ 300
130 Effects of geometrical uncertainties on dose distribution parameters in whole breast radiotherapy – robustness
assessment of hybrid intensity modulated radiotherapy plans .............................................................................. 302
131 Patient based treatment planning accuracy peptide receptor radionuclide therapy in a physiologically based
pharmacokinetic-using model ................................................................................................................................ 305
Session 28 – Adaptive und bildgeführte Strahlentherapie II ........................................................................................ 307
132 Clinical study to evaluate an optical surface imaging system to correct setup errors in fractionated radiation
therapy in different treatment locations .................................................................................................................. 307
133 Utilizing a time-of-flight camera combined with a moveable virtual patient model to monitor and verify patient
position in radiotherapy .......................................................................................................................................... 308
134 Lagerungsgenauigkeit für HNO- und Prostata-Patienten bei drei verschiedenen on-board Bildgebungssystemen
............................................................................................................................................................................... 310
135 Bewertung eines adaptiven Bestrahlungsplanungskonzeptes für Prostatabehandlungen mit einem gescannten
Kohlenstoffstrahl .................................................................................................................................................... 312
Bestrahlungsplanung I ..................................................................................................................................................... 313
P1 Stabilität der relativen Goldmarkerpositionen über den Verlauf der bildgeführten Strahlentherapie vom
Prostatakarzinom ................................................................................................................................................... 313
P2 Bewegung eines Elekta Electronic Portal Imaging Device (EPID) bei Gantryrotation ........................................... 314
P3 Re-irradiating spinal column metastases using IMRT or VMAT with and without flattening filter - a treatment
planning study ........................................................................................................................................................ 317
P4 Evaluierung einer automatischen Planung bei Lungenstereotaxien ....................................................................... 320
P5 Planungsstudie zur Bestrahlung von Hypopharynx-Karzinomen mit flacher und flächungsfilterfreier
Photonenstrahlung mittels mARC- und IMRT-Technik .......................................................................................... 322
P6 Vergleich der Monte-Carlo Dosisberechnung des Planungssystems Monaco mit einer auf Geant4 basierenden
Monte-Carlo Berechnung und Evaluation anhand von Messungen ...................................................................... 325
P7 Quantifizierung dosimetrischer Unsicherheiten nach Anwendung eines neuartigen Algorithmus zur iterativen
Metallartefaktreduktion (iMAR) .............................................................................................................................. 328
P8 Evaluation der unabhängigen Plankontrolle mit Mobius3D bei der Verwendung der Dosisberechnungsalgorithmen
AAA und AcurosXB in der Therapieplanung .......................................................................................................... 329
P9 Clinical validation of a knowledge based radiation therapy (KBRT) treatment planning algorithm for the prostate
............................................................................................................................................................................... 337
P10 Dose output dependence on field size and spot spacing in scanned proton therapy – a comparison of
measurements with TPS and MC calculations ...................................................................................................... 338
P11 A virtual photon source model of a linear accelerator for Monte-Carlo dose calculation ....................................... 340
Bestrahlungsplanung II .................................................................................................................................................... 341
P12 Radiobiological parameter based study for lung cancer patients using IMRT and VMAT ..................................... 341
P13 mARC-Planung in Philips Pinnacle – Konversion aus SmartArc............................................................................ 343
8
P14 Entwicklung eines virtuellen Energiefluenzmodells für ein Röntgengerät zur Kleintierbestrahlung ....................... 346
P15 Effect of noise in PET-based treatment planning for peptide receptor radionuclide therapy – the variability of
biodistribution prediction ........................................................................................................................................ 348
P16 Untersuchung des Einflusses von CT Rekonstruktionsartefakten auf die Bestrahlungsplanung von
intensitätsmodulierten Bestrahlungen .................................................................................................................... 350
P17 Evaluation einer automatisierten Generierung von Backup-Bestrahlungsplänen für helikale Tomotherapie ........ 352
P18 Verkürzung der Bestrahlungszeiten von Step&Shoot-IMRT-Plänen an Artiste-Beschleunigern durch Optimierung
der Segmentierung ................................................................................................................................................. 355
P19 Fehlerabschätzung durch Absorption von Metallimplantaten bei der CT-basierten Bestrahlungsplanung ............ 356
P20 Dosimetric evaluation of VMAT planning for Elekta Agility using Varian planning system ..................................... 359
P21 Ganzkörperbestrahlung – Umstellung der Bestrahlungstechnik nach Gerätetausch ............................................. 360
Brachytherapie/Stereotaxie ............................................................................................................................................. 361
P22 Validierung der Haltepunkte im Ring-Stift Applikator mit dem SRS1000 Array ...................................................... 361
P23 Filmdosimetrie und Monte-Carlo Berechnung von Brachytherapiefeldern bei normalen und silikonöl-gefüllten
Augen ..................................................................................................................................................................... 363
P24 Optimierungsuntersuchungen zur Augentumor – Brachytherapie .......................................................................... 366
P25 Determination of the ion recombination correction factor for intraoperative electron beams ................................. 368
P26 Vergleich der Dosisberechnungsalgorithmen AcurosBV und TG-43 mit Monte Carlo Simulation im Bereich der
HDR-Brachytherapie .............................................................................................................................................. 369
P27 On an individualized QA methodology in stereotactic radiosurgery by the use of 3D-printing technology and
polymer gel dosimetry ............................................................................................................................................ 372
P28 Photogrammetrische Verifikation der Einstellgenauigkeit geplanter Zielpunktskoordinaten mittels stereotaktischem
Zielsystem .............................................................................................................................................................. 374
P29 Adaption eines Mikro-MLC an einen Linearbeschleuniger Elekta Versa HD für radiochirurgische Bestrahlungen
kleiner Zielvolumina im Gehirn mit 6MV Photonen mit und ohne Ausgleichskörper ............................................. 377
Dosimetrie I ....................................................................................................................................................................... 380
14
P30 Prognostic assessment of the effective dose in a human ADME study (mass balance study) with a Cradiolabeled compound: use of animal and human data as well as recent ICRP guidelines ................................ 380
P31 Ein Vergleich der Algorithmen AAA und Acuros bezüglich der mit in vivo Alanin/ESR Dosimetrie gemessenen
Dosisbelastung der kontralateralen Bestrahlungsseite bei Mamma-Ca Patientinnen ........................................... 381
P32 Experimentelle Bestimmung von k Q- und kE-Faktoren des PTW 60019 microDiamond Detektors ........................ 383
P33 Physiologisch basierte pharmakokinetische (PBPK) Modellierung ist entscheidend in der Therapieplanung von
Leukämiepatienten ................................................................................................................................................. 387
P34 Commissioning of a 6MV Elekta Versa HD beam model for COMPASS Quality Assurance in conjunction with the
new Dolphin® transmission detector ..................................................................................................................... 388
P35 Laterales Ansprechvermögen unterschiedlicher kleinvolumiger Sonden ............................................................... 390
P36 Photon energy dependence and radiation quality correction factors k Q,M of PTW semiflex 31010 and the newly
designed version T31021 – Monte-Carlo results and experimental validation ...................................................... 394
Dosimetrie II ...................................................................................................................................................................... 398
P37 Vergleich der synthetischen Diamantsonde TM 60019 mit anderen PTW Kleinfeldsonden bei 6 MV
Photonenenergie .................................................................................................................................................... 398
P38 Charakterisierung der Photonen-Energieverteilung inner- und außerhalb des Strahlenfeldes eines CT-Scanners
zur Dosiskorrektion ................................................................................................................................................ 402
P39 Verwendung von Leistungsdioden zur Detektion hochenergetischer Strahlung .................................................... 406
P40 Dosimetrische Verifikation des Aachener Elektronen-Bestrahlungssystems ......................................................... 409
P41 Polymergel Dosimetrie von 10 MV Photonen Nadelstrahl-Feldern ........................................................................ 411
P42 Anwendung von Plastikszintillatoren bei der Dosimetrie einer Röntgenröhre zur Weichstrahltherapie ................. 413
P43 Machbarkeitsstudie zur oralen in-vivo Dosimetrie .................................................................................................. 414
9
Freie Themen ..................................................................................................................................................................... 415
P44 Micro-CT – Verbesserung der Kleintierstrahlentherapie durch Optimierung der Kollimatoren .............................. 415
P45 IR-Bildgebung zur Verifikation der Wundheilung nach einer Laparotomie bei Kühen ............................................ 417
P46 Pain recognition with diagnostic temperature differences at the lateral horse’s head ............................................ 420
P47 Analysis and classification of microscopy images with cell border distance statistics ........................................... 425
P48 Photospaltung von Uran im Feld eines 18 MV Linearbeschleunigers .................................................................... 427
P49 Simulierte Verteilung der mechanischen Spannungen beim Kauvorgang in Ober- und Unterkiefer des
Pferdegebisses ...................................................................................................................................................... 430
P50 EUTEMPE RX, ein strukturiertes Trainings- und Ausbildungsprogramm für Medizinphysik-Experten im Bereich der
Röntgendiagnostik ................................................................................................................................................. 434
P51 RadTrial - Studienmanagement in der Radiologie .................................................................................................. 436
P52 Implementierung einer Dosisnachanzeige für die stereotaktische Mammografie .................................................. 438
MR/CT ................................................................................................................................................................................. 439
P53 Feasibility of thermal infrared imaging during MRI exams ...................................................................................... 439
P54 Semiautomatische Lungensegmentierung auf Basis der Magnetresonanztomographie ....................................... 442
P55 Reduction in blood glucose and carbohydrate intake after transcranial electric stimulation relates to enhanced
31
neuroenergetic status, a P-MRS study................................................................................................................ 444
P56 Freier Induktionszerfall und Linienform im Lungengewebe - Einfluss von Suszeptibilitäts- und Diffusionseffekten
............................................................................................................................................................................... 445
P57 Neue Gele für Magnetresonanztomographie-Phantome ........................................................................................ 447
P58 T1-Korrektur bei Look-Locker-Sequenzen mit nicht kontinuierlichen Auslesepulsen ............................................ 450
P59 Ist eine automatische Bewertung der Bildqualität klinischer CT-Aufnahmen möglich?.......................................... 451
P60 ROI-Aufbereitung für iterative Rekonstruktionsalgorithmen in der Computertomographie .................................... 453
P61 Bestimmung des flüssigkeitsgefüllten Hohlraumvolumens in knochenähnlichen Modellen mittels
Magnetresonanztomographie (MRT) und Mikrocomputertomographie (µCT) ....................................................... 456
P62 Beschleunigung des iterativen MLEM-Algorithmus zur CT-Schnittbildrekonstruktion auf einem Grafikprozessor 458
P63 Strahlenhygienische Bewertung der dynamischen kontrast-verstärkten CT zur Beurteilung der myocardialen und
cerebralen Mikrozirkulation .................................................................................................................................... 460
Partikeltherapie ................................................................................................................................................................. 462
P64 Messung von Inhomogenitätseffekten in der Dual-Energy-Computertomographie (DECT) für die
Schwerionentherapie-Planung ............................................................................................................................... 462
P65 Untersuchung heterogener Strukturen und deren modulierender Effekt auf den Bragg-Peak von Tiefendosiskurven
mit anschließender Implementierung von Benutzerroutinen in FLUKA zur Reduzierung der Simulationszeit ...... 464
P66 Optimierung der Magnetfeldstärken zweier Quadrupolmagnete als Teil des ionen-optischen Systems einer
Partikeltherapieanlage mittels Matlab für anschließende Simulationen mit dem Monte-Carlo Code FLUKA ....... 467
P67 PET/CT-basierte Therapieverifikation am Heidelberger Ionenstrahl-Therapiezentrum ......................................... 470
P68 Assessment of physical and biological dose in ion beam therapy using fluorescent nuclear track detectors and an
automated reader ................................................................................................................................................... 472
P69 Tumor-konforme Ionenbestrahlung von Lungentumoren mittels 4D-optimierter homogener Dosis in jeder
Bewegungsphase ................................................................................................................................................... 474
P70 Modulations-Stärke von porösen Materialien und ihre Verwendung als Ripple-Filter in der Partikeltherapie........ 476
P71 Dosimetric comparisons of particle therapy treatment plans for 1D and 2D ripple filters with variable thicknesses
............................................................................................................................................................................... 479
P72 In silico trial of photons versus carbon Ions in single fraction therapy of lung cancer ............................................ 483
P73 Angular-energy distribution reconstruction of electrons emitted from laser irradiated foils .................................... 484
P74 Laser-driven ion beam therapy – overview on activities in Dresden ...................................................................... 486
Qualitätssicherung in der Strahlentherapie I ................................................................................................................. 487
10
P75 Situation of radiation therapy and cancer diagnosis in Cameroon ......................................................................... 487
P76 Monte-Carlo-Simulation der Neutronenkontamination eines 18 MV Linearbeschleunigers ................................... 491
P77 Entwicklung anthropomorpher Phantome ............................................................................................................... 493
P78 Einsatz von Dosimetrie Gelen in anthropomorphen Modellen ............................................................................... 494
P79 Tägliche Anschlußmessungen – EPID vs. Ionisationskammer .............................................................................. 495
P80 Weiterentwicklung in der patientenspezifischen IMRT-QA: Übergang von zweidimensionaler zu dreidimensionaler
Qualitätssicherung mit Compass ........................................................................................................................... 496
P81 Konstanz der Dosis und der Tiefendosisverteilung bei kleinen Monitoreinheiten – Ergebnisse nach einjähriger
Messung an drei Beschleunigern ........................................................................................................................... 497
Qualitätssicherung in der Strahlentherapie II ................................................................................................................ 498
P82 Vergleich dreier Methoden zur patientenspezifische Qualitätssicherung bei IMRT ............................................... 498
P83 Eignung eines kommerziellen Bestrahlungsplanungssystems zur Vorausberechnung von Exitdosisverteilungen
............................................................................................................................................................................... 502
P84 Detektion von Cherenkov-Strahlung in klinischen Photonen- und Elektronenfeldern mittels handelsüblicher
Kamera Hardware .................................................................................................................................................. 504
P85 Ein Phantom zur Durchführung des Systemtests in der Strahlentherapie ............................................................. 506
P86 Fehlersensitivität von QA-Systemen in der Strahlentherapie ................................................................................. 508
P87 Daily dosimetric checks with a cord-free commercial dedicated device (PTW Quickcheck webline) – One years
customer experience .............................................................................................................................................. 511
P88 Design and evaluation of a Bi-Axial Simulator of internal and external respiratory motions .................................. 512
P89 Development and clinical testing of a manual mobile cassette positioning device for chest X-ray examinations on
intensive-care patients ........................................................................................................................................... 513
11
Audiologie I
Chair: W. Döring (Aachen)
1
Synthese akutischer Umgebungen die Evaluierung
1
S. Spors , Rostock
12
2
Wiedergabe räumlicher Klangszenen in Ambisonics – Plausibel oder messtechnisch
exkat?
1
M. Frank
Graz, Österreich
Fragestellungen: Räumliche Wiedergabe von Klangszenen basiert zumeist auf der Vorstellung einer messtechnisch
exakten Reproduktion von Schallfeldern. Dies scheint zunächst mit den heute verfügbaren technischen Geräten umsetzbar, jedoch mit sehr großem technischen Aufwand verbunden. Wieviel technischer Aufwand ist für eine plausible Wiedergabe erforderlich?
Material und Methoden: Bei Ambisonics kann ein zentrales Direktschallfeld sauber reproduziert werden. Die exakte
Reproduktion beschränkt sich auf einen zentralen Platz begrenzten Durchmessers und Frequenzbereichs. Der Durchmesser ist zirka proportional zu einer Sechstelwellenlänge mal Lautsprecheranzahl für 2D, und proportional zu einer Drittelwellenlänge pro Wurzel aus der Lautsprecheranzahl für 3D-Wiedergabe.
Ergebnisse und Zusammenfassung: Für die Überprüfung von Hörgeräten mit akustischen Beamformern ist diese Art
der Schallfeldreproduktion geeignet. Für Normalhörende ergibt sich jedoch eine wesentlich größere nutzbare Publikumsfläche mit plausibler Wiedergabequalität.
13
3
Creation and rendering of interactive virtual acoustic environments for audiology –
requirements and limitations
1
1
1
G. Grimm , S. Ewert , V. Hohmann
1
Universität Oldenburg, Medizinische Physik und Cluster of Exzellenz Hearing4all, Oldenburg
The increasing complexity of recent hearing devices and interaction with the acoustic surrounding as well as with the user
behaviour has led to an increasing attention on virtual acoustic environments and spatial reproduction methods in the
past years. Application in the field on audiology motivate perceptual as well as physical constraints of the virtual acoustics
based on the perception by the listener and the use of multi-microphone arrays in hearing aids. Several tools for creating
virtual acoustic environments have been developed and successfully applied in the field of audiology. TASCAR (toolbox
for acoustic scene creation and rendering) is such a tool focusing on the real-time generation of dynamic content which
can be interactively controlled. TASCAR provides a seamless integration into existing established measurement applications, such as adaptive forced choice methods (AFC, [1]) or the Oldenburg measurement applications (OMA, [2]).
TASCARs underlying time-domain simulation method takes the major effects of room acoustics into account while offering excellent real-time capabilities. The requirements from an audiological perspective as well as the limitations of the
applied render methods are discussed in this contribution.
References
[1]
Ewert, SD. (2013) “AFC - A modular framework for running psychoacoustic experiments and computational perception models,” in Proceedings of the International Conference on Acoustics AIA-DAGA 2013, Merano, Italy, pp.
1326-1329.
[2]
http://hoertech.de/web_en/produkte/messverfahren.shtml
Supported by DFG research grant FOR1732 „Individualisierte Hörakustik“.
14
Session 1 – Partikeltherapie I: dosimetrische und biologische Aspekte
Chairs: O. Jäkel, C. P. Karger (Heidelberg)
4
Einführungsvortrag – Trends in dosimetry for particle therapy
1
S. Greilich
1
DKFZ, Medizinische Physik in der Strahlentherapie, Heidelberg
Zusammenfassung: Radiotherapy using protons and heavier ions has gained considerable momentum, with more centers and more patients treated during the last decade as compared to the period since particle therapy started 1954.
Dosimetry for ion beams is significantly different to that for high energy photons and electrons in a number of aspects.
Also, absorbed dose assessment has not yet reached the same level of accuracy as the well-established treatment modalities. Especially for ions heavier than protons the increased biological effectiveness has to be additionally taken into
account for prescription.
This presentation gives an overview of the current status, advancements and challenges in particle dosimetry.
15
5
Das Qualitätssicherungssystem der Universitäts-Protonen-Therapie Dresden
1
2
1
1
1,2,3,4
1,2,3,4
S. Menkel , J. Hytry , D. Kunath , S. Makocki , W. Enghardt
, M. Baumann
1
Universitätsklinikum Carl Gustav Carus, Klinik und Poliklinik für Strahlentherapie und Radioonkologie, Dresden
2
Technische Universität, Oncoray – Nationales Zentrum für Medizinische Strahlenforschung in der Onkologie, Dresden
3
Helmholtz-Zentrum Dresden-Rossendorf, Institut für Radioonkologie, Dresden
4
Deutsches Konsortium für Translationale Krebsforschung und Deutsches Krebsforschungszentrum, Dresden und
Heidelberg
Fragestellungen: Die Qualitätssicherung (QA, „Quality Assurance“) in der Strahlentherapie garantiert, dass die Bestrahlung sicher für Umwelt, Personal und Patient erfolgt und dass die Bestrahlung den Anforderungen an die Behandlung,
insbesondere im Hinblick auf wirksame Zielvolumenerfassung und Schonung des umliegenden Gewebes, genügt. Bei der
Bestrahlung mit Protonen ermöglich deren begrenzte Reichweite vom Prinzip her eine konformalere Dosisverteilung als
bei der konventionellen Bestrahlung mit Röntgenstrahlen. Eine engere Dosisverteilung kann eine bessere Behandlung
von Tumorpatienten ermöglichen, birgt aber auch erhöhte Risiken. Diese müssen mit einem sorgsam ausgearbeiteten
Qualitätssicherungssystem abgefangen werden.
Material und Methoden: Das QA-System der Universitäts-Protonen-Therapie Dresden (UPTD) ist dreifach ausgelegt.Erstens sorgt die Fa. IBA dafür, dass die Anlage sicher betrieben werden kann und dass sie in den für die Patienten
und das Personal relevanten Eigenschaften konstant bleibt. Dazu führt IBA regelmäßige Tests und Wartungen durch.
Wenn nach Wartungs- oder Reparaturmaßnahmen die Möglichkeit einer signifikanten Änderung besteht, werden festgeschriebene Tests durchgeführt, die diese Änderungen gegebenenfalls aufdecken. Die Übergabe der Anlage von IBA an
den medizinisch verantwortlichen Betreiber, die UPTD, erfolgt arbeitstäglich vor der Morgen-QA der UPTD.
Zweitens prüft die UPTD regelmäßig sowohl für die Komponenten als auch für das Gesamtsystem, ob sich die relevanten
Eigenschaften tatsächlich nicht signifikant geändert haben. Die Sicherheit aller Komponenten und die Genauigkeit des
Patientenpositionierungssystems werden arbeitstäglich geprüft. Die Strahleigenschaften und das Zusammenspiel der
Komponenten werden stichprobenartig ebenfalls arbeitstäglich kontrolliert. Detaillierte Prüfungen erfolgen in größeren
Zeitabständen.
Drittens wird für jeden Patienten und jedes Bestrahlungsfeld eine spezifische QA durchgeführt. Dies umfasst die Konstanz der HU-Zahlen im Planungs-CT, die Messung von relativen 2-D-Dosisverteilungen in verschiedenen Tiefen eines
Festkörper-Phantoms und Punktmessungen der absoluten Dosis in Wasser. Für die passive Strahlformung wird zusätzlich die korrekte Geometrie der feldformenden Komponenten (Aperturen und Reichweite-Kompensatoren) sowie die Dichte des Kompensatormaterials überprüft.
Die im Rahmen der QA-Messungen gewonnen Daten werden systematisch aufgezeichnet und analysiert. Dadurch können nicht nur größere Probleme, die bereits Toleranz-Verletzungen verursachen, sondern auch unterschwellige Effekte
detektiert werden.
Ergebnisse: Exemplarisch werden 2 Ergebnisse aus der täglichen Reichweite- und Modulations-Kontrolle für die passive
Strahlformung und aus der patientenspezifischen 2-D-Dosismessung genauer betrachtet.
1. Die tägliche Kontrolle von Reichweite und Modulation erfolgt als stichprobenartige Konstanzprüfung. Im täglichen
Wechsel wird eine von 7 Kombinationen ausgewählt, mit der durch ein PMMA-Keilphantom (Abb.1) auf einen SzintillatorSchirm mit CCD-Kamera („Lynx-PT“, Fa. IBA-Dosimetrie) gestrahlt wird. Auf dem Keilphantom befinden sich 4 kreuzförmig angeordnete Keile. Der durch die Keile hindurch belichtete Bereich hängt empfindlich von der Protonenreichweite
ab. Zusätzlich befinden sich auf dem Phantom 2 redundante Paare aus jeweils 3 Stufen, deren Dicken sich um jeweils 3
mm unterscheiden. Stufen, Reichweite und Modulation sind so aufeinander abgestimmt, dass die Stufendicken die proximale Kante des Spread-Out-Bragg-Peaks abbilden und die Grauwerte des Bildes der Stufen somit modulationsabhängig sind. Mit diesem Aufbau lassen sich Reichweiteabweichungen von 0,5 mm und Modulationsabweichungen von 2 mm
detektieren.
2. Für die Überprüfung von patientenspezifischen 2-D-Dosisverteilungen wird jedes Patientenfeld auf ein Festkörperphantom abgestrahlt. Dabei wird die Dosisverteilung in verschiedenen Tiefen im Phantom mit einem Array aus Ionisationskammern („Matrixx“, Fa. IBA-Dosimetrie) gemessen. Die Messung wird mit der Dosisverteilung verglichen, die das Planungssystem für diese Bestrahlung in der entsprechenden Tiefe im Phantom berechnet. Im Allgemeinen erfüllen weit
über 90 % der Punkte im Feld das Gamma-Test-Kriterium (3%, 3mm). Für manche Reichweiten liegt die Rate bei Messungen im Bereich der distalen Kante des Feldes jedoch unter 90 % (Abb.2 links). Dies gilt für die Reichweiten, bei denen
die Reichweite des Strahlmodells etwas von den realen Reichweiten abweicht (Abb.2 rechts). Verschiebt man die Ebene
der Dosisberechnung um die bekannte Reichweiteabweichung und vergleicht man die Messung mit dieser verschobenen
Dosis-Verteilung, so zeigt der Gamma-Test wieder die gewohnten niedrigen Durchfallquoten (Abb.2 Mitte). Unter Berücksichtigung der Ungenauigkeiten des Strahlmodells im Planungsprogramm ermöglicht diese Messmethode eine empfindliche Überprüfung der 2-D-Dosisverteilung für jedes Patientenfeld. Darüber hinaus ist die Messung offenbar auch empfindlich genug, Reichweiteabweichungen im Strahlmodell von 0,5 mm zu detektieren.
16
Zusammenfassung: An der UPTD wurde ein Qualitätssicherungssystem aufgebaut, das die hohen Anforderungen an
eine Protonenstrahlanlage bezüglich Sicherheit und Präzision erfüllt. Insbesondere die Strahlqualität wird engmaschig
und genau kontrolliert. Darüber hinaus wird jedes Bestrahlungsfeld für jeden Patienten dosimetrisch verifiziert. Dazu wurden Phantome und Messmethoden entwickelt, die es erlauben, die Bestrahlungsqualität effizient und mit hoher Genauigkeit sicherzustellen.
Abb.1: PMMA-Keilphantom und Lynx-Bild einer Bestrahlung durch das Phantom. Das Mittelkreuz dient der Reichweitekontrolle. Anhand der Flächen in den Ecken lässt sich die Modulation prüfen.
nominelle Tiefe:
82% bestanden
nom. Tiefe + 0,5 mm:
94% bestanden
Abb.2: Ergebnis eines Gamma-Tests für die Dosisberechnung in nomineller Tiefe (links) und in 0,5 mm größerer Tiefe (Mitte). Farbcodierung: grün bestanden, magenta durchgefallen, rot außerhalb des Feldes. Feldparameter: Reichweite 111 mm, Modulation 89 mm.
Rechts: Gemessene und berechnete Tiefendosiskurve eines ähnlichen Feldes in Wasser. Die Reichweite wird vom Planungsprogramm („XiO“, Fa. Elekta) um ca. 0,5 mm zu groß berechnet.
17
6
What can we learn from preclinical dose-response studies in carbon ion radiotherapy?
1
2,1
2,1
3
4
4
2,5
2
5
C.P. Karger , M. Saager , C. Glowa , S. Brons , M. Scholz , R. Grün , P.E. Huber , J. Debus , P. Peschke
1
German Cancer Research Center (DKFZ), Medical Physics in Radiation Oncology, Heidelberg
2
University of Heidelberg, Radiation Oncology and Radiotherapy, Heidelberg
3
Heidelberg Ion Therapy Ceneter (HIT), Heidelberg
4
Helmholtz Center for Heavy Ion Research (GSI), Biophysics, Darmstadt
5
German Cancer Research Center (DKFZ), Clinical Cooperation Unit Molecular Radiation Oncology, Heidelberg
Introduction: Carbon ions exhibit an increased relative biological effectiveness (RBE) in tissues relative to photons. In
preclinical studies in the rat, the response of normal tissue and tumors is determined quantitatively.
Materials and methods: The spinal cord of rats was irradiated at 6 different positions of a 6 cm spread-out Bragg-peak
(SOBP, 16-99 keV/µm). In addition, three sublines (AT1, HI, H) of the experimental prostate carcinoma R3327 differing in
progression was treated with a 2 cm SOBP (75 keV/µm). All experiments were performed with 1, 2 and 6 fractions. Dose
response curves were calculated for the biological endpoints myelopathy °II and local tumor control within 10 months after
irradiation, respectively. RBEs were calculated based on the tolerance D50 (Dose at which the endpoint occurs with 50%
probability).
Results: For the spinal cord, RBEs increase linearly with LET and the slope of this dependence rises with fraction number, i.e. with decreasing dose. The RBE-range was 1.26-1.68 for single and 1.28-2.30 for split doses. Comparison with
predictions of the local effect model (LEM) for 1 and 2 fractions reveals a better agreement of LEM IV in the SOBPregion, while LEM I agrees better in the entrance region. For the tumors, the dose response curves differ less and are
steeper for carbon ions than for photons. RBEs for single doses decrease with increasing differentiation of the tumor
subline. The evaluation of these experiments is ongoing.
Conclusion: Preclinical experiments improve the understanding of the response of normal tissue and tumors to carbon
ion irradiation. The rat spinal cord is especially suited to study the RBE-dependence on physical beam parameters like
LET and dose and to benchmark RBE-models. Due to the heterogeneity of tumors, their RBEs depend on additional biological factors, which are not considered in RBE-models. Studying the impact of these factors quantitatively may help to
select tumor patients, who benefit from carbon ion therapy. Preliminary results suggest that the response of tumors to
carbon ions is less dependent on inter- and intra-tumoral heterogeneity than for photons.
18
7
Modellbasierte Analyse der potenziellen Vorteile relevanter Ionen für die Partikeltherapie
1
1
1
2,3
1
3,4
1
R. Grün , T. Friedrich , M. Krämer , K. Zink , M. Durante , R. Engenhart-Cabillic , M. Scholz
1
GSI Helmholtzzentrum für Schwerionenforschung, Biophysik, Darmstadt
2
Technische Hochschule Mittelhessen, Institut für Medizinische Physik und Strahlenschutz, Gießen
3
Universitätsklinikum Gießen-Marburg, Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie , Marburg
4
Philipps-Universität Marburg, Medizinische Fakultät, Marburg
Fragestellungen: Unterschiedliche Ionensorten bieten verschiedene physikalische und biologische Vorteile für die Anwendung in der Strahlentherapie. Der Zweck dieser Studie ist es, Ionensorten mit Relevanz für die Partikeltherapie, d.h.
12
4
1
Kohlenstoff ( C), Helium ( He) und Protonen ( H), hinsichtlich ihrer Vorteile für verschiedene Bestrahlungsszenarien zu
beurteilen [1].
Material und Methoden: Die biologische Bestrahlungsplanung wurde mit der Planungssoftware TRiP98 durchgeführt
[2]. Für die Studie wurden hauptsächlich idealisierte Geometrien betrachtet. Zur Vorhersage der relativen biologischen
Wirksamkeit (RBW), die für die biologische Optimierung der Bestrahlungspläne berücksichtigt werden muss, wurde das
Local Effect Model (LEM IV) verwendet [3]. Um die drei Ionensorten zu vergleichen, wurde das Verhältnis der physikalischen Dosis (PERPHYS), der RBW (PERRBW ) und der RBW-gewichteten Dosis (PERBIO) von Zentrum des Zielvolumens zu
Eingangskanal der Ionen (PER: Peak-to-Entrance-Ratio) für verschiedene Dosen, Feldkonfigurationen und Gewebetypen
gebildet. Die Gewebetypen werden dabei mit dem α/β-Verhältnis des linear-quadratischen Modells charakterisiert, welches ein Maß für die Radiosensitivtät eines Gewebes ist. Ferner wurden die Dosisbeiträge in lateral, proximal und distal
an das Zielvolumen angrenzenden Risikoorganen (idealisierte Geometrie) beurteilt und die Dosisverteilung der drei Ionensorten für einen Patienten mit einem Chordom der Schädelbasis verglichen.
Ergebnisse: Die Studie zeigt, dass die Vorteile der Ionen abhängig von den physikalischen und biologischen Eigenschaften und dem Zusammenspiel beider sind. Im Falle von Protonen, zeigt die Berücksichtigung einer variablen RBW anstelle
der klinisch berücksichtigten, konstanten RBW von 1.1 einen Vorteil hinsichtlich eines erhöhten PER RBW für die untersuchten Konfigurationen. Aufgrund der Tatsache, dass Protonen ein etwas besseres PER PHYS im Vergleich zu Helium
und Kohlenstoffionen zeigen, wohingegen, Helium ein höheres PER RBW gegenüber Protonen zeigt, weisen beide, Protonen und Heliumionen, eine ähnliche RBW-gewichtete Dosisverteilung auf. Kohlenstoffionen zeigen die größte Veränderung des PERRBW mit dem Gewebetyp und ein Nutzen für strahlenresistente Tumorarten aufgrund ihres höheren linearen
Energietransfer (LET). Ferner wird im Falle einer 2-Feld-Bestrahlung eine zusätzliche Erhöhung des PERBIO durch die
Verwendung einer orthogonalen Feldkonfiguration im Vergleich zu Gegenfeldern für Kohlenstoffionen beobachtet. Für
Protonen hingegen, zeigt sich nahezu keine Abhängigkeit des PER BIO von der Feldkonfiguration. Für das laterale Risikoorgan, wurde das Volumen welches mindestens 20% der RBE-gewichteten Zieldosis (V20) erhält, um über 35% unter
Verwendung von Heliumionen und um über 40% unter Verwendung von Kohlenstoffionen im Vergleich zu Protonen reduziert. Die Analyse des Patientenplan zeigte, dass Protonen, Helium- und Kohlenstoffionen sehr ähnlich in Bezug auf die
Zielabdeckung sind, während jedoch die Dosis im umliegenden Gewebe von Protonen hin zu Kohlenstoffionen sinkt. Die
mittlere Dosis im Hirnstamm kann um mehr als 55% durch die Verwendung von Heliumionen und weiteren 25% durch die
Verwendung von Kohlenstoffionen an Stelle von Protonen reduziert werden.
Zusammenfassung: Der Vergleich von PERRBW und PERPHYS der drei Ionensorten deutet darauf hin, dass die Vorteile
der Ionensorten sehr stark von der verwendeten Zieldosis, dem Gewebetyp und der Feldkonfiguration abhängen. In Bezug auf die Konformität, d.h. Dosis im Normalgewebe, ist eine deutliche Verbesserung mit Kohlenstoff- oder Heliumionen
im Vergleich zu Protonen zu erwarten
Literatur
[1]
Grün, R et al.: Med. Phys., (2015) 42, S.1037-1047.
[2]
Krämer, M und Scholz, M: Phys. Med. Biol., (2000) 45, S.3319-3330.
[3]
Elsässer, T et al.: Int. J. Radiat. Onc. Biol. Phys. (2010) 78, S.1177-1183.
19
8
Planungsstudie zur nicht-invasiven Ablation von Herzrhythmusstörungen mit einem
gescannten Kohlenstoffstrahl
1
1
2
3
2
1,4
1
1
A. Eichhorn , A. Constantinescu , H.I. Lehmann , P. Lugenbiel , M. Takami , D. Richter , M. Prall , R. Kaderka ,
3
1,4
2
1
1
D. Thomas , C. Bert , D.L. Packer , M. Durante , C. Graeff
1
GSI Helmholtzzentrum, Biophysik, Darmstadt
2
Mayo Clinic, Rochester, Vereinigte Staaten Von Amerika
3
Universität Heidelberg, Klinik für Kardiologie und Pneumologie, Heidelberg
4
Universitätsklinik Erlangen, Erlangen
Fragestellungen: Die Bestrahlung arrhythmogener Strukturen mit gescannten Kohlenstoffionen stellt eine mögliche alternative Behandlung für Herzrhythmusstörungen dar. Vor allem das Vorhofflimmern und ventrikuläre Arrhythmien sind
aufgrund der zunehmend älter werdenden Bevölkerung ein weltweit steigendes Gesundheitsproblem [1]. Wir untersuchen
die Realisierbarkeit der Behandlung von Herzrhythmusstörungen mit Kohlenstoffionen in einer Tierstudie. Die Ergebnisse
der Bestrahlungsplannung und genutzte Konzepte für die Bewegungskompensation werden im Folgenden erläutert.
Material und Methoden: Für die Studien wurden 15 Schweine verwendet, welche zufällig in 3 Untergruppen mit unterschiedlichen Zielvolumina eingeteilt wurden. Dies waren der Atrioventrikularknoten (AVN, 8 Tiere mit Dosen von 2555 Gy), die Lateralwand des linken Ventrikels (LV, 4 Tiere, 40 Gy) und die obere Pulmonalvene (SPV, 3 Tiere, 40 Gy).
Für die Kompensation der Atembewegung wurden wiederholte Atemstopps und für die Herzbewegung ein inhomogenes
Rescanning-Schema eingesetzt. Die Bestrahlungsplanung wurde mit der GSI eigenen Software TRiP4D durchgeführt,
unter Verwendung von cardiac-gegateten 4DCTs und einem Reichweiten berücksichtigendem ITV. Für die Gruppen AVN
und SPV wurden isotrope 5 mm Sicherheitssäume auf das CTV addiert, während für die LV Gruppe nur
reichweitenabhängige Sicherheitssäume von 2mm + 2% wasseräquivalent genutzt wurden. In allen Fällen wurden zwei
opponierende Felder verwendet. Für AVN und LV wurden die Felder unabhängig voneinander optimiert (SFUD); für SPV
wurde simultan optimiert (IMPT) mit einer Dosisbeschränkung für den AV-Knoten. Auf Grund der Maximaldosis des Ösophagus und der Trachea musste die Zieldosis in einem Tier auf 30 Gy gesenkt werden.
Ergebnisse: Für alle Rescanning-Simulationen konnte ein Median für D95 von 99,1% (AVN), 98,0% (SPV) und 98,3%
(LV) für das CTV bzw. 94,7% (AVN) und 92,7% (SPV) für das PTV erreicht werden. Der Median von D 5-D95 hat sich in
den Rescanning-Simulationen im Vergleich zu den nicht kompensierten Bestrahlungen für das CTV von 13,3 auf 6,5%
und von 23,4 auf 11,6% für das PTV verbessert. Die Empfehlungen für Dosisbeschränkungen der RTOG [2][3] für Einzelfraktionen konnten sowohl für die Aorta, die Trachea und den Ösophagus als auch die Haut eingehalten werden. Die
maximale Dosis in den Koronararterien wurde auf 30 Gy limitiert.
Zusammenfassung: Wir haben für unterschiedliche Herzstrukturen gezeigt, dass die Applikation von homogenen
Dosisverteilungen mit gescannten Kohlenstoffstrahlen unter Verwendung eines zeit-optimierten inhomogenen
Rescanning-Schemas realisierbar ist. Die vorgestellten Planungsstrategien wurden in einem Schweine-Modell validiert,
dessen Analyse derzeit noch nicht abgeschlossen ist.
Abb.1: Repräsentative Dosisschnitte für jede Versuchsgruppe. Das CTV ist mit weiß markiert.
20
Literatur
[1]
F. Rahman, et al., ‘Global epidemiology of atrial fibrillation’, Nature Reviews Cardiology, 2014
[2]
RTOG 0631 Protocol Information: Phase II/III Study of Image-Guided Radiosurgery/SBRT for Localized Spine
Metastasis; 2011
[3]
RTOG 0915 Protocol Information: A Randomized Phase II Study Comparing 2 Stereotactic Body Radiation Therapy (SBRT) Schedules for Medically Inoperable Patients with Stage I Peripheral Non-Small Cell Lung Cancer;
2010
21
Session 2 – Funktionelle und molekulare Bildgebung I
Chairs: G. Brix (Oberschleißheim), A. Mahnken (Marburg)
9
Einführungsvortrag – 3D, 4D…oder wie die CT laufen lernte
A. Mahnken
Universitätsklinikum Gießen und Marburg GmbH
Zusammenfassung: Seit Einführung in die Klinik im jahr 1971 hat die CT eine rasante Entwicklung durchlaufen. Dabei
wurde die morphologische Bildgebung von einem Werkzeug zum Lösen klinischer „Probleme“ zum konventionellen Röntgenbild des 21. Jahrhunderts. Neben diesen klinischen Entwicklungen haben vor allem erhebliche technische Weiterentwicklungen der letzten 20 Jahre – insbesondere in räumlicher und zeitlicher Auflösung, aber auch auf Seiten des Strahlenschutzes den Weg geebnet, diese rein morphologisch konzipierte Bildgebungsmodalität in ein funktionelles Bildgebungsverfahren weiterzuentwickeln. Auch innovative Konzepte der Kontrastmitteldarstellung, z.B. die Darstellung
myokardialer Spätanreicherung haben zur Funktionalisierung der CT beigetragen, so dass mittlerweile eine mehrdimensionale funktionelle Bildgebung möglich ist. Zur Darstellung der Hirnperfusion ist dies seit Jahren eine Standardanwendung. Aktuelle Weiterentwicklungen betreffen die Herzbildgebung und großvolumige Quantifizierung der Tumorperfusion
in der onkologischen Bildgebung. Anhand klinischer und experimenteller Beispiele, insbesondere aus den Bereichen
Herzbildgebung und onkologischer Perfusionsuntersuchungen wird das aktuelle Potential der modernen CT als funktionelle Bildgebungsmodalität illustriert.
Abb.1: Fusion von funktioneller und morphologischer Information in einen Datensatz, hier zur Darstellung von Herzkranzgefäßen und
Vitalität des Herzmuskels.
Abb.2: Zerebrale Perfusionsuntersuchung bei Schlaganfall mit quantitativer Visualisierung
22
Literatur
[1]
Tong E, Komlosi P, Wintermark M. One-stop-shop stroke imaging with functional CT. Eur J Radiol. 2014 Dec 3.
doi:10.1016/j.ejrad.2014.11.027
[2]
Knuuti J, Saraste A. Combined anatomical and functional CT imaging for the detection of coronary artery disease.
Eur Heart J Cardiovasc Imaging. 2014 Jan;15(1):106-7
[3]
Kan Z, Phongkitkarun S, Kobayashi S, Tang Y, Ellis LM, Lee TY, Charnsangavej C. Functional CT for quantifying
tumor perfusion in antiangiogenic therapy in a rat model. Radiology. 2005 Oct;237(1):151-8
23
10
Untersuchung pharmakokinetischer Modelle zur Beschreibung des CB1Rezeptorliganden [18F]MK-9470
1
1
2
1
3
1
4
I. Miederer , H.-G. Buchholz , A. Kronfeld , S. Maus , V. Weyer , N. Afahaene , B. Lutz , M. Schreckenberger
1
Universitätsmedizin Mainz, Klinik und Poliklinik für Nuklearmedizin, Mainz
2
Universitätsmedizin Mainz, Institut für Mikroskopische Anatomie und Neurobiologie, Mainz
3
Universitätsmedizin Mainz, Institut für Medizinische Biometrie, Epidemiologie und Informatik, Mainz
4
Universitätsmedizin Mainz, Institut für Physiologische Chemie, Mainz
1
18
Fragestellungen: [ F]MK-9470 ist ein Positronen-Emissions-Tomographie (PET) Ligand, der mit hoher Affinität an den
Cannabinoid Typ 1 (CB1) Rezeptor bindet [1]. Der Ligand zeigt eine langsame Kinetik, sodass die Dauer eine PETMessung oft nicht ausreicht, um die Dissoziationskonstante vom Rezeptor zu bestimmen [2]. Das Ziel dieser Kleintierstudie mit Ratten war daher, die Untersuchung verschiedener pharmakokinetischer Modelle zur Bestimmung einzelner Ratenkonstanten und des Distributionsvolumens.
18
Material und Methoden: Nach i.v. Injektion wurde in 6 Sprague-Dawley Ratten die Verteilung von [ F]MK-9470 (13-25
MBq) über einen Zeitraum von 90 min mit einem Focus 120 microPET Scanner gemessen. Während der PET-Messung
wurden arterielle Blutproben zur Bestimmung der Inputfunktion entnommen. Zur Auswertung wurden 8 Hirnregionen bestimmt und Zeit-Aktivitätskurven (TAC) berechnet. 4 verschiedene pharmakokinetische Modelle wurden verglichen: 1) 1Gewebskompartiment-Modell (1T-2kVb), 2) 2-Gewebskompartiment-Modell (2T-4kVb) (Abb. 1), 3) 2Gewebskompartiment-Modell mit gekoppelten Parametern und individuell bestimmten K1 und k3 (SM1) und 4) 2Gewebskompartiment-Modell mit gekoppelten Parametern und individuell bestimmten K1 und k4 (SM2). Die einzelnen
Ratenkonstanten (K1, k2-kn) und das Distributionsvolumen VT wurden berechnet und die Modellanpassung mit dem
Akaike Informationskriterium (AIC) bewertet.
18
Ergebnisse: [ F]MK-9470 verteilt sich im Rattenhirn wie bereits gezeigt [3]. 17/48 Fits des 1T-2kVb Modells zeigten
systematisch Abweichungen zwischen Messdaten und Model. 10/48 Fits des 2T-4kVb Modells wurden verworfen, da der
Algorithmus nicht konvergierte. Der Vergleich der zwei Modelle mittels AIC zeigte anhand der verbleibenden 38 TAC,
dass in 36/38 Fällen das 2T-4kVb geeigneter war als das 1T-2kVb. Die Verwendung des SM1 Modells lieferte für alle 48
TAC stabile Parameter und zeigte eine bessere Anpassung als SM2. Der Pearson’sche Korrelationskoeffizient zwischen
VT des Modells 2T-4kVb und VT von SM1 lag bei r = 0.78.
18
Zusammenfassung: Das pharmakokinetische Verhalten des CB1-Rezeptor-Liganden [ F]MK- 9470 wird am besten mit
einem 2-Gewebskompartiment-Modell beschrieben. Um einzelne Ratenkonstanten und das Distributionsvolumen berechnen zu können, benötigt man häufig jedoch ein 2-Gewebskompartiment-Modell mit gekoppelten Parametern. Durch
die vorliegende Studie wurde gezeigt, dass die Analyse von Liganden mit langsamer Kinetik zusätzliche Modellannahmen
verlangt.
K1
k3
Cf+ns
Cp
k2
Cb
k4
Abb.1: 2-Gewebskompartiment-Modell. Konzentration von Ligand Cp: in Plasma; Cf+ns: frei und nicht-spezifisch gebunden; Cb: spezifisch gebunden; K1, k2-kn: Ratenkonstanten.
UR:
Ctx
Th
Hy
Cer 1,2
Pons
0,8
18
Abb.2: Verteilung des CB1-Rezeptorliganden [ F]MK- 9470 im Rattenhirn. UR: uptake ratio (UR=VOItarget/VOIwholebrain).
24
Literatur
18
[1]
Casteels C, Bormans G, Van Laere K. The effect of anaesthesia on [ F]MK-9470 binding to the type 1 cannabinoid receptor in the rat brain. Eur J Nucl Med Mol Imaging. 2010;37(6):1164–73.
[2]
Zamuner S, Rabiner EA, Fernandes SA, Bani M, Gunn RN, Gomeni R, Ratti E, Cunningham VJ. A pharmacokinetic PET study of NK₁ receptor occupancy. Eur J Nucl Med Mol Imaging. 2012 Feb;39(2):226-35.
[3]
Miederer I, Maus S, Zwiener I, Podoprygorina G, Meshcheryakov D, Lutz B, Schreckenberger M. Evaluation of
18
cannabinoid type 1 receptor expression in the rat brain using [ F]MK-9470 microPET. Eur J Nucl Med Mol Imaging, 2013 Oct;40(11):1739-47.
25
11
Nanopartikel für die medizinische Bildgebung
1
W. Parak
1
Philipps Universität Marburg, Fachbereich Physik, Marburg
Anorganische kolloidale Nanopartikel können mittlerweile mit großer Präzession aus verschiedenen Materialien gefertigt
werden [1]. Abhängig vom Material können die Nanopartikel unterschiedliche Eigenschaften haben, die Kontrast für
Bildgebung ermöglichen, wie z.B. Fluoreszenz oder Superparamagnetismus [2]. Auch eine Kombination verschiedener
Bildgebungsmodalitäten ist möglich [3]. Bildgebung kann auch funktional erfolgen, d.h. das Signal hängt von lokalen Stimuli ab [4]. Für einen klinischen Einsatz muss zunächst die Sicherheit der Nanopartikel geklärt werden. Dazu sind fundamentale Studien über die Wechselwirkung der Nanopartikeln mit biologischen Medien [5] und Zellen in vitro [6, 7] als
auch in vivo [8] der erste Schritt. Basierend auch solchen Untersuchungen lassen sich Rückschlüsse ziehen wie Nanopartikel weiter in Hinblick auf medizinische Anwendungen [9] optimiert werden sollen.
Literatur
[1]
W. J. Parak, "Complex Colloidal Assembly", Science 334, 1359-1360 (2011).
[2]
U. I. Tromsdorf, N. C. Bigall, M. Kaul, O. T. Bruns, M. S. Nikolic, B. Mollwitz, R. A. Sperling, R. Reimer, H.
Hohenberg, W. J. Parak, S. Förster, U. Beisiegel, G. Adam, H. Weller, "Size and Surface Effects on the MRI
Relaxivity of Manganese Ferrite Nanoparticle Contrast Agents", NanoLetters 7, 2422-2427 (2007).
[3]
Z. Ali, A. Z. Abbasi, F. Zhang, P. Arosio, A. Lascialfari, M. F. Casula, A. Wenk, W. Kreyling, R. Plapper, M. Seidel,
R. Niessner, J. Knöll, A. Seubert, W. J. Parak, "Multifunctional nanoparticles for dual imaging", Analytical Chemistry 83, 2877- 2882 (2011).
[4]
P. Rivera Gil, C. Vazquez Vazquez, V. Giannini, M. P. Callao, W. J. Parak, M. A. Correa Duarte, R. A. AlvarezPuebla, "Plasmonic Nanoprobes for Real-Time Optical Monitoring of Nitric Oxide inside Living Cells",
Angewandte Chemie International Edition 52, 13694–13698 (2013).
[5]
C. Röcker, M. Pötzl, F. Zhang, W. J. Parak, G. U. Nienhaus, "A quantitative fluorescence study of protein monolayer formation on colloidal nanoparticles", Nature Nanotechnology 4, 577-580 (2009).
[6]
M. Chanana, P. Rivera Gil, M. A. Correa-Duarte, L. M. Liz-Marzán. W. J. Parak, "Physicochemical Properties of
Protein-Coated Gold Nanoparticles in Biological Fluids and Cells before and after Proteolytic Digestion",
Angewandte Chemie International Edition 52, 4179–4183 (2013).
[7]
D. Hühn, K. Kantner, C. Geidel, S. Brandholt, I. De Cock, S. J. Soenen, P. Rivera Gil, J. M. Montenegro Martos,
K. Braeckmans, K. Müllen, G. U. Nienhaus, M. Klapper, W. J. Parak, "Polymer-coated nanoparticles interacting
with proteins and cells: Focusing on the sign of the net charge", ACS Nano 7, 3253–3263 (2013).
[8]
W. G. Kreyling, S. Hirn, W. Möller, C. Schleh, A. Wenk, G. Celik, J. Lipka, M. Schäffler, N. Haberl, B. D. Johnston,
R. Sperling, G. Schmid, U. Simon, W. J. Parak, M. Semmler-Behnke, "Air-Blood Barrier Translocation of
Tracheally Instilled Gold Nanoparticles Inversely Depends on Particle Size", ACS Nano 8, 222–233 (2014).
[9]
J. Peteiro-Cartelle, M. Rodríguez-Pedreira, F. Zhang, P. Rivera Gil, L. L. del Mercato, W. J. Parak, "How colloidal
nano- and microparticles could contribute to medicine - a personal perspective both from the eyes of physicians
and materials scientists", Nanomedicine 4, 967-979 (2009).
26
12
Optimising safety, production and application conditions of PASADENA PHIP of
hydroxyethylacrylate in medical scanner environment for animal experiment
2,1
1
3
3
3
2
M. Terekhov , M. Gorodezky , M. Braun , B. Piechalska , K. Muennemann , L. Schreiber
1
University Medical Center Mainz , Radiology, Mainz
2
University Hospital Würzburg, Comprehensive Heart Failure Center, Würzburg
3
Max-Plank Institute for Polymer Research, Department of Physical Chemistry of Polymers, Mainz
5
Introduction: To increase the MR-imaging sensitivity and contrast by creating magnetization higher (by factor up to 10 )
than a thermal polarization (TP) in static B0-field the series of methods called „hyperpolarization“(HP) are used. One of
the actively developed HP-techniques is ParaHydrogen Induced Polarization (PHIP). PHIP relies on the transfer of spin
order from parahydrogen (pH2) to nuclei in the targeted molecule during catalyzed chemical reaction. However, a necessity of using pressurized H2 creates major safety issues in a clinical scanner environment. In this study we tested the setup developed in order to optimize the conditions for explosion safe and efficient preparation of the substances hyperpolarized by PASADENA-PHIP inside the standard clinical scanner with the further and administering in animal experiments.
Materials and methods: To provide safety conditions the whole set-up was placed inside a plastic cylindrical tube semiclosed from one side and positioned inside the bore (Figure 1). The open side of the tube lays 0.5m inside the explosive
safety zone (level II). To neutralize the dangerous concentration of H2 the tube is permanently flushed with air at 15 l/min.
The whole scheme was approved by local explosions safety experts. The pH2 was delivered from aluminum bottles. For
the PHIP-reaction the mixture 2-Hydorxyethylacrylate (HEA) with D2O and Rh(nor)(ppbs)BF4 catalyst was tested.. The
tube with chemicals was heated in the water bath of 80°C-90°C and shot into the perfusion syringe (Pmax=23 bar) by
pressurized pH2 (Fig 1a). Placing syringe inside the MRI-bore provide conditions for PASADENA-PHIP enhancement of
corresponding protons (Fig 1b). All measurements were done using 3T Scanner (Prisma, Siemens, Germany). A continuously running single volume spectroscopy sequence provided continuous monitoring of a PHIP-signal.
Results: Figure 1b shows the exemplary spectra of chemical mixture inside after reaction is initiated. The peaks of PHIPprotons in HEP is marked on Fig 2b. The kinetic of PHIP-signal peaks integral intensity decay for samples with different
ratio HEA and catalysts is shown on Fig 2c. Figure 1d shows the ratio of hyperpolarized and thermally polarized signals of
HEP protons Ha and Hb. The total enhancement factor typically achieved in reaction was 2500. The kinetic plots (Fig 1c)
show that decay time of the PHIP signal is obviously determined by both the reaction kinetic and relaxation rate. The
characteristic decay time calculated by mono-exponential fitting of the curves was from 10 to 25 seconds for different
samples.
Conclusion: The developed setup provides the explosion safety regime for preparation of the PASADENA-PHIP hyperpolarized samples inside the standard clinical scanner. The obtained enhancement factor of 2500 is comparable with
the one obtained in the experiments with multiple shaking of the reagents in glass tube [1]. The signal-time profile shows
that the maximal PHIP-signal is obtained immediately after shot of the reagents into syringe. In the same time the kinetic
of the reaction provide time period long enough for the preparation of the further measures necessary for the injection of
the produced sample as a contrast media for animal studies. The optimization of the reagents concentration and administration regime for obtaining necessary absolute contrast in MR-imaging experiments with the prepared PHIP-samples is
in progress.
27
Session 3 – Computertomographie I
Chairs: B. Renger (München), B. Schmidt (Forchheim)
13
Einführungsvortrag – CT-Update
1
W. Kalender
1
Institut für Medizinische Physik, Erlangen
Im Vortrag wird einführend der aktuelle Stand der Technik der modernen CT-Geräte referiert und auch auf spezielle Gerätelösungen hingewiesen. Besonderes Gewicht wird auf innovative Entwicklungen mit Bezug auf Dosiseffizienz gelegt.
Dazu gehören Röhrenstrommodulation und Dosisautomatik, optimale Wahl der Röntgenspektren, iterative Bildrekonstruktion und innovative Detektortechnologien. Viele CT-Untersuchungen können mittlerweile mit einer effektiven Dosis im
Bereich von wenigen mSv bzw. sogar im sub-mSv-Bereich durchgeführt werden. Als Ausblick werden Trends und potenzielle Weiterentwicklungen der CT kurz angesprochen.
28
14
Ein einheitliches Konzept zur Dosimetrie bei CT-Aufnahmen mit und ohne
Tischbewegung
1
1
2
1
B. Alikhani , L. Büermann , M. Borowski , T. Sauer
1
Physikalisch-Technische Bundesanstalt, Dosimetrie für Strahlentherapie und Röntgendiagnostik, Braunschweig
2
Städtisches Klinikum Braunschweig, Institut für Röntgendiagnostik und Nuklearmedizin, Braunschweig
Fragestellungen: Dosimetrische Messgrößen in der Computertomographie (CT) basieren auf dem CT-Dosisindex
(CTDI), der in den Achtzigerjahren von Shope et al. eingeführt wurde [1]. Der CTDI wird mit bleistiftförmigen, luftgefüllten
Ionisationskammern 100 mm aktiver Länge frei-in-Luft oder in einem Standard PMMA-Phantom gemessen. Bei CTs mit
kleiner Kollimation (schmales Strahlbündel) längs der Patientenachse ( -Achse) ist durch diesen Aufbau eine verlässliche
Abschätzung der in einem Patienten deponierten Energie möglich. Bei modernen Mehrzeilen- oder Cone Beam-CTs wird
aufgrund der größeren Kollimationen (große Strahlbreite) die deponierte Energie nur noch unzureichend erfasst. Hier ist
eine Erweiterung des CTDI Konzepts erforderlich, welche Energiedepositionen in einem größeren Bereich entlang der Achse erfasst. In der Norm IEC 60601-2-44 [2] wird ein Verfahren vorgeschlagen, mit dessen Hilfe CTDI-Werte für größere Kollimationen verlässlich bestimmt werden können. Obwohl diese Methode die mit großer Kollimation verbundenen
CTDIs neu definiert, werden die mathematisch undefinierten Fragestellungen, u. a. das Problem einer Messung mit unbewegtem Patiententisch, nicht behoben. Um dieses Problem zu lösen, haben Dixon und Boone [3] eine Methode empfohlen, bei der die Dosis nur in der Mitte (
) eines langen Phantoms mit einer kleinen Ionisationskammer ohne Bewegung des Patiententischs gemessenen wird. Dixon und Boone haben die Methode anhand der Dosisprofile aus den Experimentdaten von Mori et al. [4] verifiziert. Das Ziel dieser Arbeit war, das von Dixon und Boone vorgeschlagene Verfahren an einem CT Scanner mit großen Kollimationen anzuwenden und zu prüfen. Dabei wurde die Dosis für große
Kollimationen in der Mitte (
) langer PMMA-Phantome ermittelt. Außerdem wurden die so gemessenen Dosiswerte
mit denen verglichen, die anhand einer Superposition von Dosisprofilen entstehen, die bei Messung mit kleiner Kollimation erhalten werden.
Material und Methoden: Die in dieser Arbeit vorgestellten Messungen wurden mit einem 320-zeiligen CT Scanner des
Typs Toshiba Aquilion One durchgeführt, der sich im städtischen Klinikum Braunschweig befindet. Die Strahlbreite des
Scanners wurde zwischen 2 mm und 160 mm in 14 Kollimationen variiert. Die Dosiswerte wurden auf der Mittelachse
sowie in den vier peripheren Bohrungen zweier langer CTDI-Phantome mit Durchmessern von 160 mm (Kopfphantom)
bzw. 320 mm (Körperphantom) ohne den Tischvorschub gemessen. Die Länge der Phantome entspricht mit 450 mm der
dreifachen Länge eines Standard CTDI-Phantoms. Als Messsonde wurde ein Festkörperdetektor des Typs RTI
Doseprofiler verwendet.
Um die Methode von Dixon und Boone zu prüfen, wird ergänzend die Superposition der Dosisprofile für Rotationen mit
einer kleinen Kollimation benötigt, die eine Scanlänge
darstellt. Nach Dixon und Boone entspricht die mit der
kleinen Kollimation erhaltene Superposition dem mit einer großen Kollimation
gemessenen Profil. Eine eingeführte
Größe
, die das Verhältnis der bei großer Kollimation gemessenen Dosis in der Mitte (
) des langen
toms,
, und dem Dosismaximum aus der Superposition der
Profile,
, mit kleiner Kollimation darstellt, ermöglicht eine Aussage darüber, inwieweit die Methode von Dixon und Boone gültig ist (Symbole gemäß [3]). Das Verhältnis
ist gegeben durch
(1)
Zuerst wurde das Dosisprofil in einem langen Phantom längs der -Achse mit der kleinen Kollimation gemessen, wobei
das Phantom und die Messsonde mit Hilfe des Patiententischs verschoben wurden. Der experimentelle Aufbau zu den
Dosisprofil-Messungen ist in der Abbildung 1 skizziert. Um die Superposition der
Profile zu berechnen, wurde das
Dosisprofil mathematisch entsprechend folgender Gleichung auf unterschiedliche -Positionen, , verschoben
.
In dieser Arbeit wurden die Scanlängen
= 120, 140, 160 mm und die kleine Kollimation
29
(2)
= 20 mm gewählt.
Abb.1: Experimenteller Aufbau zur Dosisprofil-Messung
Ergebnisse: Die ermittelten Profile im Körperphantom an der zentralen Position sowie an den peripheren Positionen für
die Kollimation = 20 mm sind in der Abbildung 2 gezeigt. Die Dosiswerte an der Peripherie ergeben sich aus dem Mittelwert der Messwerte aller vier peripheren Positionen. Die Dosisprofile im Zentrum in der Abbildung 2 wurden mit Hilfe
der Gleichung (2) auf die Positionen
verschoben. Die verschobenen Dosisprofile und die resultierende Superposition
aller Profile für die Scanlänge = 140 mm ( = 7) sind in der Abbildung 3 dargestellt.
Abb.2: Dosisprofil im Körperphantom gemessen
Abb.3: Die Dosisprofile in der Mitte des mit der Kollimation = 20 mm.Körperphantoms verschoben auf die Positionen
mm. Die gestrichelte Kurve zeigt die Superposition aller verschobenen Profile.
30
für
=140
Abb.4: Das Verhältnis
Abb.5: Das Verhältnis
im langen Kopfphantom der zentralen Position sowie an den peripheren Positionen
im langen Körperphantom an der zentralen Position sowie an den peripheren Positionen
In den Abbildungen 4 und 5 sind die Verhältnisse
zeigen die Gültigkeit der Gleichung (1).
in den Kopf- und Körperphantomen dargestellt. Diese Abbildungen
Zusammenfassung: Der in den Achtzigerjahren eingeführte CT Dosisindex (CTDI) ist eine Messgröße in der CT Dosimetrie, die bei der Messung der Dosis in Systemen mit großer -Kollimation (große Strahlbreite) neu definiert werden
muss. In der Norm IEC 60601-2-44 wurde eine Methode präsentiert, mit der die CTDI100 für größere Kollimationen bestimmt werden können. Dixon und Boone haben eine alternative Methode vorgeschlagen, bei der es sich um die
Dosismessung in der Mitte (
) langer Phantome für größere Kollimationen handelt. Diese Methode liefert eine einheitliche Dosisgröße für CT-Aufnahmen mit und ohne Tischbewegung. In dieser Arbeit wurde die Anwendbarkeit dieser Methode an einem CT Scanner des Typs Toshiba Aquilion One verifiziert.
Literatur
[1]
T. B. Shope et al., Med. Phys., 8(4): 488-495, 1981.
[2]
IEC 60601-2-44 ed3.0, Medical electrical equipment - Part 2-44.
[3]
Robert L. Dixon and John M. Boone, Med. Phys., 37(6): 2703-2718, 2010.
[4]
S. Mori et al., Med. Phys., 32: 1061-1069, 2005.
31
15
Strahlenexposition von Patienten bei Standard-CT Untersuchungen
1
2
3
4
A. Schegerer , H.-D. Nagel , G. Stamm , G. Adam , G. Brix
1
Bundesamt für Strahlenschutz, Neuherberg
2
Fa. Sascrad, Buchholz
3
Medizinische Hochschule, Hannover
4
Universitätsklinikum, Hamburg-Eppendorf
1
Fragestellungen: Ziel dieser Studie war es, repräsentative Dosiswerte zu ermitteln, die aktuell in der klinischen Praxis
bei Standard-CT-Untersuchungen auftreten.
Material und Methoden: Basierend auf einer bundesweiten Erhebung zur CT-Expositionspraxis wurden für 34 StandardCT-Untersuchungen u. a. die relevanten Dosisparameter (CTDIvol, DLP) von anwendertypischen Protokollen erfasst und
die effektive Dosis Deff mit Hilfe des validierten Programms CT-Expo (v2.3.1) [1,2] berechnet.
Ergebnisse: Insgesamt wurden Fragebögen für 300 verschiedene CT-Scanner ausgewertet, was etwa 10 % aller in
Deutschland installierter medizinischer CT-Scanner entspricht. 48 %, 19 % und 33 % der an der Studie teilnehmenden
Einrichtungen waren radiologische Abteilungen von Krankenhäusern, Universitätskliniken bzw. radiologischen Praxen. Im
Mittel waren die CT-Scanner der teilnehmenden Einrichtungen 5 Jahre alt und wiesen überwiegend Detektoren mit 16
bzw. 64 Detektorzeilen auf. Die Ergebnisse der Studie können daher als repräsentativ angesehen werden. Einige wichtige Ergebnisse der Studie sind:
 Im Vergleich zur bundesweiten Erhebung aus den Jahren 2003 und 1999 [3,4] konnte der CTDIvol bis zu 66%, im
Mittel um 23%, gesenkt werden. Das DLP reduzierte sich hingegen im Mittel nur um 12%.
 Die automatische Dosismodulation, der Dual-Energy-Modus und iterative Rekonstruktionsalgorithmen wurden an
72%, 2%, bzw. 20% der CT-Scanner eingesetzt.
 Im Vergleich zu CT-Scannern, bei denen die gefilterte Rückprojektion (FBP) zur Bildrekonstruktion verwendet
wurde, konnte der CTDIvol im Mittel um 15% gesenkt werden, wenn iterative Rekonstruktionsalgorithmen (IRA)
eingesetzt wurden (s. Abb. 1). Die durch IRA erzielte Dosisreduktion hängt von der Untersuchungsart ab.
 Die Verteilung des CTDIvol von CT-Untersuchungen von Hartkontrast-Objekten unterschied sich nicht signifikant
von der Verteilung des CTDIvol aus Untersuchungen von Weichteilgewebe der gleichen Körperregion (z. B. bei
Untersuchungen des Beckenskeletts bzw. von Weichteilen in der Beckenregion).
Zusammenfassung: Die im Vergleich zum CTDIvol geringere Abnahme des DLP kann nur durch die Verwendung größerer Scanlängen erklärt werden. Die Strahlenexposition von Patienten bei Standard-CT-Untersuchungen kann durch eine
verbesserte Anpassung der CT-Protokolle an die medizinische Fragestellung, im Besonderen durch Anpassung der
Scanlänge an die diagnostisch relevante Körperregion weiter reduziert werden. Weiterhin sollte das technische
Dosisreduktionspotential moderner CT-Geräte besser ausgenutzt werden.
Abb. 1 Dosiswerte CTDIvol und Deff, gemittelt über die verschiedenen CT-Untersuchungsarten der Umfrage beim Einsatz
iterativer Rekonstruktionstechniken (IRA) im Vergleich zum Einsatz der konventionellen gefilterten Rückprojektion (FBP).
Literatur
[1]
Stamm, G., & Nagel, H.-D.: CT-EXPO [Computerprogramm]. Version 2.3.1. Hannover/Buchholz, Deutschland.
2014.
[2]
Brix, G., Lechel, U., Veit, R., et al.: Assessment of a theoretical formalism for dose estimation in CT: an anthropomorphic phantom study. Eur. Radiol. 14 (2004), S. 1275-1284.
[3]
Brix, G., Nagel. H.-D., Stamm, G., et al.: Radiation exposure in multi-slice versus single-slice spiral CT: results of
a nationwide survey. Eur. Radiol. 13 (2003). S. 1979-1991.
[4]
Galanski, M., Nagel H.-D., Stamm G.: CT-Expositionspraxis in der Bundesrepublik Deutschland: Ergebnisse einer
bundesweiten Umfrage im Jahre 1999. Rofo Fortschr Geb Rontgenstr Neuen Bildgeb Verfahr. 172 (2000). S. 166.
32
16
All-optical, low divergence Thomson radiation source via laser plasma accelerator
1
1
P. A. Walker ; F. Grüner
1
University of Hamburg and Center for Free-Electron Laser Science (CFEL), Hamburg
The field of medical X-ray imaging uses to date conventional X-ray tubes and, in some places, experimental studies performed at large-scale synchrotron radiation facilities. The latter provide X-ray beams with unprecedented quality such as
monochromaticity and ultra-low beam divergence. In order to miniaturize such brilliant X-ray sources, a new approach is
undertaken for utilizing so-called laser-plasma accelerators and Thomson backscattering of a laser pulse off the laseraccelerated electrons.
In recent years, laser plasma accelerators have matured towards producing usable electron beams to create brilliant Xray sources. In contrast to conventional methods of producing electron and photon beams, these plasma accelerators are
small and hence an excellent source for a compact, brilliant X-ray source. We present a way to create such a compact
source with low divergences.
The talk will discuss the physics of laser plasma acceleration, an overview of experimental results within the field, as well
as a description of a low divergence, brilliant, and compact X-ray source based on these plasma accelerators. These
efforts are being undertaken within the LAOLA collaboration between the University of Hamburg and DESY.
33
17
Kommissionierung eines Monte-Carlo basierten Modells zur Simulation der
Röhrenstrommodulation im CT
1
1
1
1,2
F. Göpfert , R. Schmidt , J. Wulff , K. Zink
1
Institut für medizinische Physik und Strahlenschutz, Gießen
2
Universitätsklinikum Gießen-Marburg, Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie, Marburg
Fragestellungen: Hinsichtlich der Reduktion der Patientendosis hat sich der Einsatz der automatischen Röhrenstrommodulation (TCM) beim klinischen Einsatz der Computertomographie bewährt. Diese Technik passt den Strom individuell
an die jeweils durchstrahlte Körperregion sowohl in der z-Richtung (z-Modulation) als auch in der x-/y-Ebene (Winkelmo1
2
dulation) des Patienten an. Wie Deak et al. zeigen konnten, sind adäquate patientenindividuelle Dosisabschätzungen
einer CT-Untersuchung mittels Monte Carlo (MC) unter Berücksichtigung der Einflüsse durch TCM möglich, sofern die
zugehörigen Modulationsdaten vorliegen. In der Regel sind diese Daten jedoch nicht frei zugänglich (lediglich im Ser3
vicemodus des CTs). Aus diesem Grund wurde in der Simulationssoftware GMctdospp ein Algorithmus zur Erzeugung
idealisierter z- und Winkelmodulationsdaten an die in heutigen Siemens CT Scanner implementierte Modulationstechnik
4
CareDose4D (Siemens Healthcare, Forchheim, Germany) entworfen und angepasst.
Material und Methoden: Zunächst wurde ein virtuelles, äquivalentes Quellenmodell eines Siemens CTs (Somatom Sensation Open 24) erstellt. Sowohl Strahlenqualität, als auch Formfilterung wurden dabei mittels Halbwertschichtdicken5
Messungen (nach Turner et al. ) an die realen Verhältnisse angepasst. Mittels kumulativer Dosismessungen im CTDI
Phantom wurde das Quellenmodell in MC validiert.
In Care Dose4D wird die z-Modulation mit Hilfe einer Übersichtsaufnahme (a.p. oder lateral) in z-Richtung des Patienten
bestimmt. Auf Basis dieser Schwächungsdaten errechnet ein unbekannter Algorithmus im Anschluss die zModulationskurve. Die Erzeugung der z-Modulationsdaten in MC wurde in vereinfachter Weise durchgeführt, wobei die
Schwächung eines stufenförmigen Phantoms in z-Richtung (s. Abb. 1(a)) unter Verwendung eines breiten Strahlenfächers, welcher den kompletten Querschnitt des Phantoms abdeckte, diskret abgetastet wurde. Aus den Schwächungsda6
α
ten wurde die Modulation gemäß Gies et al. mittels A bestimmt, wobei A die lokale Schwächung und α die Kontrollstärke ist. Zur Anpassung der z-Modulation diente der Verlauf der effektiven mAs, welcher dem DICOM-Datensatz eines CT
Scans des z-phantoms entnommen wurde.
7
Auf Basis der Schwächungsinformation zentraler Pixelelemente wird die Schwächung des Patienten aus jedem Winkel
φ(z) bestimmt und zu Modulationsdaten umgerechnet, welche 180° verzögert online angewendet werden. In MC wurde
die Schwächung entlang des spiralförmigen Quellenpfades unter Verwendung eines sehr schmalen Strahlenfächers
(1x1 cm²) diskret abgetastet. Die Modulationsfunktion wurde mittels obiger Gleichung proportional zur Wurzel der Schwächung berechnet (minimales Pixelrauschen). Zudem wurde die Modulationsamplitude jeder halben Rotation gemäß Gies
6
et al. limitiert.
Zur Anpassung der Winkelmodulation und Feinjustierung der z-Modulation in MC wurde eine zeitauflösende Ionisationskammer (MagicMax KV/Dose, IBA Dosimetry, Schwarzenbruck, Germany) über einem weiteren gestuften
Plexiglasphantom, einer Kombination aus zwei CTDI-Phantomen und dem Alderson-Phantom als komplexeste Geometrie in z-Richtung positioniert (s. Abb. 1(b)-(d)). Mit Einstellungen von 120 kVp, Pitch 1.0 und 250 mAs/250 ref. mAs (effektiv) wurde die Luftkerma zeitaufgelöst für CT-Untersuchungen mit aus- und eingeschalteter Röhrenstrommodulation ermittelt. Anhand nachfolgender Simulationen dieser Messszenarien wurden sowohl Winkelmodulation als auch zModulation verifiziert. Zuletzt wurden die Messergebnisse in relativer Form mit Simulationsergebnissen verglichen und
Abweichungen der integralen Luftkerma innerhalb jeder einzelnen Rotation bestimmt.
Ergebnisse und Diskussion: Die Validierung des Quellenmodells zeigte eine mittlere Abweichung zwischen gemessener und simulierter Luftkerma im CTDI-Phantom von 4%, was die Qualität des virtuellen Modells belegte. Die simulierte zModulation nähert sich dem Verlauf der eff. mAs gut an, wenn diese proportional zur Schwächung (α=1) berechnet wird.
Abb. 2 zeigt den Verlauf der eff. mAs in z-Richtung und beispielhaft simulierte z-Modulationen. Wie zu sehen ist eine
Feinjustierung der z-Modulation durch Variation der Strahlenfächerbreite möglich. Der Verlauf der effektiven mAs ist
durch Überschwinger an Kantenübergängen (T1-T5) des Phantoms charakterisiert, welche in der MC Simulation nicht
akkurat berücksichtigt werden können.
Abbildung 3 zeigt die Ergebnisse der zeitauflösenden Messungen mit und ohne TCM. Ein relativer Vergleich der zeitaufgelösten Luftkerma ohne TCM zeigt eine gute Übereinstimmung mit der berechneten Luftkerma (lokale Abweichung max.
6 %), was ebenfalls auf ein adäquates Quellenmodell hindeutet.
Wie erwartet, zeigt der Vergleich zwischen simulierter und gemessener Luftkerma bei eingeschalter TCM deutliche Abweichungen in der integralen Dosis pro Rotation (siehe Abb. 3) an Kantenübergängen der Phantome (teilweise über
100 %). Auch beim Alderson-Phantom ist ein solcher Effekt im Übergangsbereich vom Hals zur Schulter zu sehen.
Es zeigte sich außerdem, dass die Winkelmodulation mit einem Amplitudenlimit von 0.65 die geringsten Abweichungen
aufwies. Dies bedeutet, dass die Amplitude während einer halben Rotation auf minimal 35 % des maximalen Stroms abfällt. Hinsichtlich der z-Modulation führte eine Strahlenfächer-Breite von 47 cm (definiert im Isozentrum) zu den geringsten
Abweichungen.
34
Betrachtet man die Abweichungen der integralen Luftkerma in Rotationen außerhalb von Kantenübergängen unter Verwendung genannter Modulations-Einstellungen für z- und Winkelmodulation, so wird für das stufenförmige Phantom eine
mittlere Abweichung und eine zugehörige Standardabweichung von -3% (±10%), für die CTDI-Phantom-Kombination von
-2% (±15%) und für das Alderson Phantom von -4% (±27%) festgestellt.
Zusammenfassung: In dieser Studie konnte gezeigt werden, dass eine Röhrenstrom-Modulation mittels idealisierter
TCM-Daten prinzipiell gut abgebildet werden kann. Allerdings ist eine Betrachtung des absoluten Einflusses der TCM auf
Organdosen und die effektive Dosis für weitere Validierungszwecke notwendig. Außerdem sind weitere Einstellungsmöglichkeiten in CareDose4D, wie zum Beispiel die Modulationsstärke („mittel“ (diese Studie), „stark“ und „schwach“), und
dessen Auswirkungen auf die applizierte Dosis zu untersuchen.
Abb. 1: (a) Messaufbau des z-Phantoms (Plexiglas). (b)-(d) Messaufbau für zeitaufgelöste Luftkerma-Messungen ((b) Gestuftes Phantom (PMMA), (c) CTDI-Phantom-Kombination (Plexisglas), Alderson Phantom). Die zeitauflösende Ionisationskammer wurde direkt
über den Phantomoberflächen positioniert. (b-d.1) and (b-d.2) Sagittale und frontale Ansicht der virtuellen Phantom-Geometrien in
EGSnrc. Die Ionisationskammer ist in der Farbe blau dargestellt. Die Startposition der Quelle in z-Richtung (braun gepunktete Linie)
und der Scan-Bereich (rot gestrichelte Linien) sind gekennzeichnet.
35
Abb. 2: Vergleich des relativen Verlaufs der effektiven mAs in z-Richtung, welcher aus einem CT Scan des z-Phantoms bei
250 ref. mAs resultierte, mit in MC berechneten z-Modulationen. Es wurden drei verschieden große Strahlenfächer (40 cm, 44 cm and
48 cm, definiert im Isozentrum)) bei veränderlichen Kontrollstärken α (1.0, 0.5 und 0.3) betrachtet. T1-T5 kennzeichnen die Übergangsregionen des z-Phantoms. Alle dargestellten Daten wurden auf das arithmetische Mittel der gemessenen bzw. berechneten Werte
normiert, welche im Bereich des ersten Plexiglaskörpers detektiert wurden (Region T1-T2).
36
Abb. 3: Ergebnisse gemessener und berechneter relativer Luftkermawerte als Funktion der z-Position des jeweils untersuchten
Phantoms bei CT-Untersuchugen mit eingeschalteter (rechte Diagramme) und ausgeschalteter (linke Diagramme)
Röhrenstrommodulation. Der Berechnung der z-Modulation in MC lag eine Strahlenfächerbreite von 47 cm und eine Kontrollstärke α
von 1.0 zu Grunde, während die Winkelmodulation mit einer schmalen Strahlenfächerbreite (1cm), einer Kontrollstärke von 0.5 und
einer Amplitudenlimitierung von 65% durchgeführt wurde. Die statistischen Unsicherheiten der MC Simulationen lagen unter 2%.
Literatur
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Kalender WA. Dose in x-ray computed tomography. Phys Med Biol. 2014;59(3):R129-R150
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Deak P, van Straten M, Shrimpton PC, Zankl M, Kalender WA. Validation of a Monte Carlo tool for patient-specific
dose simulations in multi-slice computed tomography. Eur Radiol. 2008;18(4):759-72
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Schmidt R, Wulff J, Kästner B, Jany D, Heverhagen JT, Fiebich M, Zink K. Monte Carlo based calculation of patient dose exposre in CT-examinations. IFMBE Proceedings. 2009;22:2487-90
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Turner AC, Zhang D, Kim HJ, DeMarco JJ, Cagnon CH, Angel E, Cody DD, Stevens DM, Primak AN, McCollough
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with automatic tube current modulation,” Phys. Med. Biol. 57(20), 6309 (2012).
37
Session 4 – Dosimetrie I: 2D-Dosimetrie und klinische Dosimetrie
Chairs: G. A. Zakaria (Gummersbach)
18
Quantitative Dosismessungen mit einem Speicherfoliensystem in Feldern für die externe
Strahlentherapie
1
1
C. Aberle , R.-P. Kapsch
1
Physikalisch-Technische Bundesanstalt, Braunschweig
Fragestellungen: Speicherfoliensysteme ermöglichen quantitative, zweidimensionale Dosismessungen von Strahlenfeldern über einen mehrere Größenordnungen umfassenden Dosisbereich mit einer hohen räumlichen Auflösung (0,12 mm
x 0,12 mm Pixelgröße).
Diese Eigenschaften machen Speicherfoliensysteme interessant für die Qualitätssicherung in der externen Strahlentherapie [1,2] und für grundlegende Fragestellungen in der Dosimetrie. Die Dosimetrie in kleinen Feldern [3,4] wird aufgrund
aktueller Entwicklungen in der externen Strahlentherapie (z.B. IMRT, VMAT, etc.) zunehmend wichtig.
Ionisationskammermessungen zeigen aufgrund der Mittelung des Signals über das Kammervolumen vor allem in kleinen
Feldern systematische Abweichungen von der zu bestimmenden Punkt-Dosis am Messort. Mit hochaufgelösten Speicherfolienmessungen der relativen Dosisverteilung ist es möglich, Volumenkorrektionsfaktoren k V für individuelle Kammern zu
bestimmen, wenn deren räumliches Ansprechvermögen bekannt ist [5,6].
Material und Methoden: Im Rahmen des europäischen Forschungsprojektes “Metrology for radiotherapy using complex
radiation fields” (EMRP-HLT09) wurde ein kommerzielles Kodak ACR2000i Speicherfoliensystem [7] umfassend charakterisiert. Das System besteht aus einem Laser-Scanner, der Signale auf einer zuvor bestrahlten Speicherfolie mithilfe von
photostimulierter Lumineszenz misst, und einer Löscheinheit, die das Restsignal auf ausgelesenen Folien mit Licht
löscht. Es wurden Speicherfolien vom Typ „Kodak Flexible Phosphor Screen HR“ (24 cm x 30 cm) und die mitgelieferte
Software „Kodak Radiation Oncology Beam Dosimetry“ verwendet.
60
Die Messungen wurden unter Referenzbedingungen in 30 cm x 30 cm Wasserphantomen an einer
CoBestrahlungseinrichtung und an zwei Elekta Precise Linearbeschleunigern der Physikalisch-Technischen Bundesanstalt
(PTB) durchgeführt.
Zunächst wurden geeignete Messbedingungen gefunden, um reproduzierbare Ergebnisse zu erhalten: Abhängigkeiten
von der Raumtemperatur am Ort des Scanners und von der Temperatur der Folie zwischen Bestrahlung und Auslesen
wurden bestimmt und durch geeignete Messprozeduren minimiert. Die Abnahme der Signalstärke mit der Zeit zwischen
Bestrahlung und Scan wurde gemessen. Zusätzlich sind umfangreiche Langzeitstabilitätstests durchgeführt worden.
Die Dosisleistungsabhängigkeit und die Abhängigkeit von der Einstrahlrichtung wurden mit 10 MV bzw. 8 MV Photonen
untersucht.
60
Dosis-Signal-Kalibrierkurven wurden für Co, 4MV Photonen, 8MV Photonen, 25 MV Photonen, 10 MeV Elektronen, 15
MeV Elektronen und 18 MeV Elektronen zwischen 0,01 Gy und 7 Gy bestimmt.
60
Inhomogenitäten in der Antwort der Speicherfolienmessung konnten mit Co und 15 MeV Elektronen charakterisiert werden. Dazu wurden möglichst homogene Strahlungsfelder erzeugt und verbleibende Inhomogenitäten der Felder mit Ionisationskammer-Messungen bestimmt.
Relative Dosisverteilungen von Feldern variierender Größe (10 cm x 10 cm bis 1 cm x 1cm) wurden gemessen, um Volumenkorrektionsfaktoren für Ionisationskammern zu bestimmen.
Ergebnisse: Die Längenskala der Speicherfolienbilder muss um etwa 2 % in horizontaler Richtung und um etwa 3 % in
vertikaler Richtung korrigiert werden, wobei auch Änderungen in der Längenskala von Messung zu Messung auftreten
können. Zusätzliche Markierungen mit bekannten Abständen auf der Speicherfolie erlauben eine automatisierte Analyse
der realen Längenskala für jede Messung.
Die Reproduzierbarkeit der Signale hängt von der Temperatur des Scanners ab. Durch eine konstante Raumtemperatur
von 23°C ± 1°C und durch Minimieren der Zeit, in der die Löscheinheit betrieben wird, konnte die Reproduzierbarkeit
60
stark verbessert werden. Über mehrere Monate wurde ein langsamer Drift der Messwerte beobachtet, der mit Co Mes90
sungen und mit Messungen mit einer Sr Quelle verfolgt wurde.
Der Signalverlust mit zunehmender Zeit zwischen der Mitte der Bestrahlung und der Mitte des Auslesevorgangs (tfading)
kann ebenfalls zu signifikanten Effekten führen (siehe Abb. 1). Bei t fading = 11 min beträgt der Signalverlust etwa 4 Signaleinheiten (SU) pro Minute (ca. 0,7 % in der Dosis). Das Einhalten von definierten zeitlichen Messabfolgen ist deshalb
unerlässlich. Außerdem muss die Speicherfolie während der Bestrahlung und dem Auslesen im Dunkeln gehalten werden.
Die gemessenen Dosis-Signal-Kalibrierkurven (siehe Abb. 2) können jeweils über den gesamten Dosisbereich durch eine
Fit-Funktion mit vier freien Parametern A-D beschrieben werden:
38
Für jeden Pixel sind SU-Werte von 0 bis 4095 möglich (12 bit Auflösung). Höhere SU-Werte bedeuten ein schwächeres
Signal. Die Fit-Funktion beschreibt einen näherungsweise logarithmischen Zusammenhang zwischen den (invertierten)
SU und der Dosis mit Abweichungen bei sehr kleinen Dosiswerten (Parameter C) und großen Dosiswerten (Parameter
D). Die Energie- und Teilchenart-Abhängigkeit der Speicherfolienmessungen kann ebenfalls aus Abb. 1 abgelesen werden. Diese Abhängigkeit kann vor allem bei Feldern mit hohen Dosisgradienten und damit einhergehendem veränderlichem Anteil an niederenergetischer Streustrahlung zu Komplikationen in der Dosisberechnung führen.
Es wurde keine signifikante Abhängigkeit von der Dosisleistung festgestellt. Dazu wurde eine Speicherfolie mit 10 MV
Photonen bei vier verschiedenen Dosisleistungen (ca. 50, 100, 200 und 400 MU/min) mit jeweils 1 Gy bestrahlt und die
Fading-Korrektur berücksichtigt.
Die Standard-Kalibrierung der Scanner-Sensitivität in x-Richtung (= Scan-Richtung des Lasers) [8] konnte durch homogene Bestrahlung einer Speicherfolie und durch den Vergleich mit Ionisationskammermessungen verbessert werden. Es
wurde ein Korrekturprofil in Abhängigkeit von x ermittelt mit Korrekturen von bis zu 4 %. In y-Richtung (Transportrichtung
der Folien) treten wie erwartet kaum großflächigen Inhomogenitäten auf. Die zufälligen Pixel-zu-Pixel-Variationen betragen etwa 3 SU (RMS). Das entspricht etwa 0,5 % in der Dosis.
Bei der Bestrahlung mit 8 MV Photonen konnte bis zu einer Rotation von etwa 30 bis 40 Grad (ausgehend von einer Bestrahlung mit einem orthogonal auftreffendem Strahl) keine signifikante Änderung des Signals festgestellt werden (siehe
Abb. 3). Für größere Winkel treten Abweichungen auf, so dass bei komplexeren Bestrahlungssituationen die Winkelabhängigkeit berücksichtigt werden muss.
Erste Untersuchungen zur Bestimmung von Volumenkorrektionsfaktoren für Ionisationskammern wurden durchgeführt.
Für die Bestimmung der Korrektur muss lediglich die relative Dosis über den Bereich des Volumens der Ionisationskammer mit Speicherfolien genau gemessen werden. Falls sich die mittlere Energie des Strahlungsfeldes über die Größe der
betrachteten Ionisationskammer stark ändert, kann diese Bedingung aber eventuell aufgrund der Energieabhängigkeit
der Speicherfolienmessungen verletzt werden. Genauere Untersuchungen zu Volumenkorrektionsfaktoren und deren
Unsicherheiten werden derzeit durchgeführt.
Zusammenfassung: Mit Speicherfolienmessungen können quantitative, zweidimensionale Dosismessungen mit einer
hohen räumlichen Auflösung über einen großen Dosisbereich durchgeführt werden. Mehrere, teilweise zeitaufwändige
Korrekturen und Kalibrierungen sind notwendig, um unter anderem Temperatur- und Fading-Effekte, Langzeitstabilität
und die Dosis-Signal-Kalibrierkurven zu bestimmen. Die Energieabhängigkeit der Dosismessung mit Speicherfolien erfordert dabei besondere Aufmerksamkeit.
This work is supported by the EMRP joint research project MetrExtRT which has received funding from the European
Union on the basis of Decision No 912/2009/EC. The EMRP is jointly funded by the EMRP participating countries within
EURAMET and the European Union.
Abb.1: Signalverlust bei zunehmender Zeit zwischen der Mitte der Bestrahlung und der Mitte des Auslesevorgangs (t fading). Niedrigere
60
SU-Werte entsprechen einem stärkeren Signal. Gezeigt sind Bestrahlungen mit 1Gy an der Co-Anlage (10 cm x 10 cm Feld). Die
Wartezeit zwischen Bestrahlung und Auslesen wurde variiert. Die empirische Fit-Funktion eignet sich für Interpolation.
39
Abb.2: Dosis-Signal (SU)-Kalibrierungen für sieben verschiedene Strahlenqualitäten. Niedrigere SU-Werte entsprechen einem stärke60
ren Signal. Aus Gründen der Übersichtlichkeit ist nur eine Fit-Funktion (für Co) eingezeichnet. Die Messungen wurden unter Referenzbedingungen [9] im Wasserphantom durchgeführt und im Zentrum des Strahls ausgewertet.
Abb.3: Abhängigkeit von der Einstrahlrichtung für 8 MV Photonen. Null Grad entspricht einem senkrechten Einfall des Strahls. Bis etwa
30-40 Grad kann keine Winkelabhängigkeit festgestellt werden. Niedrigere SU-Werte entsprechen einem stärkeren Signal, bei großen
Winkeln nimmt die Signalstärke ab.
Literatur
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A.J. Olch: Evaluation of a computed radiography system for megavoltage photon beam dosimetry, Med. Phys. 32
(2005) 2987.
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small and nonstandard fields, Med. Phys. 35 (2008) 5179.
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Elektronenstrahlungsfeldern, Abstractband der 44. Jahrestagung der DGMP (2013), Beitrag 27.
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radiation therapy (2002).
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Eastman Kodak Company: Adjustments and Replacements for the ACR-2000i Reader (2002).
40
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Norm DIN 6800-2: Dosismessverfahren nach der Sondenmethode für Photonen- und Elektronenstrahlung – Teil
2: Dosimetrie hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung mit Ionisationskammern, 2008-03, Berlin:
Beuth Verlag.
41
19
Online-Dosisverifikation mit einem Transmissionsdosimetriesystem – klinische
Kommissionierung und Evaluation
1
1
1
1
1
1
J. Thölking , Y. Sekar , J. Fleckenstein , F. Lohr , F. Wenz , H. Wertz
1
Universitätsmedizin Mannheim, Medizinische Fakultät Mannheim der Universität Heidelberg, Klinik für Strahlentherapie
und Radioonkologie, Mannheim
Fragestellungen: Durch die Einführung neuer hochkomplexer Technologien in der intensitätsmodulierten Strahlentherapie ist eine umfassende, zuverlässige und effiziente Qualitätssicherung erforderlich. Die Implementierung einer neuen
Online-Dosisverifikation während der täglichen Bestrahlung ermöglicht eine weitere Steigerung der Patientensicherheit im
Vergleich zur vorklinischen Planverifikation. Die Entwicklung und klinische Einführung einer solchen Verifikationsmethodik
®
wird in unserer Klinik mit dem Transmissionsdosimetriesystem COMPASS und dem Dolphin Detektor (IBA Dosimetry,
Schwarzenbruck, Deutschland) durchgeführt. In dieser Arbeit wird die klinische Performance und Charakteristik des
Transmissionsdosimetriesystems untersucht und evaluiert.
Material und Methoden: COMPASS ist ein Qualitätssicherungssystem, das eine 3D-Dosisrekonstruktion in einem CTDatensatz ermöglicht. Sowohl eine reine Dosisnachberechnung als auch eine Dosisrekonstruktion basierend auf
Fluenzmessungen können mit diesem System durchgeführt werden. Zur Fluenzmessung wird der Transmissionsdetektor
direkt am Bestrahlungskopf zwischen Kollimator und Patient angebracht.
Zur Validierung der dosimetrischen Performance des Detektors wurden sowohl die Dosisraten-Abhängigkeit als auch die
Linearität des Systems untersucht. Des Weiteren wurde die Dosisrekonstruktion für 18 IMRT-Pläne (9×step&shoot,
9×VMAT) in einem QA-Phantom (MatriXX-Detektor + 4cm RW3-Platten) basierend auf Transmissionsmessungen mit
einer vorklinischen Planverifikation (2D-Analyse mit MatriXX-Detektor) und dem Bestrahlungsplanungssystem (BPS)
verglichen. Die Genauigkeit der Dosisrekonstruktion im Patienten wurde gegenüber einer unabhängigen
Dosisnachberechnung basierend auf verschiedenen Dosis Volumen Indizes und einer 3D Gamma-Analyse evaluiert. Um
die Fähigkeit des Gesamtsystems zur Detektion von Bestrahlungsfehlern zu testen, wurden IMRT-Sequenzen mit verschiedenen Arten von systematischen und zufälligen Fehlern (Lamellenpositionierung, Dosis-Output) modifiziert und mit
dem Transmissionsdetektor verifiziert.
Ergebnisse: Die physikalischen Anforderungen im Hinblick auf Dosisraten-Abhängigkeit und Linearität wurden vom neuen Transmissionsdetektor erfüllt (<1% Abweichung zur Standardionisationskammer). Des Weiteren ergab der Vergleich
zwischen der neuen Transmissionsverifikation mit der vorklinischen Planverifikation und dem BPS eine sehr gute Übereinstimmung für alle IMRT und VMAT-Pläne (γ(3%/3mm): (99,3±1,2)% und (99,1±0,7)%). Eine gute Übereinstimmung
wurde auch für die 3D-Dosisrekonstruktion im Patienten-CT erreicht (durchschnittlicher Gamma-Index im Zielvolumen
γ(3%/3mm) = 0,27±0,04 im Vergleich zur unabhängigen Dosisnachberechnung). Es konnte lediglich eine minimale
Dosisunterschätzung (<2%) innerhalb des Zielvolumens für die Dosisrekonstruktion basierend auf den Transmissionsmessungen nachgewiesen werden. Des Weiteren zeigte der Sensitivitätstest, dass Fehlpositionierungen der Lammellenbank >1mm und ein fehlerhafter Dosis-Output >2% eindeutig mit dem Detektor detektiert werden konnten.
Zusammenfassung: Da das neue Transmissionssystem sowohl die physikalischen Anforderungen erfüllt also auch für
die 2D- und 3D-Evaluation für alle IMRT-Bestrahlungspläne eine sehr gute Übereinstimmung mit der vorklinischen Plan®
verifikation und mit der Dosisnachberechnung ergab, ist der neue Transmissionsdetektor Dolphin für die klinische Planverifikation geeignet.
42
20
A special technique for GafChromic EBT3® film dose calibration for low energy X-rays
1
1
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1
Z. Kalkan X. Liu , B. Nadrowski , C. Herskind , F. Schneider , F.Wenz , S. Clausen
1
University Medical Centre Mannheim of University Heidelberg, Department of Radiation Therapy and Radiooncology,
Heidelberg
®
Introduction: The Intrabeam system (Carl Zeiss Surgical, Oberkochen, Germany) is a medical device used for intraoperative radiation therapy (IORT) for oncological purposes [1, 2]. IORT is the direct delivery of a single high dose
®
fraction of radiation into the tumor cavity soon after surgical tumor resection [3]. The Intrabeam consists of a user terminal, a control console, which controls the x-ray source so called XRS4, quality assurance (QA) equipment [2] and a stand
for holding and guiding the XRS4. The XRS4 consist of a miniaturized electron gun, an accelerating unit, bending coils
and a gold target at the end of a field-free drift tube [2, 4]. Electrons are emitted by the electron gun and accelerated to a
maximum energy range of 50keV and then steered down a narrow drift tube (9 cm length and 3.2mm diameter [1]) towards a gold target [5-7]. The resulting x-rays have an approximate radial symmetric dose distribution [6].
It is fundamental for this device, that the dose gradient alongside the radially symmetric distributed dose has a very steep
dose gradient with increasing depth. Therefore physical and dosimetric properties of the Intrabeam® mobile x-ray source
are different from conventional kilo-voltage therapy units and are not well established yet [5].The purpose of this study is
to investigate a new approach for an absolute dose calibration measurement of low energy x-rays.
The measurements were done in air for the necked XRS4 without any applicator attached to it. Gafchromic EBT3® films
are used to evaluate the dose distribution in a specific plane. These films are chosen because of their promising high
spatial resolution. The traditional film calibration is usually based on the physical doses, which are achieved by varying
the distance between the source and the film, a depth-dose-curve (DDC) is obtained. However, in this study, the distance
between the source and the film remained constant (fixed) and the prescription time varied for a constant dose-rate of the
x-ray source. The dose is then measured using an ionization chamber and a DDC is derived. Ionization chamber is a gas
filled detector which integrated the dose along the area of its sensitive active window. Since the dose gradient is steep
with increasing depth, an ionization chamber with a very small sensitive window was used to obtain low integration errors
and achieve absolute dose values. Furthermore, the smaller the distance is between the source tip and the ionization
chamber the larger the error is. In order to minimize the errors, the film calibration in this study was done by varying the
prescription time instead of varying the distance between the source and the chamber. The distance was chosen when
the signal to nose ratio was still high.
Material and methods:
Equipment and Set-up
A stand was used for the depth-dose measurements and the film calibration measurements. This construction was done
for the dosimetry measurements of the Intrabeam® XRS4 in air, without attaching an applicator which is usually used
during real IORT treatments. The idea of using the bare probe was to approximate a point source. The XRS4 was positioned on a wood plate and was additionally fixed with a special holder to the stand. The dose is detected by using an
ionization chamber which is included in a Gammex solid water plate (14x14x1cm). An additional 14x14x0.25cm-thick solid
water plate was added to the apparatus. Both plates were fixed by bolts to a Plexiglas holder. This holder is a part of the
stand and can be moved by a crank in vertical direction. Here it is placed so that the center of the ionization chamber
sensitive window is positioned directly above the bare probe tip. Two diagonal positioned bolts were used to attach the
solid water plates to the Plexiglas holder and two additional bolts to hold the two plates together. The position of the complex system consisting of the ionization chamber is synchronously adjusted according to the source tip. To overcome the
problem with the integration error of an ionization chamber mentioned above, a small chamber, the “PTW Soft X-Ray
3
Chamber” (Volume: 0.02cm , type: 23342, Physikalisch-Technische Werkstaetten, Freiburg, Germany), was used in the
following experiments. The diameter of its sensitive window is d=3mm. The readouts were taken by a PTW UNIDOS
(Type: T10001-10583, Physikalisch-Technische Werkstaetten, Freiburg, Germany).
Depth-Dose Curve Measurement
The purpose of the first measurements was to generate a depth-dose-curve for the XRS4 bare probe in air. Therefore the
distance between the bare probe tip and the ionization chamber was increased from 1cm to 10cm in 1cm intervals. The
irradiation time was fixed for each distance. The parameters within the Intrabeam® Control Unit Software were taken as
following: prescription_depth= 15mm, dose=0.5Gy, prescription_time=34s. Since the software is based on water tank
measurements the dose rates in air were read for each distance.
Gafchromic EBT3 Film Calibration Measurement
GafChromic EBT3 are radiochromic dosimetry films consisting of a single active layer (27μm thickness), containing the
active component, marker dye, stabilizers, and other additives giving the film low-energy dependence [8]. Since the active
layer is positioned between two polyester substrates (120μm thickness) there is no need for keeping track of which side
of the film is facing the light source of the scanner [8]. The films were handled and maintained according to recommendations of the manufacturer and AAPM TG-55 protocol [9].
43
The film measurements were examined for a distance of 5cm (determined by the previous depth-dose curve
meaurements) between the bare probe tip and the film plane. The film was positioned between the two Gammex solid
water plates, which has the same distance to the bare probe tip as the ionization chamber. The parameters within the
Intrabeam® Control Unit Software were taken as: prescription_depth= 15mm, dose_rate= 1.059Gy/min and the real
output_dose_rate= 6.75mGy/s. By varying the prescription time, different output-doses were achieved acording to the
chosen dose-rate. Overall ten prescription times were applied: 1min, 2min, 4min, 7min, 10min, 15min, 30min, 40min,
50min and 60min.
The irradiated films were stored for approxiamtely 24h before prior the scanning process for evaluation. The irradiated
films were scanned with an EPSON Expression 10000XL/Pro flatbed scanner (US Epson, Long Beach, CA). To ensure
the that the films are positioned at the center of the scanner, a specially designed plastic frame EASEL (ISP, NY) was
used. To ensure the direct contact of the film to the scanner durface lead coins were placed at the corners of the film. The
obtained scans were processed using “Image J” and a special designed MATLAB software.
Result:
Depth-Dose Curve
The results of the DD measurements are represented in table 1. For each depth, the distance difference (delta_d) between the central-beam and the beam reaching the corner of the ion chambers sensitive window is calculated and shown
below.
Depth [cm]
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
11
12
Dose-Rate [mGy/s]
92.65
33.26
17.15
10.04
6.75
4.79
3.57
2.74
2.18
1.78
1.46
1.22
Delta-d [mm]
0.112
0.056
0.037
0.028
0.022
0.019
0.016
0.014
0.012
0.011
0.010
0.001
Tab.1: Depth-Dose-Curve Measurements for XRS4 bare probe in air and error calculation
Gafchromic EBT3 Film Calibration
The results of the film calibration measurements are shown in fig.1. The minimum grey value which correlates to the maximum dose on the film was evaluated.
th
Fig.1: Gafchromic EBT3 Film Measurements (red channel only); 4 order polynomial fit
44
Conclusion: The purpose of this study was to investigate a new technique for film calibration for low energy x-rays. The
Carl Zeiss Intrabeam® mobile x-ray source XRS4 with a maximum energy range of 50keV was used for the whole measuring procedure. The film calibration was proceed for a fixed distance between the source and the film plane, while only
the prescription time was varied for a constant dose-rate of the x-ray source. Before, a depth-dose curve measurement
was done to find a stable distance with acceptable signal to noise ratio. Prior a distance of 5cm was chosen between the
XRS4 source tip and the film plane. This distance has shown a delta_d of 22μm which is very small compared to the radius of the ion chamber active window (r=1.5mm). Therefore only small calculation errors of the ionization chamber are
expected.
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45
21
Verifikation der Hautdosis bei strahlentherapeutischer Behandlung oberflächennaher
Tumoren
1
1
1
B. Gebauer , T. Hauschild , T. Koch
1
Sozialstiftung Bamberg, Klinik und Praxis für Strahlentherapie und Radioonkolgie, Bamberg
Fragestellungen: Zur Einschätzung der Qualität neuer Techniken - IMRT und Tomotherapie - ist es notwendig, diese
rechnerisch und dosimetrisch zu verifizieren. Die messtechnische Erfassung und rechnerische Auswertung der Hautdosis
unterliegt dabei der Schwierigkeit der Hautdefinition im Planungsvorgang. Es müssen geeignete Messmittel betrachtet
werden, welche die Hautdosis nicht invasiv und mit einer ausreichenden Messauflösung erfassen können. Die dabei inteTM
ressierende Messgröße ist die tatsächlich applizierte Hautdosis. InLight® nanoDots OSLD (Landauer, USA) wurden
hierfür auf ihre Eignung der Messung der Hautdosis und bezüglich Messvermögen und –auflösung untersucht.
TM
Material und Methoden: Der InLight® nanoDots ist ein OSLD (optisch stimulierter Lumineszenz-Detektor). Dieser
OSLD reagiert auf die optische Stimulation mittels Licht eines bestimmten Spektrums mit einem Lumineszenzsignal. Das
Detektormaterial der nanoDots besteht aus einem kristallinen Zylinder (Disk) der Dicke 0.2 mm mit einem Durchmesser
2
von 7 mm und bietet eine effektive Messtiefe von 0.07 g cm . Bei der Disk handelt es sich um kohlenstoffdotiertes Aluminiumoxid (Al2O3:C). Die Stoffzusammensetzung entspricht der eines synthetischen Saphirs. Der OSLD ist mit einer
Kunststoffhülle der Abmessung 24 mm x 12 mm x 2 mm ummantelt.
Die Grundlagenmessungen wurden mithilfe eines RW3-Plattenphantoms, eines MP3-Wasserphantoms und einem eigens
im Rapid-Protoypingverfahren erstellten Winkelphantom. Diese dienten der Kalibrierung, der Erfassung der Messunsicherheit, der Erstellung der Tiefendosiskurve und der Überprüfung der Winkelabhängigkeit. Alle Grundlagenmessungen
wurden an einem Elekta Synergy Linearbeschleuniger durchgeführt und auch für die Messungen am Tomotherapie-Gerät
übernommen. Weiterhin wurden Patientenpläne erstellt und diese am Linearbeschleuniger und Tomotherapie-Gerät abgestrahlt und deren Oberflächen bzw. Hautdosis bestimmt. Zur Überprüfung der Patientenmessungen am Phantom wurden auch Messungen mit radiochromatischen Filmen durchgeführt.
Der klinische Einsatz der nanoDots erfolgte im Rahmen von Brust- und Brustwandbestrahlungen zur Evaluation der
Oberflächendosis sowie der Hautdosis.
Ergebnisse: Die Ergebnisse der Grundlagenmessungen haben gezeigt, dass der nanoDot eine besonders gute Eignung
für die Messung der Oberflächendosis aufweist. Aus diesen Messungen konnte ein Korrekturfaktor für die Haut in einer
Tiefe von 1 mm zu 1.1986 bestimmt werden. Bei Bestrahlungen der Brust und Brustwand konnte mithilfe der nanoDots
die verordnete Dosis im Mittel dosimetrisch nachgewiesen werden. Es ergaben sich lokale Dosisdifferenzen von bis zu 20.41% auf Grund der Planmodulation. Für die Oberflächendosen am Linearbeschleuniger bei Brustbestrahlung mit 180
cGy Nominaldosis, konnte ein Mittelwert von 119.69 cGy gemessen werden. Im Vergleich hierzu wies das TomotherapieGerät mit 124.14 cGy eine leicht höhere Oberflächendosis bei gleichem Dosiskonzept auf. Weiterhin wurden verschieden
Dicke Bolus-Materialien am Tomotherapie-Gerät getestet. So zeigte sich, dass 3 mm Bolusmaterial ausreichend sind um
eine Oberflächendosiserhöhung auf 170.00 cGy zu erreichen. Die am Patienten durchgeführten Messungen bei Brustbestrahlung wiesen eine Oberflächendosis von 119.53 – 140.72 cGy und eine korrigierte Dosis in 1 mm Tiefe von 143.27 168.67 cGy auf. Für die Bestrahlung der Brustwand ergaben sich für die Oberflächendosis 144.70 - 157.98 cGy und eine
korrigierte Dosis in 1 mm Tiefe von 173.47 – 189.36 cGy bei einer Nominaldosis von 200 cGy.
TM
Zusammenfassung: Der InLight® nanoDots OSLD wurde auf seine klinische Eignung in der Applikation als Oberflächendosimeter zur Verwendung in der Brust und Brustwandbestrahlung untersucht. Hierfür wurden die Messunsicherheit
bestimmt, die Winkelabhängigkeit evaluiert, Tiefendosiskurven erfasst und Messungen am Linearbeschleuniger und
Tomotherapie-Gerät durchgeführt. Folgend wurden Messungen am Patienten durchgeführt. Es zeigte sich, dass
nanoDots im klinischen Alltag aufgrund ihrer hohen Messgenauigkeit und einfachen Anwendung zur täglichen Qualitätssicherung am Patienten geeignet sind.
46
22
Elektronen, Tiefendosiskurven, Bolusmaterial, MU und Co.
1
2
3
J.M. Jensen , J. Beck , F.-A. Siebert
1
WMCC, Cancer Centre, Brandon, MB, Kanada
2
CCMB, Medical Physics, Winnipeg, MB, Kanada
3
UKSH, Campus Kiel, Medizin Physik, Kiel
Fragestellungen: In ca. 10 % der strahlentherapeutischen Behandlungen werden auf Grund des Erkrankungsbildes
Elektronen eingesetzt. Wegen ihrer definierten Reichweite in Gewebe werden sie jedoch nur bei oberflächennahen Läsionen sinnvollerweise benutzt. Zur optimalen Dosisabdeckung des Tumors ist es u. U. erforderlich, wegen des typischen
Tiefendosisverlaufes diesen an den Tumor durch Bolusmaterial anzupassen, besonders im proximalen Bereich.
Material und Methodik: Neben einer ausreichenden Berücksichtigung der Penumbra, die sich an der tumorumschliessenden Isodose orientiert, z. B. für die 95 %-Isodosenlinie 1.3 cm für alle üblichen klinischen Elektronenenergien (6 MeV,
..., 18 MeV), erfordert der Tiefendosisverlauf von Elektronenstrahlung Bolusmaterial auf der Haut, um auch in longitudinaler Richtung die Verordnungsdosis realisieren zu können. Dieses wurde im Experiment durch Aufbringen von 1 cm der
verschiedenen Bolusmaterialen (siehe Tab. 1) auf ein Festkörperphantom simuliert.
Material
Wasser/Water (zum Vergleich)
Physikal.
Dichte
-3
ρ [g ∙ cm ]
1.0
Bemerkungen
-
Silikon (durchscheinend)
1.09
langer Aushärtungsprozess (einige Std.);
Bienenwachs/Bee Wax
0.96
zeitaufwändige Präparation;
Dental Wachs/Dental Wax
0.87
siehe auch Bienenwachs;
1.67
hohe Dichte (Silizium Gehalt)
1.02
Standard Bolus; nur diskrete Dicken;
1.2
Standard Bolus; einfache Handhabung;
1.35
einfache Handhabung; (z. B. für Oberflächenausgleich);
1.02
dosimetrisch ideal, aber forminstabil;
™
Silikon-Kitt/ExaFast Putty (VPS)
Superflex
®
™
ElastoGel
2-Comp. Silikon ExaFlex
Super-Stuff
™
Bolus
®
Tab. 1: Bolus Materialien
2
Durch punktweises Bestimmen des Tiefendosisverlaufes in einem 10 x 10 cm Bestrahlungsfeld unter Benutzung einer
Markus-Elektronen-Kammer™ (MK) und einem SSD = 100 cm konnte der Einfluss des Bolusmaterials auf den weiteren
Verlauf bestimmt werden (siehe Abb. 1).
In der täglichen Routine wird sowohl der energieabhängige Tiefendosis-Verlauf, die erforderliche Bolusdicke und die Be®
strahlungstiefe mit Hilfe eines EXCEL -Programms zur Unterstűtzung des Radioonkologen, als auch der Einfluss von PbFolien zum Schutz empfindlicher Strukturen nebst Rückstreumaterial auf den Verlauf der Tiefendosiskurve graphisch
dargestellt (siehe Abb. 3).
Geprüft wurde auch die Handhabbarkeit, Wiederverwendbarkeit, subjektive Haut- und Patientenverträglichkeit und
dosimetrische Eigenschaften.
Resultate: Auf Grund der sehr verschiedenen chemischen Zusammensetzungen und physikalischen Dichten ergaben
sich auch sehr differente Einflüsse auf den Tiefendosiskurvenverlauf, die sich zum Teil als klinisch nicht akzeptable
Dosisüberhöhungen an den Grenzflächen zur Haut hin bzw. Unterdosierungen durch Verschieben der PDD im distalen
Verlauf manifestierten (siehe Abb. 2: Bolusmaterial 1 cm VPS).
47
e-Applikator
Feldgröße:
10 x 10 cm2
SSD = 100 cm (mit
Bolus)
SSD = 100 cm
(ohne Bolus)
Bolus
MK
Abb. 1: Messaufbau; Solid Water® Phantom
Abb. 2: Tiefendosiskurven (Beispiel)
48
Abb. 3: Tiefendosiskurve 9 MeV Elektronen (incl. Bolus, Pb-Absorber und Rückstreumaterial)
Schlussfolgerungen: Dosimetrische Vorteile und Praktikabilitätsgründe lassen eine Kombination aus zwei Komponenten
®
als sinnvoll erscheinen: Das leicht modellierbare und schnell härtende (ca. 3 min) 2-Komponenten-Silikon ExaFlex oder
®
Elasto Gel™ zum Oberflächenausgleich, z. B. Füllung des äusseren Gehörganges und Super-Flex als Bolusmaterial. In
der Praxis hat sich diese Kombination, besonders im Kopf-Hals-Bereich, als sehr einfach und vorteilhaft in der Handha®
bung und Akzeptanz bei den Patienten erwiesen. Obwohl Super Flex nur in zwei Standarddicken (5 mm und 10 mm)
angeboten wird, können auf diese Weise die klinisch und dosimetrisch erforderlichen Bolusdicken realisiert werden. Mit
®
Hilfe eines EXCEL Programms lassen sich die vorzuwählenden MU in Abhängigkeit von der Bolusdicke, der Energie,
der Feldgröße, des Fokus-Haut-Abstandes (Bestrahlung/Messung), des Applikators, der zu applizierenden Dosis und der
Ref. Isodose mit einer theoretischen Genauigkeit von ± 3 % bestimmen, was klinisch als akzeptabel und hinreichend
angesehen wird.
Abb. 4: Bestimmung der Anzahl der MU und der Bestrahlungszeit
49
Literatur (Auswahl)
[1]
Datenblätter der Bolusmaterial-Hersteller
[2]
Jensen JM et al: Electrons, Cut Out Factors, Monitor Units, Depth Dose Profiles and Co. DGMP 2014, Zürich
[3]
Klevenhagen SC: Physics of Electron Beam Therapy. A. Hilger Publ., Bristol 1985
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Lambert GD, Klevenhagen SC: Penetration of backscattered electrons in polystyrene for energies between 1 and
25 MeV. Phys. Med. Biol. 27, 721-25 (1982)
[5]
Klevenhagen SC et al: Backscattering in Electron Beam Therapy for Energies between
3 and 35 MeV. Phys. Med. Biol. 27, 363-73 (1982)
50
23
Populationsbasierte Modellierung verbessert die Planung der 90Y-anti-CD66
Radioimmuntherapie für Leukämiepatienten
1
2
1
2
3
2
1
C. Maaß , P. Kletting , D. Hardiansyah , D. Bunjes , B. Mahren , A. Beer , G. Glatting
1
Universitätsmedizin Mannheim, Med. Fakultät Mannheim der Universität Heidelberg, Medizinische Strahlenphysik/Strahlenschutz, Mannheim
2
Universitätsklinikum Ulm, Klinik für Nuklearmedizin, Ulm
3
Universitätsklinikum Würzburg, Radiopharmazie, Würzburg
Fragestellung: Bei der Radioimmuntherapie werden radiomarkierte Antikörper verwendet, um zielgerichtet Krebszellen
zu zerstören. In der Behandlung leicht zugänglicher Tumoren wie der akuten myeloischen oder lymphatischen Leukämie
(AML, ALL), ist die Radioimmuntherapie mit anti-CD66 Antikörpern ein vielversprechender Ansatz [1,2].
Physiologisch-basierte pharmakokinetische (PBPK) Modelle ermöglichen die Durchführung einer individuellen Dosimetrie
mittels prä-therapeutischer und therapeutischer Messungen [3]. Die zuverlässige Bestimmung der Verweildauern ist eine
Voraussetzung, um eine optimale Behandlung zu gewährleisten. Dabei ist die genaue Vorhersage der therapeutischen
Biodistribution entscheidend [3,4]. Neue Modellierungsansätze unter Berücksichtigung populationsbasierter Parameterverteilungen könnten dies erreichen. Das Ziel dieser Arbeit war deshalb die Vorhersagegenauigkeit therapeutischer Biodistributionen bei der Anwendung populationsbasierter a priori Information in physiologisch basierter Modellierung zu
verbessern.
Material und Methoden: Die Biodistributionsdaten radiomarkierter (prä-therapeutisch mit In-111, therapeutisch mit Y-90)
anti-CD66 Antikörper (Gammakamera und Serummessungen über 6 Tage) von 26 Patienten mit akuter myeloischer und
lymphatischer Leukämie wurden zur Modellierung verwendet [3,4].
Ein physiologisch basiertes pharmakokinetisches (PBPK) Kompartiment-Modell wurde in SAAMII (v. 2.2, University of
Washington, Washington, USA) implementiert, welches Perfusion, Antigen-Antikörper-Bindung und Abbauraten in den
relevanten Organen (rotes Knochenmark, Milz, Leber und Blut) berücksichtigt [3,4].
Populationsparameter (Mittelwert, Standardabweichung) wurden mittels eines standard two-stage (STS) und iterated twostage (ITS) Algorithmus bestimmt (PopKinetics v. 2.2, University of Washington, Washington, USA) [5]. Das Konvergenz-4
kriterium war 10 , der relative und absolute Fehler in den Messdaten wurde auf 0.01 und 0.1 gesetzt, die maximale Anzahl an Iterationen war 200; es wurde ein daten-basiertes Varianzmodell gewählt.
In beiden Algorithmen wurden die Modellparameter an prä-therapeutische und therapeutische Messdaten gemeinsam für
jeden Patienten angepasst. Der STS Algorithmus bestimmt die Bayes-Parameter direkt über Mittelwert und Standardabweichung der angepassten Parameterwerte. Im ITS Algorithmus werden diese Bayes-Parameter benutzt, um die Modellparameter für jeden Patienten erneut an die Messdaten anzupassen. Die Werte der Bayes-Parameter werden solange
iterativ berechnet, aktualisiert und im Modell angewendet, bis das Konvergenzkriterium erfüllt ist.
90
Um die Vorhersagegenauigkeit therapeutischer Verweildauern Y markierter anti-CD66 Antikörper zu bestimmen, wurden die jeweils bestimmten Populationsparameter verwendet, um das Modell (jeweils) an lediglich prä-therapeutische
Messdaten eines einzelnen Patienten anzupassen. Die therapeutischen Verweildauern des Serums wurden vorhergesagt
(ãVorhersage) und mit den gemessenen Werten verglichen (Relative Differenz RD=(ã Vorhersage-ãMessung)/ãMessung). Zur Evaluation des Einflusses der Bayes-Parameter auf die Vorhersage, wurde zusätzlich die Vorhersagegenauigkeit für die therapeutischen Verweildauern ohne PBPK-Modell untersucht, welche auf der Annahme beruhen, dass gleiche prätherapeutische und therapeutische Biodistributionen vorliegen.
Ergebnisse: Die Vorhersagegenauigkeit therapeutischer Serumbiodistributionen ohne und mit PBPK Modell ist RD = (25 ± 16) % und RD = (-3 ± 20) %.
Die Anwendung der Bayes-Parameter reduzierte den systematischen Fehler und die Standardabweichung deutlich auf
RD = (8 ± 16) % und RD = (0 ± 10) % für die mittels STS bzw. ITS Algorithmus bestimmten Populationsparameter.
Zusammenfassung: Die Vorhersagegenauigkeit therapeutischer Biodistributionen kann durch Verwendung zusätzlichen
a priori Wissens (Bayes-Parameter) über die untersuchte Population in einem physiologisch basierten
pharmakokinetischen Modell deutlich verbessert werden. Damit kann eine verbesserte Radioimmuntherapie von Leukä90
miepatienten durch die optimierte Gabe Y markierten anti-CD66 Antikörpers erfolgen.
Danksagung: Die Autoren bedanken sich bei der Deutschen Forschungsgemeinschaft (DFG) für die Unterstützung (BE
4393/1-1, GL 236/11-2 and KL 2742/2-1).
51
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90
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52
Session 5 – MR-Bildgebung I: Kardio- und Lungenbildgebung
Chairs: J. R. Reichenbach (Jena), L. M. Schreiber (Würzburg)
24
Einführungsvortrag – high-density array coil design for accelerated MR-imaging
1
B. Keil (Gießen; Charlestown, MA/US)
1
A.A. Martinos Center for Biomedical Imaging, Dept. of Radiology, Massachusetts General Hospital, Harvard Medical
School, Charlestown, MA, USA, Vereinigte Staaten Von Amerika
53
25
Effiziente EKG-freie MR-Herzbildgebung für klinische Diagnostik und präklinische
Forschung
1
1
1
2
2
1
M. Krämer , K.-H. Herrmann , J. Biermann , S. Freiburger , M. Schwarzer , J. Reichenbach
1
Universitätsklinikum Jena - Friedrich-Schiller-Universität Jena, Medizinische Physik, Institut für Diagnostische und
Interventionelle Radiologie, Jena
2
Universitätsklinikum Jena - Friedrich-Schiller-Universität Jena, Klinik für Herz- und Thoraxchirurgie, Jena
Fragestellungen: Die Notwendigkeit von externer EKG-Hardware für die Triggerung MR-basierter Herzbildgebung ist
sowohl in der klinischen Diagnostik als auch in der präklinischen Grundlagenforschung von großem Nachteil. Zum einen
benötigt die EKG-Triggerung zusätzliche Vorbereitungszeit und Hardware und zum anderen kann es durch Interferenzen
mit dem Magnet- und Hochfrequenzfeldern des MR-Scanners zu Artefakten oder einem kompletten Abbrechen des EKGSignals kommen [1,2]. Zur Umgehung der durch EKG-Triggerung hervorgerufen Probleme kombinieren wir eine kontinuierliche auf dem goldenen Schnitt basierte radiale Akquisitionstechnik [3] mit intrinsisch akquirierten Projektionsnavigatoren [4] welche durch Aufrechterhaltung des magnetischen Gleichgewichts sehr effizient aufgenommen werden können.
Die Technik ist dabei durch eine vollautomatische und nicht rechenintensive Bildrekonstruktion und Navigatoranalyse
besonders für einen Einsatz in der klinischen Diagnostik geeignet. Darüber hinaus wird die Durchführung von KleintierHerzuntersuchungen an klinischen MRT-Geräten ohne den Einsatz von zusätzlicher dedizierter Kleintierhardware (Spezialspule, Kleintier-EKG, Atmungstriggerung) mit derselben Technik möglich [5].
Material und Methoden: Zur Datenakquisition ohne EKG-Triggerung wurden 1D Projektionsnavigatoren mit einer festen
Frequenz während der kontinuierlichen Akquisition von radialen um den goldenen Winkel rotierten Auslesezügen akquiriert [4]. Das komplette Akquisitionsschema ist schematisch in Abbildung 1 dargestellt. Da sowohl die Akquisition der
radialen Messdaten als auch die Navigatorakquisition die gleiche Repetitionszeit benutzen wird das magnetische Gleichgewicht nicht gestört, so dass kontinuierlich sowohl Mess- als auch Navigatordaten aufgenommen werden. Der Vorteil
dieser radialen Akquisitionstechnik ist die vom Herzschlag komplett unabhängige Datenakquisition, da radialen um den
goldenen Winkel rotierte Auslesezüge von nahezu beliebigen Zeitpunkten zu hinreichend abgetasteten k-Räumen kombiniert werden können [4,5,6]. Um das Navigatorsignal zur retrospektiven Zuordnung der radialen Auslesezüge zu den
gleichen Herzphasen zu generieren, wurde nach Durchführen einer 1D-FFT mit anschließender Kombination der Empfangskanäle eine Korrelationsanalyse zwischen allen Navigatorauslesezügen durchgeführt. Aufgrund der kontinuierlichen
auf dem goldenen Winkel basierenden radialen Datenakquisition ist es dann möglich, vollständig retrospektiv, nur die
radialen Auslesezüge für die Bildrekonstruktion zu verwenden, welche während der gleichen Herzphase akquiriert wurden. Für humane Herzbildgebung unter Luftanhalten wurde diese Analyse vollautomatisch implementiert, so dass kein
manuelles Eingreifen durch MTA oder Radiologen notwendig ist. Bei präklinischer Kleintierbildgebung wurde die Auswahl
eines geeigneten Navigators aufgrund der zusätzlich auftretenden Atembewegung manuell durchgeführt [5].
Humane Messungen wurden mittels Herstellerspulen an gesunden Probanden im Alter zwischen 25 und 35 Jahren unter
Luftanhalten von bis zu 26 Sekunden durchgeführt. Kleintiermessungen an Ratten wurden mit einer humanen CPC Multifunktionsspule [7] an gesunden 14 Wochen alten weiblichen Ratten (Spraque-Dawley) mit zusätzlicher Kleintierüberwachung [8] durchgeführt. Alle Messungen fanden an einem klinischen 3T System (Siemens TIM Trio) statt. Messparameter
für die humane hochaufgelöste Darstellung der Aortenklappe waren: 216 x 216 mm² FOV, 144 x 144 Akquisitionsmatrix,
233 radiale Auslesen pro k-Raum, 140 kHz Bandbreite, 1.6 ms TE und 2.8 ms TR. Für die CINE Rekonstruktion wurde
eine Breite der Datenfenster von 36 radialen Auslesen verwendet, während die Datenfenster für die Rekonstruktion der
CINE Frames um 12 Auslesezüge von Frame zu Frame verschoben wurden. Die Navigatorfrequenz betrug 35.7 Hz. Humane Herzbildgebung einer kurzen Achse wurde mit einem FOV von 245 x 245 mm² und einer TE und TR von 1.5 ms
und 2.7 ms mit ansonsten gleichen Messparametern durchgeführt. Für die Darstellung einer kurzen Achse bei Ratten
waren die Messparameter: 50 x 50 mm² FOV, 240 x 240, 754 im Zentrum des k-Raums beginnende radiale Auslesezüge,
2.1 ms TE, 6.5 ms TR, 7.3 min TA, 51 kHz Bandbreite und einer deutlich erhöhten Navigatorfrequenz von 54 Hz. Die
Breite der Datenfenster betrug 4 radiale Auslesen mit einer Frame zu Frame Verschiebung von einer Repetitionszeit. Um
Atmungsartefakte zu vermeiden wurde bei allen Kleintierherzmessung ein manueller Grenzwert im Navigator-Signal gesetzt. Zur Korrektur von radialen Bildartefakten wurde ein zeiteffizientes und automatisches Verfahren welches auf einer
Minimierung von Bildartefakten beruht entwickelt und eingesetzt [9].
54
Ergebnisse: Generierte Navigatorkurven für humane und Kleintieranwendung sind in Abbildung 2 dargestellt und zeigen,
dass für beide Anwendungsbereiche im Navigator-Signal deutlich der Herzschlag erkennbar ist. Bei Herzmessungen an
Ratten ist zusätzlich noch die Atmung im Navigator-Signal sichtbar. Entsprechende rekonstruierte CINE Bilder sind für
humane Anwendung in den Abbildungen 3 und 4 sowie für Kleintierbildgebung in Abbildung 5 gezeigt. Es wird dabei aus
Abbildung 3 ersichtlich, dass die Navigatorfrequenz ausreichend gewählt sein muss um die Herzbewegung zeitlich abtasten zu können. Dies war für humane Anwendung ab einer Frequenz von ca. 8 Hz gegeben, für niedrigere Abtastungsfrequenzen ist ein Verschmieren der Bilder durch die zu schnelle Herzbewegung erkennbar. Abbildung 4 zeigt am Beispiel
einer kurzen Achse das auch bei kürzeren und vor allem in der klinischen Diagnostik praktikablen Atemanhaltedauern
von nur 8 Sekunden noch CINE Serien mit einem CNR von 28 rekonstruiert werden konnten. Erst bei Akquisitionszeiten
von nur 2 Sekunden traten erste Bildartefakte durch eine Unterabtastung der Daten auf.
In Abbildung 5 ist zu sehen, dass nach einer entsprechenden Erhöhung der Navigatorfrequenz und einer Filterung der
Atembewegung auch CINE Serien vom Rattenherz ohne zusätzliche Atmungs- oder EKG-Triggerung an einem klinischen
MRT-System aufgenommen werden konnten. Die Herzfrequenz des untersuchten Tieres lag bei der gezeigten Messung
-1
bei 286 bpm mit einer Atemfrequenz von 40 min . Aufgrund des daraus resultierenden sehr schnellen Blutflusses sind in
den ansonsten artefaktfreien Bildern noch leichte Flussartefakte erkennbar die sich auch trotz der radialen im Zentrum
des k-Raums beginnenden Akquisition zwar nicht komplett vermeiden, jedoch weitestgehend minimieren ließen.
Zusammenfassung: Wir konnten mit unserer Arbeit zeigen, dass die Kombination aus kontinuierlicher auf dem goldenen
Schnitt basierter radialer Datenakquisition mit der periodischen Akquisition von Projektionsnavigatoren sehr gut für die
Herzbildgebung geeignet ist. Alle Messungen fanden dabei ohne den Einsatz jeglicher externe Trigger statt. Für die humane Bildgebung konnten mit Atemanhaltedauern von nur 8 Sekunden und einer vollautomatischen
Navigatorauswertung und Bildrekonstruktion wichtige Voraussetzungen für eine Anwendung der Technik in der klinischen
Diagnostik geschaffen werden. Darüber hinaus ermöglicht der demonstrierte Einsatz der Technik für die Herzbildgebung
an Ratten praktisch jedes klinische MRT-System für die präklinische Herzgrundlagenforschung zu verwenden, ohne dass
spezielle auf Kleintiere angepasste Hardware (z.B. Kleintier-EKG oder Atmungstriggerung) teuer angeschafft werden
muss. Durch die Anwendung der entwickelten Technik sowohl für die klinische Diagnostik als auch die präklinische
Kleintierbildgebung wurde außerdem demonstriert, dass sich die Messparameter flexibel an das Untersuchungsobjekt
und die Herzfrequenz anpassen lassen.
Abb.1: Schematische Darstellung der Datenakquisition. Im gezeigten Beispiel wird ein Navigatorauslesezug nach jeweils zwei kontinuierlich um den goldenen Winkel von 111.246° gedrehten radialen Auslesezügen akquiriert. Aus allen Navigatoren wird anschließend
durch eine Korrelationsanalyse das Navigator-Signal generiert (Abb. 2), welches benutzt wird um Zeitpunkte gleicher Herzphase du
detektieren. Zu diesen Zeitpunkten werden Datenfenster platziert die bestimmen welche der radialen Messdaten für die Bildrekonstruktion verwendet werden. Zur Rekonstruktion fortlaufender CINE Frames werden alle Datenfenster schrittweise durch eine SlidingWindow-Rekonstruktion zeitlich verschoben [10].
55
Abb 2: Navigator-Signal für eine humane Herzmessung unter Luftanhalten (links) und einer Kleintierherzmessung an einer Ratte unter
freier Atmung (rechts). Die senkrechten gestrichelten Linien stellen jeweils die detektierten Trigger für die retrospektive Datenrekonstruktion dar. Die rote Linie in den Kleintierdaten definiert den Grenzwert zum Filtern der Atembewegung.
Abb.3: Sieben rekonstruierte CINE Frames der Aortenklappe bei einer Herzfrequenz von 53 bpm für verschiedene
Navigatorfrequenzen von 35.7 Hz, 8.9 Hz, 4.5 Hz und 3.0 Hz. Die räumliche Auflösung der gezeigten Messung beträgt 1.5 x 1.5 x 6.0
mm³.
Abb.4: Von links nach rechts sind 6 von 20 CINE Frames einer kurzen Achse bei einer Herzfrequenz von 47 bpm gezeigt für verschiedene Luftanhaltedauern von 2 bis 26 Sekunden. Während der Bildrekonstruktion wurde hierfür basierend auf einer Messung mit 26
Sekunden Luftanhalten die für die Rekonstruktion verwendeten Daten künstlich verkürzt um so kürzere Akquisitionszeiten zu simulieren. Die räumliche Auflösung der gezeigten Messung beträgt 1.7 x 1.7 x 6.0 mm³.
56
Abb.5: Rekonstruierte kurze Achse eines Rattenherzen. Gezeigt ist jeder dritte Frame aus insgesamt 30 rekonstruierten CINE frames.
Die räumliche Auflösung der gezeigten Messung beträgt 0.23 x 0.23 x 1.00 mm³.
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57
26
Design-Optimierung und Evaluation einer 64-Kanal-Array-Spule zur beschleunigten
MR-Bildgebung des Herzens bei 3 Tesla
1,2
3
2
2
4
5
1
2
2,6
R. Etzel , X. Cao , C. Mekkaoui , T.G. Reese , M. Schuppert , L.M. Schreiber , M. Fiebich , D.E. Sosnovik , L.L. Wald ,
2
B. Keil
1
2
A.A. Martinos Center for Biomedical Imaging, Dept. of Radiology, Massachusetts General Hospital, Harvard Medical
School, Charlestown, MA, USA, Vereinigte Staaten Von Amerika
3
Medizinische Physik, Abteilung für Radiologie, Universitätsklinikum Freiburg, Freiburg
4
Medizinische Physik, Abteilung für Radiologie, Klinikum der Johannes Gutenberg Universität, Mainz
5
Deutsches Zentrum für Herzinsuffizienz, Abteilung für Zellulare und Molekulare Bildgebung, Würzburg
6
Harvard-MIT Division of Health Sciences and Technology, Cambridge, MA, USA, Vereinigte Staaten Von Amerika
Fragestellungen: In der kardialen MRT-Bildgebung müssen Volumendatensätze oder zeitaufgelöste Bilder des
Herzzykluses in einer für den Patienten vertretbaren Zeit aufgenommen werden. Seit den Anfängen der MRTHerzbildgebung werden deshalb verschiedene Methoden entwickelt, um eine Verkürzung der Datenakquisition zu ermöglichen und so den Einfluss von Herzbewegung und Atmung wirksam zu reduzieren. Eine der effektivsten Beschleunigungsverfahren in der MRT stellt die parallele Bildgebung dar [1-3]. Hierbei werden mehrere zu einem Verbund zusammengefasste Empfangsspulen, sogenannte Multikanalspulen [4], verwendet. Es wird eine unvollständige Datenakquisition (Unterabtastung des k-Raums) vorgenommen, die dann im Zuge der Bildrekonstruktion durch Ausnutzung zusätzlicher Ortsinformationen der einzelnen Empfangsspulen vervollständigt wird. Die parallele Bildgebung wurde kürzlich mit
der simultanen Multischichtaufnahme erweitert; eine effektive Methodik, bei der Multiband-HF-Pulse eingesetzt werden,
um die Spins in mehreren Schichten gleichzeitig anzuregen [5, 6]. Letztere Technik zeichnet sich gegenüber der konventionellen parallelen Bildgebung sowohl durch ein wesentlich höheres Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR), als auch durch
geringere Rekonstruktionsfehler aus. Wo jedoch die Ortskodierung der herkömmlichen parallelen Bildgebung partiell von
den Gradientenspulen unterstützt wird, hängt der Erfolg der Bildrekonstruktion der simultanen Multischichtaufnahmen
ausschließlich von den intrinsischen Ortsinformationen der Multikanalspulen ab. Dadurch bekommt die Multikanalspule
eine entscheidende Rolle in modernen beschleunigten Bildgebungstechniken. Die vorliegende Studie befasst sich deshalb mit Design-Optimierungen einer dedizierten 64-Kanal-Array-Spule für die schnelle 3T-Herzbildgebung. Aufbauend
auf einer früheren Studie [7] wurde das Spulendesign erneuert und alteriert. Zusätzlich wurde innerhalb des Designprozesses auf flexible Anpassformen der Spule, den Patientenkomfort sowie alltagstaugliche Robustheit für klinische Studien
Wert gelegt.
Material und Methoden: Die entwickelte Spule besteht aus zwei unabhängigen, schalenartigen Gehäuseteilen (Abb. 1).
Das posteriore Segment beinhaltet 28 Ringelemente und ist der Anatomie der menschliche Rücken- und Schulterregion
nachempfunden. Im anterioren Segment sind 36 Elemente untergebracht, die sich auf fünf weitere Untersegmente (zentraler Hauptteil und je zwei Schulter- und zwei Seitenflügel) verteilen (Abb. 2). Die einzelnen Elemente des Spulen-Arrays
wurden in hexagonaler Geometrie angeordnet, wobei sie sich zur Minimierung der gegenseitigen induktiven Kopplung zu
einem bestimmten Anteil überlappen. Der reguläre Durchmesser der Leiterschleifen beträgt 92 mm. Einige Elemente
unterscheiden sich jedoch aufgrund der Gehäuseform in ihrer Geometrie. Jeder Leiterring wurde durch geeignete elektronische Komponenten (Stimm- und Anpass-Kondensatoren sowie eine aktive und passive Verstimmschaltung) symmetrisch in drei Teile geteilt (Abb. 3). Für die Entkopplung indirekter Nachbarn wurden die Vorverstärkerentkopplung eingesetzt [4]. Hierbei wird die geringe Eingangsimpedanz der Vorverstärker über ein 55 mm langes Koaxialkabel und einen
seriellen Kondensator zu einer sehr hohen Impedanz an den Spuleneingängen transformiert, sodass ein Stromfluss im
jeweiligen Spulenelement unterdrückt wird. Spulenpaare wurden jeweils mit einem Paar aus Vorverstärkern verbunden,
die sich eine Leiterplatte teilen. Die ersten Tests mit der entwickelten Empfangsspule wurden an einem 3-Tesla-MRScanner (Skyra, Siemens AG, Healthcare Sektor, Erlangen) durchgeführt. SNR und Geometriefaktor [2], kurz g-Faktor,
der entwickelten Herzspule wurden mit einer kommerziell verfügbaren 34-Kanal-Oberkörperspule verglichen. Hierzu wurden Aufnahmen mit einer protonengewichteten Gradientenecho(GRE)-Sequenz (TR/TE/Flip= 200ms/4,03ms/20°; FoV =
400mm; Schicht: 10mm, Matrix: 256x256) und einem Thoraxphantom durchgeführt.
Ergebnisse: Die lateralen Flügel erlauben eine Anpassung der Multikanalspule an unterschiedliche Körperformen. Für
größere Messobjekte können die Schulterflügel ausgeklappt und die Seitenflügel zwischen Thorax und Arme des Patienten platziert werden. Kleinere Messobjekte hingegen können durch Einklappen sämtlicher Flügel vollständig von der Spule umschlossen werden.
58
Die geometrische Entkopplung der direkt benachbarten Spulenelemente betrug im Mittel -15 dB. Die Vorverstärkerentkopplung betrug -19 dB. Das Verhältnis der Spulengüten im unbeladenen und beladenen Zustand Q unbeladen/Qbeladen wurde
mit 302/29=10,4 gemessen. Zur quantitativen Beurteilung der induktiven Kopplung der Oberflächenspulen des SpulenArrays wurde die Rauschkorrelations-Matrix berechnet (Abb. 4). Im Mittel beträgt die Rauschkorrelation des gebauten
Spulen-Arrays 8,2%. Der niedrigste ermittelte Wert liegt bei 0,1%, der höchste bei 42%. Verglichen mit der kommerziell
verfügbaren 34-Kanal-Spule konnte mittels einer Phantommessung eine 1,5-fache Verbesserung des SNR [8] in einer
innerhalb des Herzens liegenden Region gemessen werden (Abb. 5 rechts). Abbildung 5 links zeigt die inversen gFaktoren eines 4-fach beschleunigten Phantombildes.
Zusammenfassung: In dieser Arbeit wurde eine 64-Kanal-Array-Spule für die kardiale MRT-Bildgebung entwickelt, getestet und mit einer kommerziell verfügbaren 34-Kanal Oberkörper-Array-Spule verglichen. Die 64-Kanalspule lieferte
eine deutliche Verbesserung im Signal-zu-Rausch-Verhältnis. Im Vergleich zur 34-Kanal-Spule liefert die entwickelte 64Kanal-Herzspule ungefähr einen zusätzlichen Beschleunigungsfaktor. Die Überlegungen für ein robustes und gleichzeitig
kompaktes Spulen-Design bei gleichbleibender Funktionalität wurden umgesetzt, wodurch klinische Herzstudien mit modernen Beschleunigungstechniken zur weiteren Verkürzung der Datenakquisition ermöglicht werden können.
Abb. 1: Gerendertes 3D-CAD-Spulenmodell (A) und fertig gebaute 64-Kanal-Array-Herzspule (B)
Abb. 2: Nahaufnahme des anterioren (links) und des posterioren Teils (rechts) der Herzspule mit offener Elektronik
59
Abb. 3: Schaltbild eines Leiterschleifenkanals der entwickelten Herzspule
Abb. 4: Rauschkorrelations-Matrix der 64-Kanal-Herzspule
Abb. 5: 1/g- und SNR-Karten der Phantomdaten. Vergleich der Messungen mit der neu entwickelten 64-Kanal-Array-Spule (oben) und
der kommerziell verfügbaren 34-Kanal Oberkörper-Array-Spule (unten)
60
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61
27
Bronchodilatation effect on alveolar oxygen partial pressure and gas exchange rate in
asthma patients measureh with hyperpolarized 3He MRI: first results of a clinical study
1,2
2
2
2
2
1
M. Terekhov , U. Wolf , K.K. Gast , C. Hoffmann , C. Düber , L. Schreiber
1
University Hospital Würzburg, Comprehensive Heart Failure Center, Würzburg
2
University Medical Center Mainz , Radiology, Mainz
3
Introduction: Hyperpolarized He-MRI is known to be an efficient tool to visualize and quantify pulmonary function. The
3
spatiotemporal kinetics of He MRI distribution can be assessed und used to obtain information about lung function. This
3
makes the He-MRI particularly attractive for the diagnostics of the obstructive lung disease, e.g. asthma and COPD. In
particular, to characterize the spatial distribution and temporal variation of the alveolar oxygen partial pressure (aPO2) the
3
measurement of the He T1 relaxation rate in presence of O2 is used [1]. However, the relevance of the determined parameters for diagnostic purposes and statistical significance of its changes with the respiratory function is still not established firmly. Therefore, correlating variations of these parameters with clinically proven tests of lung function is a question
3
of significant interest. In the present work HP- He-MRI measurements were performed in bronchial asthma patients before and after bronchodilatation (BDL). The particular aim of this study was to investigate the effect of BDL using func3
tional parameters obtained with He-MRI, and to correlate the variation of these parameters with the changes observed
with pulmonary function tests (PFT)
Materials and methods: In an open clinical trial performed after approval of the local Ethics Committee 8 (of 12) patients
3
with clinically confirmed asthma were examined using HP He MRI in the first visit. 4 patients finished the study with the
2nd visit (interval 1 year). Each visit comprised two 3He-MRI examinations, as well as PFT before and after BD (250µg
Salbutamol). The MRI measurements were performed on a 1.5T Magnetom Avanto scanner (Siemens) using a dual-tune
3
19
3
He/ F birdcage (Rapid Biomedical). The HP- He (polarization level p=70±2%) was provided by centralized large scale
3
polarization facility [2]. The 200ml of He from Tedlar bag was administered to the patient following the inhalation of ambient air to the total lung capacity (TLC). Coronal 2D-projections images were acquired (matrix 128x64 at FOV=400mm).
3
The images were acquired in 2 series (5+5) separated by t 1=1 sec and t2=5 sec delay respectively, yielding He T1 vs time
dependence. The aPO2(t) was determined at t=3,6,9,12 and 15 sec. In this work we analyzed changes in “initial”
aPO2(t=3s sec)=P0 and “average” Pa=<aPO2> (t=3..15 sec) values of aPO2 before and after patients obtained BDL. Additionally, the decay rate R=P0/Pa was considered as the characteristic of oxygen consumption rate. The analysis was
done on a pixel basis with subsequent calculation of descriptive statistic parameters of histograms for both lungs, and left
and right lung separately.
Results: Figure 1 show exemplary map of initial aPO2 value P0. One can clearly observe certain difference in aPO2 enhancements and depressions in left and right lung. The measured histogram median values of for 12 measurements was
P0(140-150) mbar (105-112 mmHg) and Pa(135-145) mbar. Figure 2 shows changes of PO2 values after BDL for both
aPO2 values. The tentative upward trend (5%) for both P0 and Pa after BDL is observed basing on current amount of
experimental data. Figure 3 show the decay rate of aPO 2. With same mean and median value the post-BDL oxygen consumption rate R demonstrates essentially broader distribution over the measured data.
Conclusion: Although the trial is not yet finished, several trends can be observed at this time. For the patient data ana0 and Pa. With the
standard error of pre- to post-BDL aPO2
ation. This finding, however, correlates with the increase of ventilated lung volume after BDL measured using static ventilation 3He MR-images and grows of FEV1 detected by PFT as it was reported previously for this study data. The slightly
increased initial aPO2 is probably explained by forced inhalation to the TLC during administration. After the BDL this increase would be even more pronounced. The median value of oxygen consumption rate appears to be unchanged after
BDL. However, the heterogeneity of variation over the patients increases by at least 50% (Fig. 3). This also may be explained by increase of ventilated volume after BDL and recruitment the lung areas non-ventilated before BDL. The statistical significance of the both findings should be confirmed in course of the Clinical Study competition.
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Acknowledgements: Deutsche Forschungsgemeinschaft (FOR 474, SCH 687/5 SCHR 1375/1) and BMBF
62
28
Relaxationsraten-Dispersion über Inter-Echo-Zeit zur Lungengerüst-MikrostrukturEvaluation
1,2
3
1
1
1,2
F. Kurz , T. Kampf , M. Bendszus , S. Heiland , C. Ziener
1
Universität Heidelberg, Neuroradiologie, Heidelberg
2
Deutsches Krebsforschungszentrum, Radiologie, Heidelberg
3
Universität Würzburg, Experimentelle Physik 5, Würzburg
Fragestellungen: Die acinären und alveolären Veränderungen bei frühzeitigen Lungengerüsterkrankungen wie dem
Lungenemphysem sind in der Regel nur auf mikroskopischer Ebene visualisier- und quantifizierbar, z.B. durch µCTMessungen [1]. Im klinischen Umfeld ist es jedoch wünschenswert, bei Zeit-effizienten MRT-Messungen die SubvoxelMikrostrukturparameter zu ermitteln.
Material und Methoden: In peripherem Lungengewebe sind die luftgefüllten Alveoli umgeben von dünnen Gewebsfilmen, an deren Grenze ein starker Suszeptibilitätsgradient besteht. Im MR-B0-Feld wird durch die korrespondierende
Magnetfeld-Inhomogenität ein Dipolfeld generiert, dessen analytische Betrachtung im Wigner-Seitz-Modell aus Symmetriegründen in der Ein-Kugel-Näherung erfolgt, s. Abb. 1 [2]. Innerhalb der Gewebefilme ist die Oberflächenrelaxation nicht
vernachlässigbar und es werden Smoluchowski Randbedingungen angenommen [3]. Über die Bestimmung der Frequenz-Korrelationsfunktion erhält man dann ein Maß für die Spin-Fluktuationen im Gewebe um den Alveolus. Für CPMGMessungen ist letztere mit der Relaxationsrate und Inter-Echo-Zeit verknüpft [4]. Damit erhält man einen Ausdruck der
Relaxationsrate R2 in Abhängigkeit von Inter-Echo-Zeit 180 und den Mikrostrukturparametern (Alveolarradius, LuftGewebe-Volumenkonzentration).
Ergebnisse: Für Hydrogel-Schaum, der sich mit zunehmender Zeit mit Luft füllt, wurde die Änderung der Relaxationsraten-Dispersion über die Inter-Echo-Zeit für verschiedene Zeitpunkte bestimmt [5] und für die Modell-parameter wurden
-4
optimale Fitwerte errechnet (p-Werte < 10 , s. Abb. 2). Mit der im Experiment bestimmten Diffusionskonstanten von D =
2
1.062 µm /ms ergeben sich dann die zeitabhängigen Alveolarradien (Abb. 3). Diese werden mit den aus µCT-Messungen
und random walk (RW) Simulationen [5] ermittelten Radien der gleichen Schaumkonstellationen verglichen. Für den mittleren relativen Fehler (MRE) der RW-Simulationen mit den µCT-Werten erhält man 14.36 ± 2.66%, für den MRE der Modell-Radien mit den µCT-Werten: 13.31 ± 2.09%.
Zusammenfassung: Die frühe Entdeckung mikroskopischer struktureller Lungengerüst-veränderungen stellt in der klinischen Diagnostik eine Herausforderung dar. Im vorgeschlagenen Modell lässt sich bei CPMG-Sequenzen durch die Dispersion der Relaxationsraten über die Inter-Echo-Zeit eine Verknüpfung von MR-Relaxationszeiten und Mikrostrukturparametern herstellen.
Abb. 1 Wigner-Seitz-Modell der Lunge. (a) Mikro-struktur des Lungengerüsts, (b) Schema der Lungen-mikrostruktur und (c) einzelner
Alveolus in der Einkugelschalen-Näherung.
Abb. 2 Links: Relaxationsraten-Dispersion für Hydrogel-Schaum zu verschiedenen Zeitpunkten der Schaum-ausdehnung (Punkte) und
Modellfit (durchgezogene Linie). Rechts: Ermittelte Radien aus Modellfits, µCT-Messungen und random walk (RW) Simulationen.
63
Literatur
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64
Session 6 – Qualitätssicherung in der Strahlentherapie
Chairs: W. Lehmann (Homburg), W. Baus (Köln)
29
Einführungsvortrag – DIN-Normen zur Qualitätssicherung in der Strahlentherapie
1
W. Lehmann
1
Universitätsklinikum des Saarlandes, Abteilung Medizinphysik, Homburg
Gesetzliche Grundlage von Maßnahmen zur Qualitätssicherung in der Strahlentherapie sind § 83 StrlSchV [1] und § 17
RöV [2]. Der Bezug zu Normen für Konstanzprüfungen wird in der Richtlinie 'Strahlenschutz in der Medizin' [3] und der
'Qualitätssicherungs-Richtlinie' [4] hergestellt. Zudem rät die Strahlenschutzkommission [5] zur Entwicklung und Aktualisierung von Normen sowie zur Beachtung internationaler Empfehlungen und Richtlinien.
Internationale Normen für die Strahlentherapie werden von der Internationalen Elektrotechnischen Kommission (IEC)
erstellt, allerdings vorwiegend Sicherheitsnormen und z. B. keine Normen zur Konstanzprüfung. Empfehlungen und
Richtlinien entwickeln IAEA, AAPM, ESTRO und EURATOM. In Deutschland erarbeitet der DIN-Normenausschuss Radiologie (NAR) in Arbeitsgemeinschaft mit der Deutschen Röntgengesellschaft und in Zusammenarbeit mit DGMP, DGN
und DEGRO sowie unter Beteiligung der sog. Interessierten Kreise u. a. Normen für die Strahlentherapie.
Je nach Anwendungsbereich gelten folgende Normen zur Qualitätssicherung:
Anwendungsbereich
Normnummer
Qualitätsmanagementsystem
DIN 6870-1
Bestrahlungseinrichtungen:
 Elektronenbeschleuniger-Anlagen
 Gammabestrahlungsanlagen
 Afterloading-Anlagen
DIN 6847-5
DIN 6846-5
DIN 6853-5
Bestrahlungsplanungssysteme
DIN 6873-5
Bildgebungseinrichtungen:
 Therapiesimulator
 Elektronische Bildempfänger (EPID)
 Röntgenstrahlungsbasierte Systeme für die
bildgesteuerte Strahlentherapie
DIN 6874-5
DIN 6847-6
DIN 6847-7 (Projekt)
Spezielle Bestrahlungseinrichtungen:
 Perkutane stereotaktische Bestrahlung
 Fluenzmodulierte Strahlentherapie
DIN 6875-2
DIN 6875-4
Physikalisch-technische Systemprüfung
Projekt
Zudem sind die Normenreihen DIN 6800 'Dosismessverfahren nach der Sondenmethode für Photonen- und Elektronenstrahlung', DIN 6809 'Klinische Dosimetrie' sowie DIN 6868 'Sicherung der Bildqualität in röntgendiagnostischen Betrieben' anzuwenden.
Zur Qualitätssicherung in der Strahlentherapie gibt es anwendungsspezifisch eine Reihe von Normen mit Empfehlungen
zur Durchführung der Prüfungen, mit denen die gesetzlichen Anforderungen erfüllt werden können. Bei (noch) nicht in
Normen behandelten Strahlentherapieeinrichtungen und - methoden sind existierende Prüfvorgaben entsprechend zu
adaptieren.
65
Literatur
[1]
Strahlenschutzverordnung (BGBl. I S. 1714; 2002 I S. 1459, zuletzt geändert durch Art. 5 der Verordnung vom
11.12.2014, BGBl. I S. 2010)
[2]
Röntgenverordnung (BGBl. I S. 604, zuletzt geändert durch Art. 6 der Verordnung vom 11.12.2014, BGBl. I S.
2010)
[3]
Richtlinie Strahlenschutz in der Medizin (GMBl 2011, S. 865)
[4]
Qualitätssicherungs-Richtlinie (GMBl 2014, S. 918)
[5]
Physikalisch-technische Qualitätssicherung in der Strahlentherapie, Strahlenschutzkommission (BAnz Nr. 66 vom
29.04.2011, S. 1563)
[6]
DIN-Normen für die Radiologie (Juni 2015, www.din.de)
[7]
www.nar.din.de
66
30
Routine analysis of trajectory log files: fraction by fraction QA reporting in Mosaiq
1
1
1
M.Gainey , T.Rothe , M.Kollefrath
1
Universitätsklinikum Freiburg, Medizinische Physik, Freiburg i. Breisgau
Introduction: Typically patient specific QA for IMRT/VMAT comprises calculation and measurement of the patient plan
transferred to the virtual measurement set-up, or independent verification of the dose distribution. Both these methods
verify a snapshot of the treatment on the day of measurement or verification. In order to perform an "end-to-end" QA of
complex IMRT/VMAT plans it is necessary to verify that all beam and linear accelerator (linac) parameters are within tolerance for each fraction over the entire course of radiation treatment. One can routinely record the fluence map using the
EPID, prior to or after patient treatment, and compare with the predicted EPID response. However, whilst representative
of the actual variation of patient treatment plan delivery at the linac, it does not record the actual clinical daily treatment
parameters. Thus, daily patient specific IMRT/VMAT QA can currently only be achieved by analysing the log files written
by the linac without additional equipment [1][2].
Material and methods: Trajectory log files (True Beam 1.5, Varian Medical Systems) comprise a plurality of “snapshots”
recorded every 20ms [3]. Matlab (R2014b, Mathworks) software was written to read in and analyse IMRT/VMAT trajectory
log files overnight, and are archived on a backed-up network drive. A summary report (PDF) is sent by email to the duty
linac physicist. Potentially problematic treatment deliveries can be identified and analysed further. A structured summary
report (PDF) for each patient is automatically updated for embedding into the R&V system (Mosaiq 2.5, Elekta AG). The
report contains cross-referenced hyperlinks to ease navigation between treatment fractions. Gamma analysis can be
performed on planned (DICOM RTPlan) and treated (trajectory log) fluence distributions. Trajectory log files can be converted into RTPlan files for dose distribution calculation (Eclipse, AAA10.0.28, VMS).
Result: All leaf positions are within +/-0.10mm: 57% within +/-0.01mm; 89% within 0.05mm. Mean leaf position deviation
is 0.02mm. Gantry angle variations lie in the range -0.1 to 0.3 degrees, mean 0.04 degrees. Fluence verification shows
excellent agreement between planned and treated fluence. Agreement between planned and treated dose distribution,
the derived from log files, is very good (Fig.1).
Conclusion: Automated log file analysis is a valuable tool for the busy physicist, enabling potential treated fluence distribution errors to be quickly identified. Moreover the report generation provides a comprehensive overview of all fractions in
a course of radiation. Whilst it cannot eliminate IMRT/VMAT QA, future correlation of trajectory log analysis with routine
IMRT/VMAT QA analysis has the potential to reduce the QA workload.
Fig.1: Normalised fluence map deviation (planned-actual) for a typical patient fraction. The dashed lines indicate the maximum jaw
opening.
67
Fig. 2: Schematic diagram showing data flow for daily trajectory log analysis. Trajectory logs contain patient ID but not patient name: a
SQL query sent to MOSAIQ retrieves the patient name. A daily summary report for all trajecory logs analysed in the current batch is
sent to an MPE.(Connections between MOSAIQ and 4DTC, 4DTC and linac omitted for clarity).
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100049068-02, August 2011.
68
31
Dosimetrie mit EPIDs für VMAT-Bestrahlungen mit hochauflösendem MLC – Analyse und
Vergleich mit einem Ionisationskammerarray
1
1
1
P. Martini , T. Doll , I. Simiantonakis
1
Universitätsklinikum Düsseldorf, Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie, Düsseldorf
Fragestellung: Dynamische IMRT-Verfahren wie VMAT in Kombination mit hochauflösenden MLCs erfordern aufgrund
ihrer erhöhten Intransparenz und Komplexität zuverlässige und hochaufgelöste Verfahren für die patientenspezifische
Qualitätssicherung. Electronic Portal Imaging Devices stellen dabei aufgrund ihrer hohen Auflösung und des geringen
Zeitaufwandes eine interessante Alternative zu etablierten Verfahren wie der Filmdosimetrie oder der Dosimetrie mit Ionisationskammerarrays dar. Allerdings lässt sich die mit ihnen gemessene Dosis nicht auf herkömmliche Art und Weise
auswerten, da sie nicht der Wasserenergiedosis entspricht. Hinzu kommen systematische Fehler, etwa durch die Rückstreuung des Befestigungsarmes. Daher soll mittels Vergleichsmessungen zwischen einem EPID und einem Ionisationskammerarray das Verhalten auf absichtlich induzierte Fehler untersucht werden.
Material und Methoden: Es wird ein 6 MV VMAT-Plan mit zwei Bögen, die in jeweils neun Segmente geteilt werden,
ausgewählt, zunächst unverändert und anschließend mit induzierten Fehlern zwischen 0,5 mm bis 2 mm einzelner Lamellen oder einer Lamellenbank an einer TrueBeam STx mit HD-120MLC (Fa. Varian, 2,5 mm Lamellenbreite im
Isozentum) gemessen. Ein direkter Vergleich der Messungen ist aufgrund der unterschiedlichen Messmethode und Auflösung nicht sinnvoll. Daher wird mit zwei Algorithmen die Detektorantwort berechnet und anschließend mittels der Gamma-Analyse (3 %/3 mm) untersucht. Für das EPID (aSi 1000, Varian Medical Systems, Palo Alto, USA) wird das Referenzfeld dabei durch den Portal Dose Image Prediction Algorithmus (Fa. Varian) berechnet, für das Ionisationskammerarray (MatriXX Evolution, IBA Dosimetry, Schwarzenbruck) findet die Rechnung in einem Phantom im TPS Eclipse (Fa.
Varian) statt.
Ergebnisse: Die Ergebnisse wurden für jede Messung über alle 18 Segmente gemittelt und nach Art und Größe des
induzierten Fehlers gruppiert. Beide Verfahren zeigten dabei einen nahezu gleich großen mittleren Gammawert an(max.
Differenz 3,5%). Das jeweilige Gamma-Maximum war bei der EPID-Messung etwa um den Faktor drei größer. Bei der
Gamma-Passing-Rate (% der Fläche mit γ>1) mit den Gammaparametern 1 %/1 mm zeigte die Kammerarray-Messung
grundsätzlich eine leicht höhere Passing-Rate. Für die Passing-Rate mit 3% /3 mm konnten nur für sehr große Fehler (ab
1 mm für eine gesamte Lamellenbank) in der Kammerarray-Messung Pixel mit γ>1 gefunden werden. In Abb. 1 und Abb.
2 sind die Ergebnisse der Gamma-Analyse als Differenzbild zum fehlerfreien Plan exemplarisch für ein Segment abgebildet. Insbesondere bei der Betrachtung einzelner Lamellen in Abb. 2 zeigt sich hier der Vorteil des EPIDs durch die hohe
Auflösung, wodurch selbst die um 1 mm verschobenen einzelnen Lamellen in vielen Segmenten identifizierbar sind.
Zusammenfassung: Sowohl die EPID-Messungen als auch die Messungen mit dem Ionisationskammerarray zeigten für
den mittleren Gammawert sehr ähnliche Ergebnisse. Die Max-Werte lagen für die EPID-Messungen etwa um den Faktor
drei höher, was sich durch die erhöhte Auflösung erklären lässt. In den Einzelmessungen zeigten sich bei der Gammaauswertung der EPIP-Messung oft kleine lokale Hot-Spots, die aufgrund der geringeren Auflösung in der KammerarrayMessung nicht sichtbar waren. Beide Verfahren reagierten ähnlich auf induzierte Fehler einer Lamellenbank bei Verschiebungen im mm-Bereich. Bei der Verschiebung einzelner Lamellen wurden allerdings Abweichungen vom monotonen Verhalten zur Fehlergröße beobachtet. Um dies zu erklären sind weitere Messungen erforderlich. Die Ergebnisse
werden derzeit weiter ausgewertet, um neue Erkenntnisse aus den vorliegenden Daten zu gewinnen.
Trotz der Probleme, die sich etwa durch die Rückstreuung des Befestigungsarms im EPID ergeben, zeigt sich, dass insbesondere bei HD-MLCs das EPID, bedingt durch die feine Auflösung, eine interessante Alternative zu bisherigen Messverfahren darstellt.
Abb.1: Differenzbild (Bank verschoben um 2 mm)
69
Abb.2: Differenzbild (Drei Lamellen verschoben um 1 mm)
70
32
Maschinenbezogene Qualitätssicherung an Linearbeschleunigern im Hinblick auf
VMAT – Einfluss verschiedener Parameter auf die Planqualität
1
2
2
M. Graf , T. Hauschild , T. Koch
1
Elekta, Hamburg
2
Sozialstiftung Bamberg, Klinik und Praxis für Strahlentherapie und Radioonkolgie, Bamberg
Fragestellungen: Bei der dynamischen Bestrahlungstechnik VMAT (Volumetric Modulated Arc Therapy) verändern sich
verschiedene Parameter kontinuierlich. Dazu gehören Multileafcollimator(MLC)-Positionen, MLC-Geschwindigkeiten,
Gantry-Geschwindigkeiten und Dosisleistung. Mit dem Ziel eine optimierte Maschinenqualitätssicherung zu etablieren,
wurde der Einfluss dieser Parameter auf die Planqualität bei VMAT untersucht. Neben den oben genannten dynamischen
Parametern wurde auch die Dosisquerverteilung, die Blendenposition (-Blendenkalibrierung) und die MLC-Position (MLCKalibrierung) in die Untersuchungen mit einbezogen.
Material und Methoden: Für die Bestimmung des Einflusses der verschiedenen Parameter wurden Messreihen mit 3
realen Patientenplänen durchgeführt. Die primäre dosimetrische Überprüfung der Patientenpläne erfolgte mit dem Verifikationsphantom Delta4 von Scandidos. Anschließend wurden alle einflussnehmenden Parameter im Servicemodus des
Linac-Steuerrechners gezielt verstellt oder limitiert und die dosimetrische Überprüfung wiederholt. Die Überprüfung der
dynamischen Parameter erfolgte mit dem Tool Service-Graphing am Linac-Steuerrechner. Die dynamischen Parameter
MLC-, Gantry- und Blendengeschwindigkeit sowie die Dosisleistung wurden gezielt in ihren Maximalwerten begrenzt. Die
Positionierung und Kalibrierung von Blenden MLC wurden in beiden Richtungen in Submillimeterschritten verstellt.
Als einfacher Test für eine maschinenbezogene Qualitätssicherung diente ein dynamischer Streifentest. Dabei bewegte
sich ein 1cm breiter Streifen mit konstanter Geschwindigkeit bei Gantryposition 0 Grad über eine Distanz von 23cm Feldbreite. Dieser Streifentest wurde dosimetrisch sowohl mit Gafchromic-Filmen als auch mit Mess-Array PTW729 der Firma
PTW aufgezeichnet und ausgewertet.
Ergebnisse: Die Limitierung der dynamischen Parameter ergab keine Beeinflussung der Planqualität solange der Linac
diese durch die anderen Parameter ausregeln kann. Beispiel: Eine Abweichung der Dosisleistung von weniger als 20%
wird durch anpassen der Geschwindigkeiten der anderen Parameter ausgeglichen. Bei größerer Abweichung schaltet der
Linac sofort ab. Ähnlich verhält es sich mit allen anderen dynamischen Parametern: Entweder der Linac kann das ausregeln oder der Plan wird erst gar nicht abgestrahlt.
Einen geringen aber messbaren Einfluss ergab die Veränderung der Dosisquerverteilung. Asymmetrien von +/- 2% und
+/- 4% führten zu nachweisbaren Verschlechterungen der Messungen der Patientenpläne mit Delta4, allerdings in einem
Ausmaß, dass die Pläne trotzdem noch die Akzeptanz-Kriterien deutlich erfüllten (Gamma 3mm/3% > 95%). Auch die
Blendenpositionen wirkten sich nur gering auf die Planqualität aus. Erst eine Fehlposition von größer als 3mm führt zu
einer messbaren Abweichung.
Den deutlichsten Einfluss auf die Planqualität konnte man bei Änderungen der MLC-Positionen einer kompletten MLCSeite beobachten. Eine gezielte Veränderung von nur 0,5mm bis 1mm ergab schon deutliche Unterschiede bei den Messungen mit Delta4 (siehe Abbildung 1). Die dosimetrische Überprüfung des Streifentests führte zu dem gleichen Ergebnis. Dabei wurde die Messung mit PTW729 mit dem berechneten Ergebnis aus dem Planungssystem (Pinnacle, Firma
Philips) vergleichen. Veränderungen der MLC-Kalibrierung im Submillimeterbereich sind damit sehr einfach und schnell
nachweisbar (siehe Abbildung 2).
Zusammenfassung: Es konnte gezeigt werden, dass das Zusammenspiel der dynamischen Parameter bei VMATBestrahlungen am sinnvollsten mit der Plan-Verifikation an dafür geeigneten Messphantomen, in diesem Fall Delta4 von
Scandidos, überprüfbar ist. Eine spezielle maschinenbezogene Überprüfung dieser Parameter im Sinne einer regelmäßigen maschinenbezogenen Qualitätssicherung oder Konstanzprüfung scheint dann nicht notwendig zu sein. Sollte einer
der Parameter nicht mehr im Sollbereich liegen, so wird das entweder durch die anderen Parameter ausgeregelt oder der
Plan kann erst gar nicht abgestrahlt werden. Das Augenmerk sollte vielmehr auf eine korrekte MLC-Kalibrierung konzentriert werden, da schon Veränderungen im Submillimeterbereich die Planqualität deutlich verschlechtern. Als universaler
Test wird hierfür der dynamische Streifentest empfohlen, mit dem man die MLC-Kalibrierung einfach und schnell
dosimetrisch überprüfen kann.
71
Abb. 1: Ergebnis einer Delta4-Messung mit eingebauten MLC-offset von -1mm (oben) im Vergleich zur Messung ohne offset (unten)
Abb. 2: Vergleich der berechneten Dosisverteilung des dynamischen Streifentest mit der gemessenen ohne MLC-offset (links) und bei
einem eingebauten MLC-offset von – 0,25mm (rechts).
72
33
Linac QS nach DIN 6847-5 mit einem EPID, Antilope – eine Analyse-Software zur
automatisierten Auswertung und Protokollierung mit Web-User-Interface
1,2
2
1
2
1
A. Paguem Tchinda , J. Lenz , R. Bauer , B. Spaan , A. Block
1
Klinikum Dortmund , Institut für Medizinische Strahlenphysik und Strahlenschutz, Dortmund
2
Technische Universität Dortmund, Lehrstuhl für Experimentelle Physik V, Dortmund
Fragestellungen: Die Verwendung von EPID (Electronic Portal Imaging Device) für die Qualitätssicherung an medizinischen Elektronenlinearbeschleunigern bringt einige technische Herausforderungen mit sich. Dazu zählt die Anpassung
der Konstanzprüfungen von Kennmerkmalen nach der DIN 6847-5, die bisher mit Filmen durchgeführt, ausgewertet und
dokumentiert wurden. Seit einigen Jahren stehen kommerzielle testspezifische Prüfplatten zur Verfügung, um die Prüfung
mit EPID zu erleichtern. Die erhaltenen Aufnahmen sind in digitaler Form vorhanden und müssen für die Ergebnisbewertung analysiert werden. Als Standard werden in vielen Kliniken Bildbearbeitungstools wie OmniPro Accept oder ImageJ
angewendet. Diese Softwares sind in ihrer ursprünglichen Funktion dafür nicht vorgesehen und führen beim Einsatz zu
erheblichen Zeitverlusten. Die hier vorgestellte, selbstentwickelte Analysesoftware Antilope stellt eine alternative Lösung
zu diesem Problem dar. Bei seiner Entwicklung wurden unterschiedliche moderne Verfahren aus der Bildverarbeitung
und aus der IT (Informationstechnik) eingesetzt, um einige Vorteile bei der Auswertung der digitalisierten Daten zu erhalten. Die Software und ihr Gewinn für den Nutzer werden in dieser Arbeit beschrieben.
Material und Methoden: Die am Institut für Medizinische Strahlenphysik und Strahlenschutz des Klinikum Dortmund
durchgeführten Tests im Rahmen der Qualitätssicherungsmaßnahmen nach DIN 6847-5 können in drei Klassen unterteilt
werden:
Prüfklasse 1: Gemäß [2] wird die Wiederholgenauigkeit der Blendeneinstellung und des Isozentrums geprüft. Dafür wird
der in Abb. 1 A) gezeigte kommerzielle Prüfkörper (Fa. Positronic Beam Service GmbH) benutzt. Er ermöglicht die Einstellung eines Feldes der eingestellten Größe 12 cm x 16 cm bei Fokus-Oberflächen-Abständen (FOA) von 90, 100 und
130 cm. Für die genaue Positionierung sind Hilfslinien für die Raumlaser, den Zentralstrahl und die Lichtfeld-Ränder in
die Prüfplatte eingraviert. Bei jeder Kante wurden zusätzlich 2 mal 5 Wolfram Stifte in Abständen 0, ±1 und ±2 mm von
der erwarteten Feldgrenze eingebracht (vgl. Abb. 1 A: Aufsicht auf die kreisförmigen Grundflächen). Mithilfe einer Haltevorrichtung können Aufnahmen in einem Tragarmwinkel von 90 und 270 gemacht werden.
Bei der Überprüfung der Wiederholpräzision der Blendeneinstellung wird die Prüfplatte auf den Patiententisch bzw. nach
Einstellung des Winkels in dem Aufsteller auf dem Patiententisch gelegt. Es werden unter den Tragarmwinkeln von 0
bzw. 90 und 270 , bei den FOA 90, 100 und 130 cm und unter den Blendeneinstellungen von 0 und 90 zwei Bilder aufgenommen, indem die Blende einmal von einem kleineren Feld und einmal von einem größeren Feld mit Fernsteuerung
zurück auf die Ursprungsgröße gestellt wird.
Abb.1: Prüfkörper der Fa. Positronic Beam Service, A: Prüfplatte zur Testreihe 1, einstellbare Feldgröße 12x16 cm bei FOA 90, 100
und 130 cm; B: Prüfplatte zur Testreihe 2, einstellbare Feldgröße 20x20 cm bei FOA 100 cm; C: Aufbau zur Testreihe 3; a) angenommene punktförmige Röntgenquelle, b) WLT-Platte, c) Kugelfinger, d) EPID
Prüfklasse 2: Die 4-Quadranten-Feld-Aufnahme überprüft die Positionierungsgenauigkeit bei asymmetrischer Einstellung
der Betriebsblenden [2]. Sie wird mit der Prüfplatte in Abb. 1 B) durchgeführt. Die Platte ist für ein Gesamt-Strahlenfeld
der Größe 20 cm x 20 cm bei einem FOA von 100 cm vorgesehen und hat analog zur vorherigen Platte Hilfslinien für die
Raumlaser, den Zentralstrahl und die Lichtfeld-Ränder sowie Wolfram-Stifte für die qualitative Auswertung. Zur Unterscheidung der Teilfelder sind weitere Wolfram-Markierungen in der Platte eingesetzt, deren Anzahl in jedem Quadranten
73
unterschiedlich ist. Bei der Durchführung wird die Platte auf dem Patiententisch gestellt und es werden vier Teilfelder der
Größe 10x10 cm² der Reihe nach den Strahlung exponiert, sodass ein gesamtes Feld der Größe 20x20 cm² entsteht.
Prüfklasse 3: Beim sogenannten Winston-Lutz Test (WLT) wird die Lage des Strahlenfeldisozentrums und der Durchmesser der Isozentrumskugel geprüft [2]. Abb. 1 C) zeigt die entsprechende Systemanordnung. Sie besteht aus einer
WLT-Platte, die im Keilfiltereinschub gebracht wird, sowie einem Kugelfinger zur Lagerung auf dem Patiententisch im
Isozentrum. Es werden Aufnahmen unter den Tragarmwinkeln von 0 , 90 , 180 und 270 gemacht.
Die Aufnahmen für die Prüfklassen 1, 2 und 3 wurden jeweils an den Beschleunigern des Typs Clinac 2100 C/D der Firma Varian und des Typs Saturn der Firma GE durchgeführt. Diese liefern Bilder im DICOM- bzw. RAW- Format mit einer
Pixeltiefe von 8 Byte bzw. 16 Byte. Die Aufnahmen wurden mit der von uns hierfür entwickelten Software Antilope analysiert.
Antilope ist in Java geschrieben und ermöglicht durch ihre leistungsstarke Implementierung von uns und ihre sorgfältig
gewählten Defaulteinstellungen eine voll automatisierte Auswertung von EPID-Aufnahmen zur Qualitätssicherung (QS).
Abb.2: A: Algorithmusdurchlauf; B: Zwischenschritte bei der Verarbeitung, a) Input Bild, b) Bild nach Template Matching, c) Bild nach
Konturbestimmung, d) Stifte Zuordnung
Beschreibung des Softwarekernes von Antilope: Abb. 2 A) stellt ein Beispiel für den Algorithmusdurchlauf bei einer
Fileübergabe (vgl. Abb.2 B:a) in Antilope dar. Die Erstellung eines Computermodells des Prüfkörpers ist der erste Schritt.
Dieser geschieht bei den Prüfklassen 1 und 2 durch die Bestimmung des zentralen Wolfram-Stifts und einer Normierungskonstante für die Konvertierung von Pixel in mm. Dazu werden der Reihe nach ein Template-Matching-Verfahren,
ein Schwellenwertverfahren und ein Algorithmus zur Konturdetektion auf das Bild angewendet. Der erste Verarbeitungsschritt des Template Matching (vgl. Abb.2 B:b) soll eine weniger designabhängige und damit herstellerunabhängige Aufnahme erzeugen. Der Korrelationskoeffizient wird als Vergleichsmethode für das Template t mit der Breite m und der
Höhe n in Pixel und das Bild r an einem bestimmten Punkt mit den Koordinaten
eingesetzt. Er wird bestimmt über
die Formel
74
Hierbei sind
und
bzw.
der Mittelwert des Templates bzw. der Mittelwert des Bildes im
Punkt
[3]. Da der Pearsonsche Korrelationskoeffizient korrekte Ergebnisse bei intervallskalierten und bei dichotomen Daten liefert, ist die Software für alle Pixeltiefen und Darstellungsfarbtiefen stabil. Die Schwelle wird bei 50% Ähnlichkeit zum Template eingestellt (Thresholding), um die Effizienz zu maximieren (vgl. Abb. 2 B:c). Bei der Konturdetektion wird der Algorithmus von Satoshi Suzuki [4] angewendet. Die erhaltenen Konturen werden selektiert. Die Kenntnisse
über die Geometrie der Prüfplatten (Wolfram-Stifte, Anordnung) führt zu einer genauen Zuordnung der gesuchten Punkten (vgl. Abb.2 B:d, POI: point of interest). Diese beiden letzten Schritte können zu einer Korrektur der Schwellenwerte
führen, wenn eine Zuordnung unmöglich ist. Der zweite Schritt ist die Bestimmung der Feldgrenzen in vordefinierten ROI
(region of interest) mit Hilfe von Kantenfiltern und Interpolationsverfahren für eine bessere Genauigkeit. Für die Testreihe
3 werden überwiegend Hough-Transformationen für Kreise und Ellipsen benutzt.
Die Software ist auf dem „Model-View-Controller“-Muster (MVC) strukturiert. Dies ermöglicht eine komplette Trennung
zwischen Präsentation (Client) und Steuerung (Server). Zum Testen wurde daher Antilope auf einem Serverrechner installiert, der gleichzeitig mehrere Aufträge von drei Hosts erledigen sollte. Die Aufträge wurden über ein von uns zu diesem Zweck entwickeltes webbasiertes User Interface (vgl. Abb. 3) übermittelt. Der Datenaustausch zwischen beiden
Softwareteilen ist durch den Hypertext Transfer Protocol (HTTP) gesichert.
Abb.3: Ansicht der User Interface zur Auswertung der Testreihe 2
Ergebnisse und Schlussfolgerung: Die Software Antilope unterstützt folgende Bildformate als Input File: DICOM, RAW,
PNG, JPEG, GIF und TIF. Als Output File wird ein nutzerspezifischer Bericht in PDF-Format generiert. Diese Datei enthält die geforderte Kenngröße und kann ohne weitere Änderungen archiviert werden. Die Algorithmus-Durchlaufzeit liegt
nur bei etwa einer Sekunde pro Aufnahme. Dadurch wird die gesamte Auswertedauer auf maximal 5 Minuten reduziert
(Zum Vergleich: 5 Stunden benötigte die Auswertung mit der EPID Standard Software, etwa einen Tag nahm die Auswertung mit einem Film in Anspruch). Die Feldgröße und Lage des Isozentrums werden mit einer Genauigkeit von 1/10 mm
bestimmt (vgl. Abb.4). Es wird keine neue Software auf dem Client-Rechner installiert. Damit wird die Schwierigkeit umgangen, dass auf Steuerungs-PCs der Linacs keine fremde Software installiert werden darf.
75
Abb.4: 4- Quadranten-Feld-Aufnahmen, linke Hälfte oben und unten: Aufnahmen am Beschleuniger, links-mitte: Zusammensetzung
alle vier Aufnahmen, rechte Hälfte oben und unten: Auswertung der Teilfelder, rechts-mitte: Zusammensetzung mit markierten Zentren
und Grenze zwischen Teilfelder
Literatur
[1]
Norm DIN EN 60976:2011-02, Medizinische elektrische Geräte — Medizinische Elektronenbeschleuniger — Apparative Qualitätsmerkmale (IEC 60976:2007); Deutsche Fassung EN 60976:2007
[2]
Norm DIN 6847-5, Medizinische Elektronenbeschleuniger-Anlagen –
Teil 5: Konstanzprüfungen von Kennmerkmalen, Oktober 2013, Berlin: Beuth-Verlag
[3]
Mahmood, A., Khan, S.: Correlation-Coefficient-Based Fast Template Matching Through Partial Elimination, Image Processing, IEEE Transactions on, vol. 21, no. 4, pp. 2099-2108, 2012
[4]
Suzuki, S. and Abe, K., Topological Structural Analysis of Digitized Binary Images by Border Following. CVGIP 30
1, pp 32-46 (1985)
76
34
Untersuchung der Sensitivität der DAVID-Kammer für Blendenfehler bei Ausstattung mit
einer zweiten, um 90° gedrehten Detektorebene
1
1
1
1
2
1
T.S. Stelljes , D. Poppinga , J. Meyners , H.K. Looe , D. Harder , B. Poppe
1
Universitätsklinik für Medizinische Strahlenphysik, Carl von Ossietzky Universität, Campus Pius-Hospital, Oldenburg
2
Prof. em., Medizinische Physik und Biophysik, Georg August Universität, Göttingen
1, 2
Fragestellung: Die DAVID-Kammer
ist eine Vieldrahtionisationskammer, die zur dosimetrischen Kontrolle der MLCBlendenstellung während einer Bestrahlung genutzt werden kann. Dabei projiziert sich in der bisherigen Anordnung ein
MLC-Blendenpaar jeweils auf einen Draht der DAVID-Kammer. Eine Blendenfehlstellung verursacht im Vergleich zu einer
Referenzmessung eine Änderung der bestrahlten Drahtlänge und damit des Messignals. In dieser schon klassischen
Anordnung lässt sich jedoch der genaue Ort der fehlpositionierten Blendenkante nicht im gleichen Schritt feststellen. Zudem kann eine gleichgroße und gleichsinnige Verschiebung beider Kanten eines Blendenpaares unentdeckt bleiben. In
dieser Arbeit wird das Potential der Ergänzung der DAVID-Kammer durch eine zweite Drahtebene – senkrecht zur bisherigen Drahtebene – untersucht.
Material und Methoden: Die Fehlerdetektierbarkeit der DAVID-Kammer (PTW-Freiburg, Freiburg, Deutschland) für
Blendenfehlstellungen wird an einem Elekta Synergy Beschleuniger (Elekta, Crawley, UK) mit einer Anordnung der
Messdrähte parallel zur Blendenlamellen-Bewegungsrichtung des Agility Multileaf-Kollimators und mit einer zusätzlichen
Draht-Anordnung senkrecht dazu untersucht. Die Referenzmessung für die Feldgrößen 10x10 cm² und 2x10 cm² erfolgte
mit einer Anordnung der Drähte parallel zum MLC. Eine einzelne Lamelle in Feldmitte wurde schrittweise zur Feldmitte
hin eingefahren (siehe Abb. 1a). An dem Draht direkt über der nach innen bewegten Blende (Draht Nr. 41) wurde für beide Feldgrößen die prozentuale Abweichung zur Referenzmessung gemessen. Nach Drehen der Davidkammer um 90°
wurde eine Anordnung der Drähte senkrecht zur MLC-Richtung realisiert. An einem Draht in Feldmitte (Nr. 41) sowie dem
Draht direkt am Feldrand (Nr. 31) wurde für variierende Blendenpositionen die prozentuale Abweichung zu einer neu
aufgenommenen Referenzmessung aufgenommen (siehe Abb. 1b).
Ergebnisse: Für die Anordnung der Drähte parallel zu den MLC-Lamellen wurde ein linearer Zusammenhang zwischen
der Fehlstellung der Blendenkante über einem Draht sowie der prozentualen Abweichung zum Referenzsignal gefunden.
Dabei führt eine gegebene Blendenfehlstellung bei einem kleineren Referenzfeld zu größeren prozentualen Abweichungen (siehe Abb. 2 links). Die Ausrichtung der Davidkammer senkrecht zu den MLC-Lamellen erzeugt für ein 2x10 cm²
Feld im Draht nahe zum Feldrand (Nr. 31) einen steilen Gradienten mit einer maximalen Signalabweichung von etwa
30% bei komplett abgedecktem Draht. Für ein 10x10 cm² Feld wurde ein Gradient etwa gleicher Breite in Fahrrichtung
der Blende, aber nur eine maximale Signalabweichung von etwa 5% gemessen. Für einen Draht in Feldmitte (Nr. 41)
wurde ein ähnlicher Abfall des Messsignals gemessen. Die prozentuale Abweichung zur Referenzmessung fällt für ein
2x10 cm² Feld bis auf etwa 30% bei weiterer Bewegung der Blende ab, während es bei einem 10x10 cm² Feld etwa 8%
sind (siehe Abb. 2 rechts).
Zusammenfassung: Bei einer Ausrichtung der Messdrähte der DAVID-Kammer senkrecht zu den MLC-Lamellen bei
gegebener Feldanordnung sind sowohl für blendenferne als auch blendennahe Drähte relative Abweichungen zum Referenzsignal in Form abgeschrägter Rechteckfunktionen mit 20%/80%-Breiten von etwa 10 mm zu beobachten. Die relative
Signaländerung und somit die Sensitivität der DAVID-Kammer bei Blendenfehlstellungen hängt stark von der gewählten
Feldgröße ab, bei schmalen Feldern ist sie am größten. Eine Möglichkeit zur 2D-Lokalisierung einer fehleingestellten
Blendenkante bestünde darin, zunächst in einem der parallel zu den Lamellen des MLC verlaufenden Drähte die Abweichung zur Referenz durch Überschreitung eines Schwellwerts zu erkennen. Ist dies der Fall, könnte man über die Signaländerung in den Drähten senkrecht zu den MLC-Lamellen eine Aussage über den Ort der Fehlstellung der Blendenkante
machen. Weitere Untersuchungen beschäftigen sich mit der Möglichkeit, die beiden Drahtrichtungen um + 45° bzw. – 45°
gegen die Bewegungsrichtung der Lamellen einzustellen. Hierdurch könnte auch der selten zu erwartende Fall entdeckt
werden, wenn gleichgroße und gleichsinnige Verschiebungen zweier Blendenpaare in entgegengesetzte Richtungen
vorliegen.
77
Abb.1: Beam’s Eye View auf Messanordnung für ein 10x10 cm² Feld. Blau dargestellt sind die Drähte der DAVID-Kammer. Die DAVIDKammer wird mit den Drähten parallel (a) und senkrecht (b) zum MLC in das Strahlenfeld gebracht. Für jede Messanordnung wird ein
offenes Feld (10x10 cm² und 2x10 cm²) als Referenz bestrahlt. a) Eine zentrale Blende fährt schrittweise in das Feldinnere und das
Messsignal des Drahtes über der Blende wird aufgezeichnet. b) Eine zentrale Blende fährt schrittweise in das Feldinnere und das
Messsignal eines Drahtes am Feldrand (Nr. 31) und in der Feldmitte (Nr. 41) werden aufgezeichnet.
Abb.2: Links: Messaufbau wie in Abb.1a dargestellt. Aufgetragen ist die prozentuale Abweichung des Messsignals in Draht 41 für
variierende Blendenpositionen für ein 10x10 cm² und 2x10 cm² Feld. Die Referenz wurde bei x=-50 mm aufgenommen. Rechts:
Messaufbau wie in Abb.1b dargestellt. Aufgetragen ist die prozentuale Abweichung des Messsignals in den Drähten 41 (Feldmitte) und
31 (Feldrand) für variierende Blendenpositionen für ein 10x10 cm² und 2x10 cm² Feld. Die Referenz wurde bei x=-50 mm
aufgenommen.
Literatur
[1]
H.K. Looe, D. Harder, A. Ruhmann, K.C. Willborn, B. Poppe, "Enhanced accuracy of the permanent surveillance
of IMRT deliveries by iterative deconvolution of DAVID chamber signal profiles," Phys. Med. Biol. 55, 3981-3992
(2010).
[2]
B. Poppe, H.K. Looe, N. Chofor, A. Ruhmann, D. Harder, K.C. Willborn, "Clinical performance of a transmission
detector array for the permanent supervision of IMRT deliveries," Radiother. Oncol. 95, 158-165 (2010).
78
Audiologie II
Chair: B. Seeber (München)
35
Der neue Standard MPEG-H zur Speicherung und flexiblen Wiedergabe von 3D-Audio
1
1
1
T. Sporer , S. Brix , T. Clauss
1
Fraunhofer Institut für Digitale Medientechnologie, Ilmenau
Zusammenfassung: Der Anfang 2015 finalisierte internationale Standard ISO/IEC 23008-3 3D Audio bietet erstmals die
Möglichkeit, räumliche Audioszenen in standardisierter Weise zu speichern und auf unterschiedlichsten Lautsprecheranordnungen wiederzugeben. Dadurch ist es möglich, solche Szenen in der Anpassung von Hörgeräten und CI zu erzeugen und auszutauschen. Im Gegensatz zu den früheren MPEG Standards (mp3, aac, …) steht bei MPEG-H 3D Audio
nicht die Reduktion der Datenrate im Vordergrund, sondern die Steigerung der wahrgenommenen Qualität. In der Regel
wird bei der Wiedergabe von MPEG-H 3D Audio eine größere Anzahl von Lautsprechern in räumlicher Anordnung, d.h.
mit Lautsprechern in mehren Ebenen verwendet. Das so erzeugte Schallfeld ist dem Schallfeld in natürlichen Umgebungen wesentlich ähnlicher, was eine verbesserte Simulation natürlicher Umgebungen im Labor bzw. im klinischen Umfeld
ermöglicht.
In diesem Vortrag werden zunächst die drei im Standard genutzten Prinzipien „kanalbasiert“, „objektbasiert“ und higher
order ambiosonic (HOA) erklärt und ihre Vor- und Nachteile im Bereich der Audiologie diskutiert. Dann werden Besonderheiten bezüglich der flexiblen Wiedergabe im MPEG-H Standard erklärt.
Literatur
[1]
ISO/IEC 23008-3 Information technology -- High efficiency coding and media delivery in heterogeneous
environments -- Part 3: 3D audio; 2015
[2]
Herre, Jürgen, et al. "MPEG-H Audio—The New Standard for Universal Spatial/3D Audio Coding." Journal of the
Audio Engineering Society 62.12 (2015): 821-830.
79
36
Virtuelle Hörumgebung zur Erfassung von Schallquellenlokalisation bei Normalhörenden
und Hörgeschädigten
1
1
P. Majdak , B. Laback
1
Österreichische Akademie der Wissenschaften, Institut für Schallforschung, Wien, Österreich
Fragestellungen: Räumliches Hören ist ein wichtiger Aspekt der akustischer Wahrnehmung und Kommunikation im täglichen Leben. Es ermöglicht die Lokalisation von Schallquellen, eine Fähigkeit deren zur Grunde liegende Mechanismen
noch nicht vollständig verstanden sind. Speziell bei Hörgeschädigten ist daher die Schallquellenlokalisation im Fokus
vieler Untersuchungen. In diesem Beitrag präsentieren wir einen Aufbau zur flexiblen Untersuchung von Schallquellenlokalisation mit audio-visueller Stimulation.
Material und Methoden: Der Aufbau basiert auf einer schnellen Messung von head-related transfer functions (HRTFs),
[1]. Zur Darbietung akustischer Reize werden Schallsignale mit HRTFs aus einer Richtung gefiltert und über Kopfhörer
dargeboten. Der Aufbau erlaubt die Messung von HRTFs von normalhörenden Personen (über In-Ohr-Mikrofone) oder
von mit Hörhilfen ausgerüsteten Personen (über die entsprechenden Gerätemikrofone). Die Darbietung visueller Reize
erfolgt über eine im Rechner generierte virtuelle Welt, dargeboten über eine stereoskopische Videobrille. Bei der Erzeugung der visuellen Welt werden Position und Drehung des Kopfes in Echtzeit erfasst und berücksichtigt. In der experimentellen Prozedur können gleichzeitig akustische und visuelle Stimuli, sowie Feedback zur tatsächlichen räumlichen
Information der Schallquellen dargeboten werden.
Ergebnisse: In [2], konnte mit Normalhörenden durch den Einsatz von virtueller Umgebung eine Erhöhung der Genauigkeit der Schallquellenlokalisation, relativ zur Lokalisation in völliger Dunkelheit, gezeigt werden. Ein Training mit hörerspezifischen HRTFs zeigte eine rapide Verbesserung der Lokalisationsleistung innerhalb der ersten 400 Reize. Weiteres
Training brachte keine weitere Verbesserung. In [3], zeigten normalhörende Versuchspersonen mit stark modifizierten
HRTFs zunächst eine Verschlechterung der Lokalisationsleistung. Ein dreiwöchiges Training zeigte signifikante Verbesserungen und somit Evidenz für Rekalibrierung des auditorischen Systems. In [4], wurde die Schallquellenlokalisation bei
Cochleaimplantatträgern in Horizontal- und Vertikalebenen erfasst. Während die Horizontalebenenlokalisation jener der
früheren Studien entsprach, zeigte die Lokalisation in vertikalen Ebenen eine starke Korrelation mit dem dargebotenen
Schallpegel.
Zusammenfassung: Die Studien [2-4] demonstrieren das Potential von virtueller Hörumgebung zur Erfassung von
Schallquellenlokalisationsleistung in unterschiedlicher Personengruppen. Die Software ist frei zugänglich mit offenem
Quellcode unter http://sf.net/projects/expsuite.
Abb.1: Beispiel der HRTF-Messung
80
Abb.2: Versuchsperson im Einsatz
Literatur
[1]
Majdak, P., Balazs, P., Laback, B. (2007). “Multiple exponential sweep method for fast measurement of headrelated transfer functions,” J Audio Eng Soc, 55, 623–637.
[2]
Majdak, P., Goupell, M. J., Laback, B. (2010). “3-D localization of virtual sound sources: effects of visual environment, pointing method, and training,” Atten Percept Psychophys, 72, 454–469.
[3]
Majdak, P., Walder, T., Laback, B. (2013). “Effect of long-term training on sound localization performance with
spectrally warped and band-limited head-related transfer functions,” J Acoust Soc Am, 134, 2148–2159.
[4]
Majdak, P., Goupell, M. J., and Laback, B. (2011). “Two-dimensional localization of virtual sound sources in cochlear-implant listeners,” Ear Hear, 32, 198–208.
81
37
Echtzeit-Simulation und Wiedergabe komplexer Schallfelder für Hörgeräteträger
1
2
2
L. Aspöck , F. Pausch , J. Fels
1
RWTH Aachen, Institut für Technische Akustik, Aachen
2
RWTH Aachen, Juniorprofessur für Medizinische Akustik, Aachen
Zur Verbesserung der Qualität von Hörgeräte, aber auch für die Untersuchung der Wahrnehmung von Hörgeräteträgern,
ist es wichtig, reproduzierbar reale akustische Umgebungen zu erzeugen und wiederzugeben. Dazu wurde ein System
entwickelt, welches beliebige virtuelle Szenarien akustisch wiedergibt und was zudem in der Lage ist, Bewegungen des
Probanden mit Hilfe eines Trackingsystems für das simulierte Schallfeld zu berücksichtigen. Neben einer konventionellen
binauralen Raumakustiksimulation wird ebenfalls die Verarbeitung und die Aufnahme der Signale am Hörgerät simuliert
und das entsprechende Audiosignal über ein Dummy-Hearing-Aid an den Probanden wiedergegeben. In diesem Beitrag
wird das Konzept der Hörgeräteauralisierung erläutert sowie Untersuchungen zur Latenz des Systems vorgestellt.
82
Session 7 – Brachytherapie/IORT I: Bestrahlungsplanung
Chairs: D. Baltas (Offenbach), F. Hensley (Heidelberg)
38
Einführungsvortrag – neue Bestrahlungsplanungsalgorithmen in der Barchytherapie und
deren klinische Implementierung anhand eines klinischen Beispiels
1
F.-A. Siebert
1
Klinik für Strahlentherapie, UKSH, Campus Kiel, Medizinische Physik, Kiel
Fragestellungen: Es wird dargestellt, wie neue modell-basierte Dosisberechnungsverfahren der Brachytherapie in die
Klinik eingeführt werden können. Hierzu dient insbesondere der Report der AAPM TG-186, nach dem beispielhaft ein
modell-basierter Algorithmus kommissioniert wird.
Material und Methoden: Die Bestrahlungsplanung in der Brachytherapie mit Photonen-Strahlern wird in der Regel seit
vielen Jahren nach dem TG-43-Formalismus [1] durchgeführt. Diese standardisierte Methode besitzt jedoch Nachteile,
beispielsweise werden die gegenseitige Abschirmung von Strahlern und eine Korrektur für verschiedene Dichtewerte im
Medium nicht berücksichtigt. Aus diesem Grund wurden modell-basierte Dosisberechnungsverfahren entwickelt, die eine
genauere Dosisberechnung ermöglichen sollen. Derartige Verfahren sind für HDR-Brachytherapiestrahler seit einiger Zeit
kommerziell erhältlich.
Für den Nutzer ergeben sich nunmehr die Schwierigkeiten, diese Algorithmen zu überprüfen und mit bisherigen zu vergleichen. Der Report der TG-186 [2] liefert Vorschläge für die Kommissionierung der neuen Berechnungsmethoden.
In dieser Studie wurde das Bestrahlungsplanungsprogramm BrachyVision v11.0.47 der Firma Varian Medical Systems
(Palo Alto, CA) sowie das zugehörige Acuros-Modul v1.5.0 für einen Ir-192 GammaMedplus HDR Afterloader verwendet.
Neben der Kommissionierung gemäß TG-186 wurden zusätzlich verschiedene Messungen im Wasserphantom durchgeführt.
Ergebnisse: Ergebnisse der Berechnungen und Messungen im Wasserphantom zeigen gute Übereinstimmung (Tab. 1).
Die im TG-186 Report geforderte maximal zulässige Abweichung von ≤ 2% zwischen den mittels TG-43 (Handrechnung
und Planungssystem) respektive per Acuros kalkulierten Werten, wird für alle betrachteten Punkte unterschritten. Größere Abweichungen zu den berechneten Werten wurden bei Messungen in Strahlernähe festgestellt (ca. 30% bei einem
Abstand von 1,14 cm zum Strahler). Bei größerem Abstand werden jedoch auch hier hinreichend genaue Übereinstimmungen erzielt.
Zusammenfassung: Die Umsetzung der Kommissionierung eines modell-basierten Berechnungsalgorithmus‘ für die
Brachytherapie nach dem TG-186 Report (Level 1) ist gut möglich und praxisnah. Bezugnehmend auf den geforderten
Vergleich des MBDCA mit dem TG-43 Formalismus, zeigt sich, eine hinreichende Genauigkeit bezüglich der geforderten
Einhaltung eines Toleranzkriteriums von ≤ 2.0 % vorliegt. Die im Rahmen der Messung mit einem abgeschirmten Applikator erzielten Ergebnisse verdeutlichen aber die Notwendigkeit der Verbesserungen bezüglich einer physikalisch genaueren Rekonstruktion der Dosisverteilung, welche im Bereich von Inhomogenitäten durch modell-basierte
Dosisberechnungsalgorithmen erreicht werden kann.
Tab. 1
r [cm]
1,14
2,13
3,12
4,12
5,11
6,11
7,11
9,11
11,11
TG-43 [Gy]
5,864
1,689
0,790
0,451
0,292
0,203
0,148
0,088
0,057
TG-43 Handrechnung [Gy]
5,884
1,681
0,782
0,450
0,292
0,204
0,150
0,092 (*)
0,062 (*)
83
Acuros [Gy]
5,865
1,704
0,795
0,455
0,295
0,204
0,149
0,087
0,056
Messung [Gy]
3,975
1,520
0,714
0,422
0,266
0,190
0,141
0,082
0,053
Literatur
[1]
Rivard MJ, Coursey BM, DeWerd LA et al. Update of AAPM Task Group No. 43 Report: A revised AAPM protocol
for brachytherapy dose calculations. Med Phys 2004; 31: 633-674
[2]
Beaulieu L, Carlsson Tedgren Å, Carrier JF et al. Report of the Task Group 186 on model-based dose calculation
methods in brachytherapy beyond the TG-43 formalism: Current statusand recommendations for clinical implementation. Med Phys 2012; 39: 6208-6236.
84
39
Neue TG43-Basisdaten für den Nucletron Afterloader – Vergleich der alten und neuen
radialen Dosisfunktion mit Messungen
1
1
1
M. Kollefrath , M. Gainey , R. Saum
1
Uniklinik Freiburg, Klinik für Strahlenheilkunde - Physik, Freiburg
Fragestellungen: In der Brachytherapie berechnen die Planungssystem üblicherweise die Dosisverteilung mit dem TG43
Formalismus [1]. Jetzt empfiehlt Elekta eine Umstellung auf neue TG43 Daten für den microselektron V2 Afterloader mit
192
Ir [2].
Unsere Gruppe probiert seit einiger Zeit, ob das SRS1000 Array (PTW Freiburg) sich für Messungen in der
Brachytherapie eignet [3] [4]. Beim Vergleich dieser Messungen mit Berechnungen zeigt sich, dass diese meistens im
Fernbereich über 40mm eine bessere Übereinstimmung mit Berechnungen mit dem alten TG43 Datensatz (v2) haben im
Vergleich zu den Berechnungen mit den neuen TG43 Daten (v2r).
In den TG43 Daten unterscheiden sich die radiale Dosisfunktion der beiden Modelle deutlich (siehe Abb. 1). Um zu untersuchen welche der beiden Kurven die Quelle besser beschreibt, wurde im Wasserphantom eine Dosisverteilung gemessen um daraus die radiale Dosisfunktion zu bestimmen.
In dieser Analyse geht es nicht um den Bereich nahe der Quelle, dazu ist die verwendete Analyse ungeeignet. Bewertet
wird der Abstand von deutlich größer 10mm bis 100mm von der Quelle.
Material und Methoden: Die Berechnungen nach TG43 beziehen sich auf ein unendlich großes Wasservolumen. Deshalb werden die Messungen in der Mitte des Wasserphantoms der Teletherapie (PTW Freiburg) mit den Massen 0,8m x
0,8m x 0,6m benutzt. Als Dosismesskammer wird der microDiamond (Typ 60019, PTW Freiburg) verwendet. Mit seinem
Durchmesser von 2,2 mm und der Dicke von 0,001 mm ermöglicht er eine hohe Ortsauflösung. Der Detektor wird so positioniert, dass die Detektorachse und Fahrtrichtung übereinstimmen und auf den Mittelpunkt der Quelle zeigen. Diese
Richtung steht senkrecht auf der Detektorachse. In diese Richtung ist die Anisotropiefunktion F(r,Θ) konstant und hat
immer den Wert 1. Der relevante, quellenspezifische Faktor ist nun die radiale Dosisfunktion g(r).
Mit dem TG43 Formalismus wird die Dosisverteilung entlang der Fahrtrichtung berechnet und mit der Messung verglichen. Die beiden Unbekannten der Messung, Abstandsoffset d0 und Ansprechverhalten des Detektors k user werden angepasst, bis die relativen Unterschiede zwischen Messung und Rechnung minimal sind.
Bei der Analyse zeigte sich, dass die Detektorgröße für kleine Abstände einen signifikanten Einfluss hat. Mit einer einfachen Monte-Carlo-Simulation (MATLAB R2014b, Mathworks), die nur geometrische Effekte berücksichtigt, wird dieser
Effekt untersucht und berücksichtigt.
Ergebnisse: Nahe der Quelle reduziert sich die mittlere Dosis eines ausgedehnten Detektors gegenüber einem punktförmigen. Diesen Sachverhalt beschreibt die durchgezogene Kurve in Abb. 2. Für beide TG43 Datensätze wird durch
Variation von Abstandsoffset d0 und Ansprechverhalten kuser Werte berechnet, bei denen die Summe der relativen Differenzen zwischen Vorhersage und Messung minimal sind.
Die Dosisverteilung der Messung ist durch das näherungsweise 1/r² Verhalten bestimmt. Um die Unterschiede sichtbar zu
machen wurden die relativen Unterschiede (100*(Messung –Berechnung)/Berechnung) betrachtet und in Abb. 2 aufgetragen.
Die Werte für den d0 und kuser sind bei beiden Fits nahezu identisch.
Zusammenfassung: Vorläufiges Ergebnis, das noch bis zur DGMP-Tagung durch weitere Messungen und Analysen
gesichert werden muss: In diesen Messungen beschreiben für größere Entfernungen die v2 Daten den radialen
Dosisabfall deutlich besser als die neuen v2r Daten (Abb. 2). Es muss allerdings noch überprüft werden, ob der Diamant
geeignet ist und ob Positionierung mit dem Wasserphantom ausreichend genau genug ist.
Es zeigt sich, dass auch in der Brachytherapie Messungen notwendig sind. Neue Basisdaten, die durch Monte-Carlo
entstanden sind, müssen durch Messungen validiert werden.
85
Abb.1:Radiale Dosisfunktionen aus dem Planungssystem
Abb.2: prozentuelle Abweichungen zwischen Messung und Berechnungen [100*(Messung-Berechnung)/Berechnung]
Literatur
[1]
Mark J. Rivard, Update of AAPM Task Group No. 43 Report: A revised AAPM protocol for brachytherapy dose
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Granero, D.: Dosimetry revisited for the HDR 192Ir brachytherapy source model mHDR-v2, Med. Phys. 38 (1),
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[3]
Michael Kollefrath, Mark Gainey, Dose measurement with Octavius SRS 1000 Array in brachytherapy. Principle
suitability for system checks and dosimetry – First Results, Dreiländertagung Zürich (2014)
[4]
Mark Gainey, Michael Kollefrath, Brachytherapy dosimetry using a high resolution commercial liquid-filled ionisation chamber array: initial experience and limitations, Dreiländertagung Zürich (2014)
86
40
Erfahrungen mit einem DVT-Index zur Plausibilitätsprüfung für 3D-geplante
Brachytherapiepläne mit willkürlichem Zielvolumen
1
1
1
1
R. Walter , J. Kopp , G. Kunz , Z. Roushan
1
Klinikum Augsburg, Medizinische Physik und Strahlenschutz, Augsburg
Fragestellungen: Werden im klinischen Alltag der Brachytherapie nicht standardisierte 3-D-Pläne appliziert, besteht
meistens zwischen Planausgabe und erster Applikation nicht ausreichend Zeit um den Plan unabhängig hinsichtlich der
der Bestrahlungszeit zu überprüfen. Es ist ein einfacher Formalismus erforderlich, der, analog zu einem MU-Check in der
Teletherapie, die Gesamtbestrahlungszeit in Bezug auf verordnete Dosis und bestrahltes Volumen bei bekannter Quellstärke auf Plausibilität prüft. In dieser Arbeit sollen die Erfahrungen mit diesem Plausibilitätstest mittels Dosis-ZeitVolumen-Index (DVT-I) dargestellt und die Leistungsfähigkeit mit anderen Prüfverfahren verglichen werden.
Material und Methoden: In Augsburg werden mit Oncentra Brachy 4.5 (Elekta), Krieger-Phantom und Semiflex 0,3cm³
(PTW) und Excel (Microsoft) diese Vorrausetzungen erfüllt.
In dieser Untersuchung wurde Oncentra Brachy Version 4.5 (Elekta) zur Erstellung der Pläne verwendet. Vom PlanReport werden folgende Kennmerkmale für den DVT-Index herangezogen: aktuelle Dosisleistung (bzw. scheinbare Aktivität), Gesamtbestrahlungszeit, vollständige Isodosen-Volumen der verordneten Dosis. Zusätzlich wurde die Dosis an
einem definierten Punkt bei bekannter Quellstärke gemessen. Dazu wurde von PTW das Afterloading-Kalibrierphantom
(T9193), ein Semiflex 0,3cm³ (T31013) und eine Unidos Webline (T10021) verwendet.
Aus dem beliebig geformten Volumen der verschriebenen Dosis wird ein äquivalenter Radius einer Kugel berechnet, die
das gleiche Volumen wie das vollständige Isodosen-Volumen der verordneten Dosis enthält. Dann wird die Zeit bestimmt,
um für den berechneten Radius die verordnete Dosis von einer einzelnen Quellposition aus zu erreichen. Diese Zeit wird
mit der Summe der Quellzeiten aus dem Plan verglichen. Aufgrund fehlender Korrekturfaktoren wurde zunächst der Mittelwert als Sollwert empirisch festgelegt sowie die Standardabweichung als erste Toleranzgrenze definiert. Als zweite
Grenze wurden 10% Abweichung vom Mittelwert angenommen. Weitere Einflussfaktoren wurden untersucht. Die Sensitivität bezüglich der überprüften Merkmale sowie der Zeitaufwand wurden mit verschiedenen Verfahren wie z. B.
RadCalc® (Life Line), Maisberger-Polynom verglichen.
Ergebnisse: Es wurden über einen Zeitraum von 2 Jahren mehr als 200 Datensätzen Pläne unterschiedlichster Sites
(Vaginal, Flabs, Interstitiell, Rektum, …) ausgewertet.
Bei flächigen Implantate/Flabs weicht der DVT-I um durchschnittlich 25% vom Mittelwert ab und sollte deshalb mit anderen eigenen Parametern beurteilt werden. Bei Vaginal-Applikatoren findet sich eine Übereinstimmung mit dem von
Thomadsen vorgeschlagenen Total Time Index [1] sowie der von Datta ermittelten Gleichung [3].
Zusammenfassung: Analog zu den von Thomadsen [1] und Meigooni [2] vorgestellten Verfahren bei zylinder- bzw. kugelförmigen Dosisverteilungen lässt sich ein DVT-Index herleiten, der durch experimentelle Messung gestützt wird und
dadurch an Validität gewinnt.
Da der Zeitaufwand bei einer Minute äußerst gering ist, stellt das Verfahren eine geeignete Möglichkeit dar, vor Applikation auf korrekten Zusammenhang zwischen bestrahltem Volumen und benötigter Zeit zu überprüfen.
Literatur
[1]
B.R. Thomadsen; Achieving Quality in Brachytherapy; Institute of Physics Publishing, Bristol and Philadelphia;
2000, S. 152
[2]
J. Venselaar, D. Baltas, A. Meigooni, P. Hoskin; Comprehensive Brachytherapy; CRC Press, Boca Raton, 2013,
S.187
[3]
N. R. Datta, et al.;Total reference air kerma: to what extent it can predict intercavity volume enclosed by isodose
surfaces during multiple high dose-rate brachytherapy? Brachytherapy 2003; 2(2):97-7
[4]
R. Nath et al.; Code of practice for brachytherapy physics: Report of the AAPM Radiation Therapy Committee
Task Group No. 56: Mededical Physics 24 (10), October 1997; 1557-98
[5]
J. Venselar, J. Peréz-Calatayud; A practical Guide to Quality Control of Bachytherapy Equipment; ESTROBooklet No. 8; ESTRO, Brussels, 2004s
87
41
RayStretch, a simple analytical method for heterogeneity corrections in low dose rate
brachytherapy
1
1
1
2
3
F. Hueso-González , J. Vijande , F. Ballester , J. Perez-Calatayud , F.-A. Siebert
1
University, Department of Atomic, Molecular and Nuclear Physics, Valencia, Spanien
2
University and Polytechnic Hospital La Fe, Physics Section, Radiotherapy Department, Valencia, Spanien
3
Klinik für Strahlentherapie, UKSH, Campus Kiel, Medizinische Physik, Kiel
Introduction: Tissue heterogeneities, like calcifications in the prostate, have a significant impact on the dosimetry of low
dose rate (LDR), low energy brachytherapy. Monte Carlo (MC) simulations to understand and quantify the dose deviations (over 20% in some situations) with respect to the all-water approximation have been published in the recent years
[1]. In this work, we present RayStretch [2], a simplified analytical algorithm based on TG-43 consensus datasets and the
water equivalent path length method, which aims to incorporate the effect of tissue heterogeneities in real-time.
Material and methods: We study the case of a single I-125 seed in a prostate with a significant amount of calcifications,
see Computed Tomography (CT) of an actual patient in Fig. 1. Depending on the Hounsfield numbers, a composition is
assigned to each voxel (either water or calcification). The RayStretch algorithm calculates the water equivalent path
length by weighting the geometrical distance with the mass absorption coefficients of the crossed voxels. This effective
distance is used to scale the radial dose function in water (Task Group TG-43 formalism) and obtain the dose in the heterogeneous medium. The anisotropy function is not altered. To validate the algorithm, a Monte Carlo simulation using
Penelope2008 is performed.
Fig. 1: Axial CT scan of a prostate patient with calcifications (La Fe-Hospital).
Result: The dose calculated by the RayStretch algorithm reflects the effect of calcifications: a higher dose (hot spot) within these dense regions and a lower dose (cold spot) behind them due to a shadowing effect (see Fig. 2). There is a good
agreement between the values calculated by the algorithm and the ones obtained with the MC simulation. In contrast, the
RayStretch method has a real-time calculation speed.
88
Fig. 2: Comparison of dose heat maps calculated by (a) MC simulation, and (b) analytical algorithm for the prostate with calcifications
(see CT scan in figure 1). I-125 seed is located at the center of the image.
Conclusion: In LDR low energy prostate brachytherapy, significant discrepancies (over 20%) between treatment plan
and delivered dose are caused by the presence of calcifications. RayStretch is a simple analytical method based on the
classic water equivalent length and TG-43 formalism that calculates the dose in any heterogeneous tissue. It has a remarkable agreement with MC simulations, a high calculation speed and is suitable for integration in real-time clinical
treatment planning systems.
Outlook: The next step is the application of RayStretch to a realistic distribution of seeds (obtained from the actual clinical implant) and full prostate volume, instead of a single seed and CT slice. The dose-volume results obtained with the
algorithm will be compared for selected regions of interest to the MC simulation and the TG-43 based calculation.
References
[1]
Chibani et al, Med. Phys. 32, 3688 (2005)
[2]
Hueso-González et al, accepted for publication in Phys. Med. Biol. (May 2015)
89
Session 8 – Funktionelle und molekulare Bildgebung II: methodische
Grundlagen
Chairs: M. Lassmann (Würzburg), G. Glatting (Heidelberg)
42
Performance evaluation of SPECT component of Albira trimodal PET/SPECT/CT system
1
1
1
1
2
1
2
1
A.A. Attarwala , C. Romanó , D. Hardiansyah , Y. W. Karanja , M. Roscher , C. Maaß , B. Wängler , G. Glatting
1
Medizinische Fakultät Mannheim der Universität Heidelberg, Medizinische Strahlenphysik/Strahlenschutz, Mannheim
2
Medizinische Fakultät Mannheim der Universität Heidelberg, Molekulare Bildgebung & Radiochemie, Institut für Klinische
Radiologie und Nuklearmedizin, Mannheim
Fragestellungen: Die quantitative Bilderzeugung mit einem vorklinischen Einzelphotonen-Emissionstomographen
(SPECT) ermöglicht Forschungsanwendungen in Kleintier-Modellen und die nachfolgende Entwicklung von diagnostischen und therapeutischen Radiopharmaka [1]. Das trimodale Albira System besteht aus den Komponenten PET,
SPECT und CT [2,3]. In dieser Untersuchung wurden die Leistungseigenschaften des SPECT-Subsystems und die Sys99m
tem-Antwort für das häufig in der Kleintierbildgebung verwendete Radionuklid
Tc bestimm.
Material und Methoden: Das trimodale Albira System (Bruker BioSpin MRI GmbH, Ettlingen, Deutschland) ist ein vorklinisches Gerät für die Kleintierbildgebung mittels PET, SPECT und CT. Die SPECT-Komponente besteht aus zwei gegenüberliegenden Kristalldetektoren (50 x 50 x 4 mm3) bestehend aus mit Natrium dotiertem Cäsiumiodid und positionssensitiven Photomultipliern (PSPMT). Das System verfügt über Kollimatoren mit einem oder 5 Löchern sowie vier mögliche Gesichtsfeldgrößen (FOV; 20 mm, 40 mm, 60 mm und 80 mm).
Die Messungen zur Bestimmung der Bildqualität erfolgten mit dem NEMA NU-4 Phantom (Data Spectrum Corporation ,
USA) [4]. Dieses enthält neben fünf Stäben mit Durchmessern von 1-5 mm einen homogenen Zentralbereich und einen
99m
Bereich mit zwei zylindrischen Kammern für Luft und Wasser. Die Messungen wurden mit
Tc mit folgender Startaktivitätskonzentration durchgeführt: 4760 kBq / ml für die Sensitivitäts-Messungen und 394 kBq / ml für die RecoveryKoeffizienten- Bestimmung (RC). Die räumliche Auflösung wurde mit Hilfe eines selbst entworfenen Phantoms (60 x 60 x
3
99m
10 mm ) gemessen, welches zylindrische Stäbe mit einem Durchmesser von 1 mm enthält. Diese wurden mit einer
TcLösung von 400 kBq / μl befüllt und in der Mitte des FOV gemessen.
Das Energiefenster wurde von 84 bis 196 keV gewählt. Alle Analysen wurden für ein FOV von 80 mm (80 x 80 x80
3
mm )durchgeführt und die Daten wurden mit einem Ordered Subset Expectation Maximization (OSEM) Algorithmus für
eine Voxelgröße von 0,9 μm rekonstruiert (Anzahl der Iterationen zwischen 2 und 50, in Zweierschritten). Die Systemempfindlichkeit, die Linearität der Zählrate, die Konvergenz des Algorithmus und die Recovery-Koeffizienten (RC) wurden
untersucht. Die Konvergenz des Bildrekonstruktions-Algorithmus wurde basierend auf dem interessierenden Bereich
(ROI), sowie der Analyse der Aktivitätskonzentration innerhalb der Stäbe (ROI-Größe gleich dem doppelten Durchmesser
des Stabes) und dem gleichförmigen Bereich (ROI mit 5 mm Durchmesser) beurteilt. Alle Analysen wurden mit der
PMOD-Software (PMOD Technologies Ltd., Zürich, Schweiz) durchgeführt. Für die Analyse der räumlichen Auflösung
wurde ein hauseigener MATLAB-Code entwickelt.
Ergebnisse: Die Sensitivitäten über das gesamte Gesichtsfeld sind 15,6 ± 1,2 cps/MBq und 69,9 ± 5,8 cps/MBq für die
SPH und MPH Konfiguration. Die räumliche Auflösung in der Mitte des Gesichtsfeldes besitzt eine Halbwertsbreite
(FWHMx) von (3,3 ± 0,1) mm und (FWHMy) von (3,4 ± 0,5) mm für SPH und (FWHMx) von (2,3 ± 0,1) mm und (FWHMy)
von (2,4 ± 0,3) mm für MPH. Die entsprechenden Recovery-Koeffizienten (18 Iterationen) für die 5, 4, 3 und 2 mm Aktivitäts-Zylinder waren 0,87 ± 0,05, 0,67 ± 0,04, 0,38 ± 0,03 und 0,23 ± 0,01 für SPH und 0,73 ± 0,04, 0,69 ± 0,06, 0,44 ±
0,05 und 0,33 ± 0,01 für MPH.
Zusammenfassung: Das Albira vorklinische SPECT-System hat eine akzeptable Empfindlichkeit sowohl für die SPH als
auch für die MPH-Konfiguration. Um quantitative Daten zu erhaltne, muss die Bildrekonstruktion mit mehr Iterationen als
die durch den Hersteller empfohlene Anzahl von nur 2 Iterationen erfolgen.
90
Literatur
[1]
Chatziioannou AF (2005) Instrumentation for Molecular Imaging in Preclinical Research: Micro-PET and MicroSPECT. Proceedings of the American Thoracic Society 2: 533-536.
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Sanchez F, Moliner L, Correcher C, Gonzalez A, Orero A, et al. (2012) Small animal PET scanner based on
monolithic LYSO crystals: performance evaluation. Med Phys 39: 643-653.
[3]
Spinks TJ, Karia D, Leach MO, Flux G (2014) Quantitative PET and SPECT performance characteristics of the
Albira Trimodal pre-clinical tomograph. Phys Med Biol 59: 715-731.
[4]
NEMA (2008) Performance measurements of small animal positron emission tomographs NEMA. Standard
Publications NU 4.
91
43
Leistungsbewertung der PET-Komponente des trimodalen Albira PET/SPECT/CT
Systems
1
1
1
1
2
1
2
1
A.A. Attarwala , Y. W. Karanja , D. Hardiansyah , C. Romanó , M. Roscher , C. Maaß , B. Wängler , G. Glatting
1
2
Institut für Klinische Radiologie und Nuklearmedizin, Medizinische Fakultät Mannheim der Universität Heidelberg,
Molekulare Bildgebung & Radiochemie, Mannheim
Fragestellungen: Die quantitative molekulare Bildgebung mit einem vorklinisches Positronen-Emissions-Tomographen
(PET) ist Voraussetzung für die Entwicklung neuer diagnostischer oder therapeutischer Radiopharmazeutika. Das trimodale Albira System besteht aus den Komponenten PET, SPECT und CT[1,2]. In dieser Untersuchung wurden die Leistungseigenschaften der PET-Komponente und die System-Antwort für die häufig verwendeten Radionuklide (18F und
68Ga) in der Kleintierbildgebung bestimmt.
Material und Methoden: Das trimodale Albira System (Bruker BioSpin MRI GmbH, Ettlingen, Deutschland) ist ein vorklinisches Gerät für die Kleintierbildgebung mittels PET, SPECT und CT. Die PET-Komponente besteht aus LutetiumYttrium-Orthosilikat (LYSO) Kristall-Detektoren, welche an positionsempfindliche Photomultiplier (PSPMTs) gekoppelt
sind. Die Detektoranordnung besteht aus drei Ringen, wobei jeder Ring aus 8 Detektormodulen besteht. Die trans-axialen
und axialen Gesichtsfelder (FOV) betragen 80 mm (Durchmesser) und 148 mm.
Die Messungen zur Bestimmung der Bildqualität erfolgten mit dem NEMA NU-4 Phantom (Data Spectrum Corporation,
Durham, USA)[3]. Dieses enthält neben fünf Stäben mit Durchmessern von 1-5 mm einen homogenen Zentralbereich
und einen Bereich mit zwei zylindrischen Kammern für Luft und Wasser. Die Messungen wurden mit 18F und 68Ga jeweils mit einer Startaktivitätskonzentration von 500 kBq/ml im Listmodus über insgesamt 10 h durchgeführt.
Die räumliche Auflösung wurde mit einem hauseigener Phantom (60 x 60 x 10 mm3), das zylindrische Stäbe mit einem
Durchmesser von 1 mm enthält, berechnet. Die Stäbe wurden mit einer 18F Lösung von 200 kBq/µl in der geometrischen
Mitte des FOV vermessen.
Das Energiefenster wurde von 358 bis 664 keV und das Koinzidenzzeitfenster von 5 ns gewählt. Die Messdaten wurden
mit einem Maximum-Likelihood Expectation Maximization (MLEM) Algorithmus rekonstruiert für eine Voxel-Größe von 0,5
mm und mit Iterationanzahlen von 5 bis 50 (Schrittweite = 5). Die vom System zur Verfügung gestellten Korrekturen für
zufällige und gestreute Koinzidenzen wurden angewendet. Systemempfindlichkeit, Linearität der Zählrate, Konvergenz
des Algorithmus und die Recovery-Koeffizienten (RC) wurden untersucht. Die Konvergenz des BildrekonstruktionsAlgorithmus wurde basierend auf dem interessierenden Bereich (ROI), sowie der Analyse der Aktivitätskonzentration
innerhalb der Stäbe (ROI-Größe gleich dem doppelten Durchmesser des Stabes) und dem gleichförmigen Bereich (ROI
mit 5 mm Durchmesser) beurteilt. Alle Analysen wurden mit der PMOD-Software (PMOD Technologies Ltd., Zürich,
Schweiz) durchgeführt. Für die Analyse der räumlichen Auflösung wurde ein hauseigener MATLAB-Code entwickelt.
68
18
Ergebnisse: Die Sensitivitäten über das gesamte Gesichtsfeld für Ga und F sind 2,79% ± 0,01% und 3,21% ± 0,01%.
68
2
18
Die Linearität auf Koinzidenzen mit Totzeitkorrektur waren linear für ≤ 10,0 MBq ( Ga, R = 0,9999) und ≤ 11,5 MBq ( F,
2
R = 0,9999). Wurden Messungen mit höheren Aktivitäten durchgeführt, erfolgt eine Überkorrektur für die Totzeiteffekte.
Die räumliche Auflösung in der Mitte des Gesichtsfeldes (die Positronen-Reichweite und für Nicht-Kolinearität korrigiert)
besitzt eine Halbwertsbreite (FWHMx) von (1,37 ± 0,16) mm und (FWHMy) von (1,52 ± 0,23) mm. Der Algorithmus konvergiert nach ca. 35 Iterationen für den kleinsten erkennbaren Zylinder mit einem Durchmesser von 2 mm (sowohl für
68
18
Ga und F). Die entsprechenden Recovery-Koeffizienten für die 5, 4, 3 und 2 mm Aktivitäts-Zylinder mit einer Aktivitätskonzentration von 110 kBq/ml waren 0,50 ± 0,13, 0,41 ± 0,09, 0,25 ± 0,06 und 0,24 ± 0,04 für 68Ga und 0,80 ± 0,25,
18
0,72 ± 0,21, 0,56 ± 0,20 und 0,34 ± 0,10 für F.
Zusammenfassung: Das Albira vorklinisches PET-System hat eine akzeptable Empfindlichkeit und die Linearität des
Systems ist für den relevanten Aktivitätsbereich für die präklinische Bildgebung gegeben. Im nächsten Schritt wird das
System für weitere Radionuklide untersucht werden, die für die präklinische Bildgebung relevant sind.
Danksagung: Dieses Forschungsprojekt des Forschungscampus M²OLIE wird mit Mitteln des Bundesministeriums für
Bildung und Forschung (BMBF) innerhalb der Förderinitiative „Forschungscampus: öffentlich-private Partnerschaft für
Innovationen“ unter dem Förderkennzeichen 13GW0091E gefördert.
Literatur
[1]
Sanchez F, Moliner L, Correcher C, Gonzalez A, Orero A, et al. (2012) Small animal PET scanner based on
monolithic LYSO crystals: performance evaluation. Med Phys 39: 643-653.
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Spinks TJ, Karia D, Leach MO, Flux G (2014) Quantitative PET and SPECT performance characteristics of the
Albira Trimodal pre-clinical tomograph. Phys Med Biol 59: 715-731.
[3]
NEMA (2008) Performance measurements of small animal positron emission tomographs NEMA. Standard Publications NU 4.
92
44
Einfluss der Software unterschiedlicher Hersteller auf die Quantifizierung von
FDG-PET/CT-Datensätzen
1
2
2
2
1
A. Rastädter , C. Happel , W.T. Kranert , F. Grünwald , M. Fiebich
1
2
Universitätsklinikum Frankfurt, Klinik für Nuklearmedizin, Frankfurt
18
Fragestellung: Die F-FDG-PET/CT ist ein übliches Verfahren zur Therapieverlaufskontrolle bei Tumor-Patienten. Für
eine objektive Beurteilung sind standardisierte Verfahren bei der Quantifizierung der PET-Aufnahmen unabdinglich. Dabei hat es sich im klinischen Alltag bewährt, das Pixel mit der maximalen Intensität in einer ROI (Region of Interest) als
Repräsentant für die maximale lokale Radionuklidaufnahme eines Fokus zu verwenden. Das Verhältnis der Aktivitätskonzentration im Pixel mit der maximalen Intensität zur gesamtverabreichten Aktivität des Radionuklids normalisiert auf das
Patientengewicht) wird als Standard Uptake Value (SUVMax,bw=bodyweight) bezeichnet [1]. Im Gegensatz zum SUVMean,bw der
die mittlere Aktivitätskonzentration in der ROI zugrunde legt, wird der SUV Max,bw bevorzugt verwendet, da er unabhängig
vom Anwender und somit besser reproduzierbar ist [2,3].
Der SUV wird durch die Software berechnet, nachdem die interessierende Region manuell konturiert wurde. Die vorliegende Studie untersucht die Reproduzierbarkeit der SUVMax,bw-Quantifizierung bei Benutzung unterschiedlicher PET/CTBefundungssoftware.
Material und Methoden: In dieser Arbeit wurden drei Softwarepakete verglichen: Die zertifizierte Befundungssoftware
von Siemens (SyngoMI), die hier als Bezug verwendet wird, die Open-Source Plattform OsiriX von PixMeo und eine
selbstentwickelte Software mit dem Namen SegReglex (IMPS), die ImageJ als Library verwendet. Beide Programme
laufen autonom auf PC’s. Die verwendeten Daten wurden an einem PET/CT Biograph 6 der Firma Siemens Healthcare
im Universitätsklinikum Frankfurt am Main / Klinik für Nuklearmedizin akquiriert. Die PET/CT Daten wurden mit den in
Frankfurt übliche Standardparametern (OSEM2D 4i8s, 168 x 168 Pixel, Faltungskern: XYZ Gauss 7.00) rekonstruiert und
auf Streuung, radioaktiven Zerfall, Totzeit und Schwächung (CT) korrigiert. In den rekonstruierten PET-Datensätzen wurden mit den drei unterschiedlichen Programmen jeweils 62 Foki von 9 Patienten auf den SUV Max,bw verglichen. Bei allen
18
Patienten wurde das Radionuklid 2-[ F]Fluor-2-Desoxy-D-Glukose (Eckert& Ziegler EURO-PET, Köln/Bonn) verwendet.
Alle Aufnahmen wurden leitlinienkonform durchgeführt [4]. Ein Facharzt für Nuklearmedizin befundete mit Hilfe der Siemens Software die hier verwendeten PET/CT-Datensätze. Anhand dieser Befundungen (s. Abb.1) und den zusätzlichen
Angaben Schicht Position (SP (Max)) und Maximal Durchmesser (Max Diameter) war es möglich, die SUVs mit den
Open-Source Programmen OsiriX und SegReglex nachträglich zu bestimmen und mit den Siemenswerten zu vergleichen.
Abb. 1 Befundung einer fusionierten PET/CT-Schicht (Siemens)
Ergebnisse und Diskussion: In Tab. 1 sind die mittleren relativen und absoluten Abweichungen der 62 SUVs von
OsiriX und SegReglex zusammengefasst. So weicht OsiriX im Mittel mit 0,20 % (0,0-2,04%) und 0,01 SUV (0,0-0,24
SUV) und SegReglex mit 0,53 % (0,0-2,54%) und 0,03 SUV (0,0-0,24 SUV) von der zertifizierten Siemens-Software
(SyngoMI) ab. Die Ergebnisse der Korrelationsanalyse sind in Abb. 2 präsentiert. Der Pearson Korrelationskoeffizient
beträgt 0,9998 für SUVSegReglex vs. SUVSiemens, 0,9999 für SUVOsiriX vs. SUVSiemens und 0,9999 für SUVOsiriX vs. SUVSegReglex.
Die drei untersuchten Befundungsprogramme weisen eine hohe Korrelation in den Ergebnissen auf. Die geringen Abweichungen können durch interne Berechnung mit unterschiedlich signifikanten Stellen auftreten. Als weitere Fehlermöglichkeit könnte auch die unterschiedliche Handhabung des Schichtabstandes im PET-Datensatz in Betracht kommen. Die
Siemens-Software (SyngoMI) interpoliert die 3 mm Schichtabstand im Submillimeter-Bereich, wodurch quasi 30 neue
93
Bilder zwischen den Schichten entstehen, die bei den Open-Source-Softwarepaketen nicht zur Verfügung standen. Eine
gespeicherte Befundung in den interpolierten Schicht Positionen führt folglich zu Ungenauigkeiten, da immer nur annähernd die gleiche Schicht gewählt werden konnte.
Software
SegReglex
OsiriX
relative mittlere
Abweichung
SUVMax,bw
0,53 %
0,20 %
absolute mittlere
Abweichung
SUVMax,bw
0,03 SUV
0,01 SUV
Tab. 1: Absolute und relative mittlere Abweichungen der 62 SUVMax,bw der OsiriX und SegReglex-Software zur Siemens-Software
(SyngoMI).
Zusammenfassung: Das Ziel dieser Arbeit war es, zu bestimmen, ob die Benutzung unterschiedlicher Softwarepakete
zur Befundung von PET/CT-Datensätzen die SUVMax,bw Messungen beeinflusst. Unsere Resultate zeigen, dass eine sehr
gute Übereinstimmung der SUVMax,bw -Messungen durch unterschiedliche Software vorliegt, wie auch Mereilles et al. in
seiner Arbeit bestätigt [5]. Daraus kann geschlussfolgert werden, dass eine zuverlässige Befundung nicht notgedrungen
an der spezialisierten Workstation stattfinden muss. Dagegen wäre es für multizentrische Studien möglich und von Vorteil, eine Befundung zentral, unabhängig vom lokalen PET der Untersuchung zu verwenden, um eine identische
Befundung zu gewährleisten, wobei die Korrelation zu Systemen anderer Hersteller noch gezeigt werden muss. Die entwickelte Software SegReglex ist für eine unabhängige, zentrale, quantitative Auswertung von PET/CT-Daten geeignet.
Abb.2: SUVs der jeweiligen Programme gegeneinander aufgetragen. Doppellogarithmische Darstellung. In schwarz: Regressionsgerade. (A) SegReglex vs. Siemens, (B) OsiriX vs. Siemens, (C) OsiriX vs. SegReglex.
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95
45
Automatische Organsegmentierung in präklinischen 4D PET/CT Bildern
1
2
1
1
2
3
1
C. Maaß , J.R. Avelar-Rivas , A.A. Attarwala , B. Abualhaj , S. Niedermoser , C. Wängler , G. Glatting
1
2
Universitätsmedizin Mannheim, Med. Fakultät Mannheim der Universität Heidelberg, Institut für Klinische Radiologie und
Nuklearmedizin - Molekulare Bildgebung und Radiochemie, Mannheim
3
Universitätsmedizin Mannheim, Med. Fakultät Mannheim der Universität Heidelberg, Institut für Klinische Radiologie und
Nuklearmedizin - Biomedizinische Chemie, Mannheim
Fragestellung: In der molekularen Radiotherapie werden Radionuklide oder radiomarkierte Substanzen (Peptide, Antikörper) benutzt, um Sterilisation von Tumorzellen zu maximieren und zugleich die absorbierte Dosis in den Risikoorganen
(Niere) zu minimieren (1). Um eine optimale Therapie zu ermöglichen, ist es nötig die Zeit-Aktivitätskurven reproduzierbar und genau zu bestimmen. Dabei werden neue, vielversprechende Tracer zunächst im Mausmodell untersucht und die
Biokinetik qualifiziert.
Das Ziel dieser Arbeit war die Implementierung eines automatischen Algorithmus zur Segmentierung relevanter Strukturen in präklinischen 4D PET/CT Bildern (2, 3).
Material und Methoden: An einem präklinischen PET/CT (Bruker BioSpin MRI GmbH, Ettlingen, Deutschland) wurde die
18
Biodistribution von F-SiFalin-PEG1-TATE (4) in sechs AR42J tumortragenden Mäusen erhoben. Dieser Tracer bindet
spezifisch an Somatostatin Rezeptoren Subtyp 2, welcher in neuroendokrinen Tumoren überexprimiert ist. Die Daten
wurden dynamisch im List-Mode über 90 min p.i. aufgenommen. Dabei wurden 29 Zeitfenster wie folgt gewählt: 1x0.5
min, 10x1 min, 10x2 min, 5x5 min, 3x10 min. Zur Rekonstruktion wurde ein MLEM-Algorithmus mit 12 Iterationsschritten
gewählt.
Ein Algorithmus zur automatischen Organsegmentierung der 4D PET/CT Bilder in MATLAB (R2014b, MathWorks, Natick,
Massachusetts, USA) wurde implementiert. Dabei werden die Zeit-Aktivitäts-Kurven voxel-basiert mit Hilfe eines kmeans-Algorithmus gruppiert, um das Verhalten des Tracers in relevanten Organen (Tumor, Niere) und dem Ganzkörper
zu quantifizieren (5). Die optimale Anzahl an Clustern wurde mittels zweier Kriterien bestimmt. Das Davies-BouldinKriterium berechnet dabei den Quotienten aus den Abständen der Datenpunkte innerhalb eines Clusters und den Abständen zu anderen Clustern und maximiert diesen, während das Calinski-Harabasz-Kriterium den Quotienten der entsprechenden Varianzen innerhalb und außerhalb der Cluster bestimmt. Die optimale Anzahl an Clustern ist abhängig von
dem untersuchten Bereich. Die optimale Anzahl an Clustern wurde für Tumor, Niere und Ganzkörper bestimmt und über
alle sechs Mäuse gemittelt. Die Zeit-Aktivitäts-Kurven wurden für jede Maus und für den Tumor, die Niere und den Ganzkörper individuell bestimmt. Um die Reproduzierbarkeit des Algorithmus zu testen, wurden die Zeit-Aktivitätskurven und
die optimale Anzahl an Clustern für beide Kriterien jeweils fünfmal bestimmt und gemittelt. Zusätzlich wurde der Variationskoeffizient (Verhältnis von Standardabweichung und Mittelwert) zu jedem Zeitpunkt der gemittelten Zeit-AktivitätsKurven für den Tumor, die Niere und den Ganzkörper für jeweils beide Kriterien bestimmt.
Ergebnisse: Die gemittelte optimale Anzahl an Clustern des Calinski-Harabasz-Kriteriums ist für den Tumorbereich ist
10 ± 2, für die Nierenbereich 4 ± 1 und den Ganzkörper 7 ± 2; für das Davies-Bouldin ist die Anzahl für den Tumor 2 ± 0,
für die Niere 2 ± 0 und den Ganzkörper 2 ± 0.
Der maximale Variationskoeffizient der gemittelten Zeit-Aktivitäts-Kurven für alle Mäuse ist für den Tumor 4%, die Niere
2% und den Ganzkörper 8% (Calinski-Harabasz). Für das Davies-Bouldin-Kriterium beträgt dieser Koeffizient für den
Tumor 8%, die Niere 2% und den Ganzkörper 0%.
Zusammenfassung: Die präsentierte Methode ermöglicht eine reproduzierbare und vom Beobachter unabhängige Bestimmung der organspezifischen Zeit-Aktivitätskurven. Die automatische Organsegmentierung 4D präklinischer Bilddatensätze (PET/CT) ist zuverlässig.
Danksagung: Dieses Forschungsprojekt des Forschungscampus M²OLIE wird mit Mitteln des Bundesministeriums für
Bildung und Forschung (BMBF) innerhalb der Förderinitiative „Forschungscampus: öffentlich-private Partnerschaft für
Innovationen“ unter dem Förderkennzeichen 602306 gefördert.
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97
46
Ein Verfahren zur automatischen Auswertung von hochaufgelösten fMRT Daten der
Fingerspitzen-Somatotopie im primären sensorischen Kortex für Big Data Projekte
1
2
1
1
J. Pfannmöller , R. Schweizer , M. Greiner , M. Lotze
1
Universitätsmedizin, Funktionelle Bildgebung - Diagnostische Radiologie und Neuroradiologie, Greifswald
2
Max-Planck-Institut für biophysikalische Chemie, Biomedizinische NMR Forschung GmbH, Göttingen
Fragestellungen: Die Kartierung der Finger-Somatotopie im primären somatosensorischen Kortex mittels fMRT beinhaltet multiple Herausforderungen. Die geringe Kortexdicke (≤ 2 mm; [1]) und die kleinen Abstände, von wenigen Millimetern, zwischen den kortikalen Repräsentationen der einzelnen Fingerspitzen [2], erfordern fMRT Messungen mit einer
hohen räumlichen Auflösung und einer reduzierten Volumenabdeckung. In der Datenanalyse erfordert die geringe Größe
der kortikalen Zielregion eine hohe Präzision der Koregistrierung. Die fehlenden Landmarken zur Definition der Zielregion
machen die Integration von kortikalen Atlanten notwendig. Der Ausschluss des Einflusses größerer Blutgefäße an der
Kortexoberfläche [3, 4] wurde durch die Auswertung separater angiographischer MRT Messungen [5] erzielt. Dies macht
die Auswertung der Daten sehr zeitaufwändig und verhinderte bisher die Untersuchung einer großen Anzahl von Probanden zur Bestimmung charakteristischer Angaben für die Orte der kortikalen Fingerspitzen-Repräsentation. In diesem Beitrag wird ein Verfahren zur automatisierten Ermittlung der Fingerspitzen-Somatotopie präsentiert, das auf der FreeSurfer
Analyse-Software für MRT Daten [6] basiert.
Material und Methoden: In einer Gruppe aus 18 Probanden wurden Daumen (D1), Zeige- (D2) und Mittelfinger (D3)
beider Hände am Fingerendglied taktil stimuliert (Abb. 1 (b)). Zur Stimulation wurden MRT-taugliche pneumatische Fingerklipps verwendet (MEG International Services Ltd., Coquitlam, Canada, Abb.1 (a)). Die Stimulation wurde in einem
Blockdesign durchgeführt, in dem eine Zählaufgabe zur Überwachung der Konzentration auf den taktilen Stimulus integriert war (Abb.1 (d); [4]). Die fMRT Untersuchungen wurden an einem 3 Tesla MRT mit einer 32 Kanalspule durchgeführt
(Verio, Siemens, Deutschland). Dafür wurde eine Standard Gradienten-Echo Sequenz verwendet und ein Sequenzproto3
koll für hochaufgelöste fMRT Messungen ([4]; Voxelgröße 1.5 x 1.5 x 2 mm , 17 Schichten parallel zum postzentralen
2
Gyrus, FOV = 191 x 179 mm , TE/TR = 3.6 ms / 21 ms). Die strukturellen Aufnahmen des Gehirns wurden mit einer
Standard MPRAGE Sequenz und dem FreeSurfer Protokoll für die Segmentation des Kortex durchgeführt [7].
Daten Verarbeitung: Mittels des FreeSurfer Rekonstruktions-Algorithmus wurden die strukturellen Aufnahmen in anatomische Regionen [8] und Brodmann Areale (BA; [9]) segmentiert. Die fMRT Scans wurden einzeln mittels „Boundary Based
Register“ [10] auf die Grenzfläche zwischen der weißen und grauen Substanz registriert. Zur Berechnung der statistischen Karten für aktive Areale wurden ein univariater Ansatz und ein allgemeines lineares Modell mit Bewegungsregressoren verwendet. Die Wahrscheinlichkeit für eine funktionelle Aktivierung in einem spezifischen BA berechnet sich als
Produkt aus dieser statistischen Karte und den Wahrscheinlichkeiten in der cytoarchitektonischen Karte für das BA [9].
Der Ort mit der maximalen Wahrscheinlichkeit für eine funktionelle Aktivierung in diesem BA wurde als kortikale Repräsentation der Fingerspitzen festgelegt („peak value approach“; [4]). Die kürzeste Verbindung zwischen den Fingerspitzen
innerhalb der grauen Substanz wurde als Distanz zwischen den Repräsentationen der Fingerspitzen verwendet. Die
somatotope Anordnung wurde in einem euklidischen Koordinatensystem (Richtungen: lateral-medial, anterior-posterior,
inferior-superior) und innerhalb der grauen Substanz entlang des postzentralen Sulcus bestimmt.
Ergebnisse: In BA3b konnte in der rechten Hand in 100% und in der linken Hand in 93% der Untersuchungen die erwartet somatotope Anordnung der Fingerrepräsentationen entlang des zentralen Sulcus gezeigt werden. In BA1 ist diese
Somatotopie im Unterschied zu BA3b weniger ausgeprägt (Abb. 2). Im Vergleich der Daten dieser Analyse mit einer FSFast Analyse [11] reduzierte sich die Anzahl der Adern-Artefakte auf null, gleichzeitig erhöhte sich die Anzahl der
somatotop angeordneten Repräsentationen um mehr als das Doppelte. Bedingt durch die Krümmung des zentralen
Sulcus waren die euklidischen Distanzen zwischen D1 und D3 für beide Hände signifikant kleiner als die entsprechenden
Distanzen innerhalb der grauen Substanz (Bereich 1 % - 50 % Unterschied). Die Gesamtfläche der durch die Fingerstimulation ausgelösten kortikalen BOLD-Aktivierung wies keinen Größenunterschied zwischen der linken und rechten
Hand auf (Wilcoxon Signed Rank Test p ≥ 0.05). Die Distanz zwischen D1 und D3 innerhalb des Kortex betrug 14.5 ± 3.6
mm für die linke Hand und 12.3 ± 3.4 mm für die rechte Hand.
Zusammenfassung: Die Eingrenzung der Zielregion in der Auswertung von fMRT Untersuchungen durch
cytoarchitektonische probabilistische Karten ermöglicht eine vollautomatisierte und Rater unabhängige Auswertung der
ermittelten Daten. Durch eine Präzisierung der Registration zwischen den anatomischen und funktionellen Aufnahmen
wird die Genauigkeit in der Ortsbestimmung kortikaler Repräsentationen zusätzlich erhöht. Die Ergebnisse für die
Somatotopie der Fingerspitzen stimmen mit der Model-Somatotopie [12] überein und die Abstände zwischen den kortikalen Repräsentationen entsprechen den Werten in der bestehenden Literatur [13].
98
Abb.1: (a) Der zur Reizapplikation verwendete Stimulator. (b) Positionierung des Stimulators am Endglied des Zeigefingers. (c) Sicherung der Position des Stimulators. (d) Das Block Design Paradigma mit grünen Stimulationsblöcken und blauen Blöcken ohne Stimulation. Die Dauer der Stimulationspulse wird durch die weiße Linie dargestellt. Die langen Pulse wurden zur Fokussierung der Aufmerksamkeit von den Probandengezählt.
Abb.2: Darstellung der Fingerspitzen-Somatotopie im zweidimensional abgeflachten MNI Gehirn wobei D1 (rot), D2 (grün) und D3
(blau) durch verschiedene Farben gekennzeichnet sind, der Handknopf ist durch ein Omega gekennzeichnet. (a) Linke Hand BA3b. (b)
Rechte Hand BA3b. (c) Linke Hand BA1. (d) Rechte Hand BA1.
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100
47
Optimierung der Röntgenfluoreszenzbildgebung mit Gold-Nanopartikeln für die
medizinische Diagnostik
1
1
B. Müller , C. Hoeschen
1
Otto-von-Guericke-Universität Magdeburg, Institut für Medizintechnik, Magdeburg
Fragestellungen: Die auf der Absorption von Röntgenstrahlung basierende Computertomographie stellt eines der wichtigsten diagnostischen Verfahren in der Radiologie dar, da sie räumlich so wie zeitlich hochaufgelöste Schnittbilder von
anatomischen Strukturen liefert. Um zusätzliche Informationen zu gewinnen und um verschiedene Strukturen besser zu
unterscheiden wurden darüber hinaus Verfahren wie „dual-energy-CT“ sowie „K-edge“-Bildgebung und Spektral-CT entwickelt [1,2]. In Kombination mit Kontrastmitteln basierend auf schweren Elementen wie Jod oder Gadolinium kann damit
beispielsweise in der Angiographie Zusatzinformationen gewonnen werden [1].
Darüber hinaus ist es aber äußerst fraglich, ob mit einer auf der Absorption von Röntgenstrahlung basierten Methode
auch Molekulare Bildgebung möglich ist, da die Sensitivität hierfür kaum ausreicht. Bereits etablierte Verfahren in der
Molekularen Bildgebung, wie beispielsweise die Positronen-Emissions-Tomographie, bieten diese Möglichkeit zwar, sind
jedoch hinsichtlich der erreichten räumlichen und zeitlichen Auflösung beschränkt und benötigen Radiopharmaka, die zu
einer Strahlenbelastung führen und außerdem nicht für beliebige Biomarker entwickelt werden können, da man in der
Auswahl der geeigneten Isotope beschränk ist. Daher stellt sich die Frage, ob es nicht möglich ist, eine auf Röntgenstrahlung basierte Bildgebung zu entwickeln, die bestimmte Vorteile der Computertomographie besitzt und trotzdem in der
Lage ist molekulare Informationen zu generieren, ohne dabei die spezifischen Nachteile von bereits etablierten molekularen Bildgebungsverfahren in Kauf zu nehmen.
In der Tat erlaubt es die Entwicklung neuer laser-basierter Röntgenquellen [6] sowie Fortschritte in der Herstellung von
metallischen Nanopartikeln und deren Bindung an Biomoleküle eine neue Bildgebungsmethode für die medizinische Diagnostik, basierend auf Röntgenfluoreszenzemissionen zu verfolgen. Dabei wird durch eine möglichst monochromatische
und kollimierte Röntgenquelle ein abtastender Strahl erzeugt, der eine Kontrastmittelverteilung, basierend auf, an Biomoleküle gebundene metallische Nanopartikel, im Körper zur Emission von Röntgenfluoreszenz anregt (Abb. 1) [3,4]. Als
Nanopartikelmaterial bietet sich Gold an, aufgrund der hohen Biokompatibilität sowie der hohen Energie der Fluoreszenzemission.
Der Vorteil einer solchen Bildgebung wäre die potentiell hohe räumliche und zeitliche Auflösung, die Möglichkeit ein breites Spektrum an Biomarkern zu verwenden, aufgrund der flexiblen Bindung der Nanopartikel, sowie eine potentiell hohe
Kosteneffizienz. Es konnte bereits gezeigt werden dass die Sensitivität dieser Bildgebungsmethode ausreicht, um eine
Soffmengenkonzentration der an Biomarker gebundenen Goldnanopartikel bis in den nanomolaren Bereich darzustellen
[3,4].
Das Ziel dieser Untersuchung ist es, die in der Röntgenfluoreszenzbildgebung verwendete Messmethode hinsichtlich der
erreichbaren Sensitivität sowie hinsichtlich der applizierten Strahlendosis hin zu optimieren. Aufgrund der elektronischen
Struktur des in den Nanopartikeln enthaltenen elementaren Golds besteht das Spektrum der Röntgenfluoreszenzemission aus verschiedenen charakteristischen Linien. Für die medizinische Diagnostik kommen dabei hauptsächlich die Übergänge auf die K-Schale in Frage, da diese für Gold im Bereich von 68 keV bis 78 keV liegen und damit in geringerem
Maße durch Absorption abgeschwächt werden als niederenergetischere Emissionen. Aufgrund der Aufteilung in K-alpha
und K-beta Emissionen stellt sich daher zuerst die Frage, ob es vorteilhafter ist die K-alpha Emission oder die K-beta
Emission zu messen. [5]
Material und Methoden: Es wurde ein, auf der Geant4 Plattform basierendes Modell der Bildgebungskette erstellt. Es
beinhaltet eine abtastende Nadelstrahlgeometrie, die mit Monte Carlo Methoden simulierte Wechselwirkung der Röntgenstrahlung mit dem Gewebe und den Nanopartikeln sowie deren Fluoreszenzemission und die energieaufgelöste Detektion der emittierten Strahlung (Abb. 1). Das bei dieser Simulation verwendete Phantom besteht aus einem äußeren
Wasserzylinder mit einem Durchmesser von 20 cm in dessen Zentrum sich ein goldhaltiger Zylinder mit einem Durchmesser von 1 cm befindet (Abb. 2).
Es wurden mit dieser Simulation zwei unterschiedliche Messmethoden untersucht: einerseits, die Messung der K-alpha
Emission bei einer Energie von ca. 68 keV und andererseits die Messung der höherenergetischeren K-beta Emission bei
einer Energie von ca. 78 keV. Für die Messung der K-alpha Emission wurde der Ansatz verfolgt, dass die Einstrahlung
bei einer Energie von ca. 95 keV erfolgt und die Fluoreszenzlinie in Vorwärtsrichtung gemessen wird, so dass diese im
Spektrum unterhalb der Compton-Einfachstreuung liegt. Außerdem wurde ein Kollimator aus radial um den Strahl angeordneten Lamellen verwendet, wie in [4] beschrieben. Für die Messung der K-beta Emission wurde hingegen der Ansatz
verwendet, bei einer Energie knapp über der K-Kante bei ca. 82 keV einzustrahlen und die Fluoreszenzemission in
Rückwärtsrichtung und dadurch im Spektrum oberhalb der Compton-Einfachstreuung zu messen.
101
Ergebnisse: Für den Ansatz, bei dem der Detektor in Kombination mit einem Kollimator in Vorwärtsrichtung positioniert
ist und die K-alpha Emission gemessen wird ergibt sich das in Abb. 3 gezeigte Spektrum für die am Detektor auftreffenden Photonen. Unter der Annahme einer Energieauflösung des Detektors von 1 keV ergab sich unter Abtasten des Objekts mit einer Ortsauflösung von 2 mm das in Abb. 4 gezeigte Bild. Die notwendige Gold-Massenkonzentration, um bei
einer mittleren absorbierten Strahlendosis von 5 mGy ein Signal-zu-Rausch-Verhältnis von 5 zu erhalten, liegt etwa bei
0.25 mg/ml unter Verwendung eines Kollimators und bei ca. 1 mg/ml falls dieser nicht verwendet wird. In Abb. 4 zeigt
sich, dass der Streuuntergrund, der aus der mehrfachen Comptonstreuung resultiert, nicht homogen verteilt ist, was im
Falle des einfachen hier verwendeten Phantoms unproblematisch ist, aber bei der Anwendung in der medizinischen Diagnostik zu Problemen führen würde.
Für den Ansatz, bei dem der Detektor in Rückwärtsrichtung positioniert ist und die K-beta Emission gemessen wird ergibt
sich das in Abb. 5 gezeigte Spektrum für die am Detektor auftreffenden Photonen. Unter den gleichen Annahmen bezüglich der Detektor-Energieauflösung und der Abtast-Auflösung wie oben beschrieben ergibt sich das in Abb. 6 gezeigte
Bild. Die Gold-Massenkonzentration, um bei einer mittleren absorbierten Strahlendosis von 5 mGy ein Signal-zu-RauschVerhältnis von 5 zu erhalten liegt dabei bei ca. 0.5 mg/ml. Dies kann durch die geringere Ausbeute der K-beta Emission
im Vergleich zur K-alpha Emission erklärt werden. Aus Abb. 6 ist ersichtlich, dass diese Messmethode den Vorteil hat,
dass der Streuhintergrund relativ homogen verteilt ist und daher eine Korrektur dieses Hintergrunds für komplexere Objekte weniger problematisch ist als bei der vorigen Messmethode. Ein weiterer Vorteil des Ansatzes, die K-beta emission
zu messen besteht außerdem darin, dass aufgrund der Messung in Rückwärtsrichtung eine sehr hohe Sensitivität für
weniger tief liegende Kontrastmittelverteilungen erreicht werden kann, da sowohl beim Einstrahlen als auch beim Emittieren der Fluoreszenz nur ein geringer weg innerhalb des Objekts durchlaufen werden muss. Die hier erhaltenen Simulationsergebnisse bezüglich der Messung der Fluoreszenzemission bestätigen weitgehend die in der Literatur bekannten
Werte [3,4,5].
Zusammenfassung: In dieser Simulationsstudie der Röntgenfluoreszenzbildgebung mit Gold-Nanopartikeln wurden zwei
verschiedene Messmethoden untersucht. Einerseits die Messung der K-alpha Fluoreszenzemission in Vorwärtsrichtung
bei hoher Einstrahlenergie und andererseits die Messung der K-beta Fluoreszenzemission in Rückwärtsrichtung bei einer
Einstrahlenergie knapp über der K-Kante. Es zeigt sich, dass die Messung der K-alpha Emission zwar den Vorteil einer
höheren Sensitivität hat, dabei aber Nachteile bedingt, wie das Vorhandensein eines inhomogenen Streuhintergrunds
und die Notwendigkeit eines streustrahlungsreduzierenden Kollimators, der beim Abtasten bewegt werden muss. Die
Messung der K-beta Fluoreszenz ermöglicht zwar nur eine etwas geringere Sensitivität für tief
liegende
Nanopartikelverteilungen, hat aber den Vorteil ohne einen Kollimator auszukommen und bei weniger tief liegenden
Nanopartikelverteilungen sensitiver zu sein. Dadurch erscheint es für eine Anwendung in der medizinischen Diagnostik
insgesamt vorteilhafter zu sein die Messmethode bei der die K-beta Emission detektiert wird zu wählen. Dies gilt jedoch
nur unter der Voraussetzung, dass eine annähernd monochromatische Röntgenquelle verwendet werden kann. Inwiefern
dies technisch umsetzbar ist muss in zukünftigen Studien geklärt werden.
Abb. 1: Draufsicht der Messanordnung für die Röntgenfluoreszenzbildgebung.
102
Abb. 2: Geometrie des in der Simulation verwendeten Phantoms.
Abb.3: Spektrum der am Detektor auftreffenden Photonen für die K-alpha Messanordnung
Abb.4: Bild der Gold-Nanopartikelverteilung für die K-alpha Messanordnung.
103
Abb.5: Spektrum der am Detektor auftreffenden Photonen für die K-beta Messanordnung
Abb.6: Bild der Gold-Nanopartikelverteilung für die K-beta Messanordnung.
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Fuchs M., Weingartner R., Popp A., Major Z., Becker S., Osterhoff J., Cortrie I., Zeitler B., Hörlein R., Tsakiris G.
D., Schramm U., Rowlands-Rees T. P., Hooker S. M., Habs D., Krausz F., Karsch S., and Grüner F., Laser-driven
soft-x-ray undulator source, Nature Physics 5 (2009).
104
Audiologie III
Chair: U. Hoppe (Erlangen)
48
Alltägliche Hörumgebungen: Eigenschaften, Häufigkeit und Relevanz
1
1
1
1
1
I. Holube , L. Haverkamp , P. von Gablenz , S. Kissner , J. Bitzer
1
Jade Hochschule, Institut für Hörtechnik und Audiologie, Oldenburg
Die vielfältigen Hörsituationen, denen wir fortwährend ausgesetzt sind, rücken vor allem dann in unser Bewusstsein,
wenn unser Kommunikationsvermögen darin beeinträchtigt ist. Besonders häufig wird in der Hörforschung die CocktailParty-Situation, also eine Hörumgebung mit vielen Teilnehmer_innen und wechselnden aktiven Sprecher_innen benannt.
Zur Erfassung der Probleme von schwerhörigen Personen in entsprechenden Situationen (mit und ohne Hörgerät) werden üblicherweise Fragebögen genutzt, die spezifische Hörsituationen beschreiben und die entsprechende Beeinträchtigung oder Verbesserung quantifizieren. Dabei ist oft unklar, wie häufig und wichtig diese Hörumgebungen sind und inwieweit das nachträgliche Ausfüllen eines Fragebogens im Labor mit dem tatsächlichen situativen Erleben übereinstimmt.
Die Methode des Ecological Momentary Assessment, hier durchgeführt mit Hilfe eines Smartphone-Systems und am Ohr
getragenen Mikrofonen, ermöglicht dagegen die unmittelbare Erfassung alltäglicher Hörsituationen. Hierbei werden objektive Eigenschaften, also akustische Parameter wie Pegel, Spektrum und Signal-Rausch-Verhältnis geschätzt und die
zugehörigen subjektiven Eindrücke der Proband_innen zeitnah anhand verschiedener Bewertungsskalen aufgezeichnet.
Die sich hieraus ergebende Häufigkeit und Wichtigkeit von und die Anstrengung in Hörumgebungen werden in diesem
Beitrag mit Ergebnissen einer Literaturrecherche sowie einer Analyse von Fragebögen verglichen. Ziel dieser Untersuchung ist die Identifikation und Klassifikation von relevanten Hörumgebungen, die möglichst realitätsnah und transparent
im Labor nachgebildet werden sollen.
105
49
Anwendung realitätsnaher virtueller Hörumgebungen in der audiologischen Forschung
1
B. Seeber
1
Technische Universität München, Audio-Signalverarbeitung, München
Fragestellungen: Komplexe Hörumgebungen mit mehreren Schallquellen, diffusen Hintergrundgeräuschen und Schallreflexionen an Wänden und Objekten begleiten uns im täglichen Leben, bereiten normalhörenden Personen aber kaum
Schwierigkeiten. Mit Hörstörungen nimmt die Fähigkeit, in solchen Situationen Schallquellen herauszuhören, stark ab,
was zum Meiden sozialer Situationen und damit einer deutlichen Einschränkung der Lebensqualität führen kann. Moderne Hörgeräte haben Methoden zur Störgeräuschunterdrückung integriert und der aktuelle Trend ist, diese für richtungsabhängige Störgeräuschunterdrückung in komplexen Umgebungen durch Verkopplung der Hörgeräte an beiden Ohren
zu optimieren. Tests zum Nachweis eines Vorteils durch derartige Algorithmen beschränken sich bisher auf einfache
Situationen mit wenigen Schallquellen und bilden daher die Realität nur eingeschränkt nach. Dieser Beitrag beschäftigt
sich mit den Möglichkeiten einer reproduzierbaren, genauen Erfassung der Störwirkung durch räumlich verteilte Schallreflexionen und durch Hintergrundgeräusche auf verschiedene Aspekte der räumlichen Wahrnehmung – vom Sprachverstehen, über die Entfernungswahrnehmung bis zur Quellenbreite und deren Beeinflussung durch Signalverarbeitungsalgorithmen in Hörhilfen.
Material und Methoden: Mit der SOFE (Simulated Open Field Environment), einer Lautsprecherapparatur im reflexionsarmen Raum, können Hörsituationen mit mehreren Schallquellen, diffusen Hintergrundgeräuschen und Schallreflexionen
im Labor realitätsnah nachgebildet werden. Spezielle Software ermöglicht die Simulation der Raumakustik und der
Auralisation der Reflexionen über die elektronisch-entzerrten Lautsprecher für Studien zum Einfluss von Schallreflexionen. Die SOFE wird um eine visuelle Umgebung ergänzt, die über Videoprojektoren auf akustisch-transparenten Vorhängen abgebildet wird. Die Kopplung von visueller Projektion mit akkurater Freifeldakustik ermöglicht eine Vielzahl von Studien zur räumlichen audio-visuellen Interaktion, sowie die Entwicklung von neuen audiologischen Testverfahren, beispielsweise für Kleinkinder. Der Vortrag wird zunächst die Technik und Raumsimulationsverfahren der SOFE erläutern,
bevor auf aktuelle Forschungsergebnisse u.a. zur Entfernungswahrnehmung mit Hörhilfen in virtuellen Räumen eingegangen wird. In dieser Studie wurde der Einfluss der Pinna auf die Entfernungswahrnehmung und die vorne-hinten Vertauschungen normalhörender Probanden mit Hinter-dem-Ohr (BTE) und Im-Ohr (ITE) Hörgeräte-Mikrofonpositionen untersucht und mit der natürlichen Distanzwahrnehmung ohne Hörgeräte (Referenz) verglichen. Neun Distanzen (0.75m 9m) wurden je bei 30° vorne und 150° hinten über die SOFE simuliert und getestet.
Ergebnisse: In verschiedenen Studien hat sich die SOFE in den 10 Jahren des Bestehens als universelles Werkzeug für
die audiologische Forschung bewährt. In der SOFE wurde u.a. die Lokalisationsfähigkeit von bilateralen Cochlea Implantat-Trägern in reflexionsarmer Umgebung, im Beisein einer einzigen Schallreflexion (Präzedenzeffekt), in simulierten
Räumen und in diffusem Rauschen untersucht. Die Ergebnisse zeigen eine deutlich erhöhte Sensitivität auf Störschalle
im Vergleich zu Normalhörenden und zeigen Möglichkeiten für eine Verbesserung der Signalkodierung auf. Bezüglich der
Entfernungswahrnehmung mit Hörhilfen zeigten sich nur geringe Unterschiede zwischen ITE und BTE Mikrofonpositionen
– alle Entfernungen konnten von den Probanden recht gut geschätzt werden. Jedoch traten vorne-hinten (bzw. hintenvorne) Vertauschungen deutlich häufiger mit BTE als mit ITE Mikrofonpositionen auf.
Zusammenfassung: Virtuelle Hörumgebungen, wie die Simulated Open Field Environment, ermöglichen die Auralisation
von realitätsnahen Schallfeldern komplexer Hörumgebungen über Lautsprecher für die Entwicklung von Hörhilfen und die
audiologische Forschung. Dem hohen Aufwand bei der Entwicklung steht die hohe Flexibilität durch die Wiedergabe einer
Vielzahl verschiedener Hörsituationen gegenüber, so dass Studien zu verschiedensten Aspekten der Hörwahrnehmung –
vom Sprachverstehen bis zur Lokalisation – möglich sind.
Literatur
[1]
Seeber, B.U., Kerber, S., und Hafter, E.R. (2010). A System to Simulate and Reproduce Audio-Visual Environments for Spatial Hearing Research, Hearing Research 260, 1-10.
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Kerber, S., und Seeber, B.U. (2013). Localization in reverberation with cochlear implants: predicting performance
from basic psychophysical measures, J Assoc Res Otolaryngol 14, 379-392.
[3]
Gomez, G, und Seeber, BU (2015). Einfluss der Hörgeräte-Mikrofonposition auf die Distanzwahrnehmung und
vorne-hinten-Vertauschungen. Tagungsband, D. Ges. f. Audiologie.
106
Young Investigator Forum
Chairs: C. Bert (Erlangen), K. Parodi (Garching)
50
Pulse powered gantry system concept for proton therapy with laser-driven beams
1
2,1
3,4
1
2
2
1
3,4
2,1
U. Masood , W. Enghardt , K. Hofmann , L. Karsch , F. Kroll , U. Schramm , M. Schürer , J. Wilkens , J. Pawelke
1
OncoRay-National Center for Radiation Research in Oncology, Faculty of Medicine and University Hospital CG Carus,
Technische Universität Dresden, Dresden
2
Helmholtz-Zentrum Dresden-Rossendorf, Dresden, Institute of Radiation Physics, Dresden
3
Technische Universität München, Klinikum rechts der Isar, Department of Radiation Oncology, München
4
Technische Universität München, Physik-Department, München
Introduction: The rapid advancement in laser-driven proton acceleration has made Laser-based Ion Beam Therapy
(LIBT) an attractive alternative to the existing Ion Beam Therapy (IBT) facilities, in terms of size and cost reduction [1, 2].
In laser-driven acceleration, an ultra-intense laser pulse interacts with thin targets and accelerates intense ion bunches on
μm scale. However, in contrast to narrow mono-energetic beams from conventional accelerators, laser-driven beams are
characterized by short pulses of high particle flux, low pulse repetition rate (≤ 10 Hz), broad energy spectrum (up to
100%), large divergence (≥ 10°) and large pulse-to-pulse fluctuation. In addition to laser particle accelerator development
for generating therapeutically applicable ion beams, the distinct features of these beams demand new beam transport
and dose delivery system designs. Moreover, a specialized 3D treatment planning system (TPS) would be needed to
make treatment plans with pulsed ion bunches with large energy widths and is able to optimize required number of laser
pulses for good clinical plans. The conventional solutions cannot be applied directly to LIBT and new approaches are
needed for beam transport and also for the dose delivery to efficiently deliver treatment plans [3-5].
Material and methods: The intrinsic distinct features of laser-driven beams require a transport beam-line with multiple
functions all integrated in a rotating gantry system for achieving a more compact system. Also, the pulsed nature of laser
system and laser-driven beams allowed us to consider pulse powered air-core magnets for the gantry design. Unlike conventional iron-core magnets, pulsed magnets are not limited by iron’s saturation of magnetization to 2 T and provide
higher magnetic fields (e.g. up to 10 T dipole fields) which can bend high energy protons in smaller radius and hence
more compact designs are achievable. We presented our compact pulsed gantry design for laser-driven protons last year
and now we have included two novel field formation techniques to the gantry design. The main features of the improved
design are given below.
Firstly, a two-step capturing system is introduced, behind the laser-target, for proton initial divergence control for maximum efficiency. Secondly, an energy selection system (ESS) is included which is necessary for filtering initially available
energy spectrum for ensuring precise and conform dose delivery for individual patients. To deliver doses to tumor volumes a certain range of proton energy is needed, this energy window is already available in the initial spectrum. For utilizing intense laser-driven proton bunches efficiently, the ESS is required to filter large selectable energy widths, say ΔE/E0
~ 2-20 % in fixed steps. A beamline is required to be designed capable to transport filtered large energy widths in a gantry
formation, so that the beam can be rotated around the patient for flexible multi-field irradiations.
Thirdly, the novel function of this gantry is to deliver the protons in specified field formations to implement 3D intensity
modulated treatment plans. Conventionally, two methods are being deployed 1) Passive field formation via physically
broadening the mono-energetic pencil beam by the use of scatterers and then shaping it downstream with collimators to
cover the tumor area, also, range modulation is then utilized to conform the beam to the tumor shape in depth. 2) Active
scanning of a mono-energetic pencil beam via magnetic fields for irradiation of the tumor area. In this scheme, generally,
the beam is scanned in spots laterally covering one tumor slice in depth and then by changing the beam energy the full
depth of the tumor is scanned.
For laser-driven proton beams with about 20x larger energy spread and about 10x the size compared with conventional
beams, new field formation techniques are required. We have designed two methods:
1) Magnetic beam broadening for large field irradiation akin to passive field formation by scatterer. A set of three
quadrupoles is used to focus or defocus the beam to a spot size required at iso-center. This changes the proton
flux within the irradiation field and prevents the unnecessary particle loss in the collimators.
2) Short-throw magnetic scanning for precise spot/sub-volume irradiation, via dipole field formed by placing two solenoids facing each other with beam traversing in perpendicular direction.
107
In order to investigate the dose delivery by such a gantry system and the quality of treatment plans achievable by intense
pulsed laser-driven proton beams, a dedicated 3D TPS has been developed which is based on the open source TPS
CERR (A Computational Environment for Radiation Research)[4]. This 3D TPS is capable to calculate 3D dose distributions on real patient data by utilizing beams with broad energy spectra and optimizing parameters, like proton number per
bunch and energy distribution. This optimization maximizes the proton use per bunch and to minimize the delivery time
for one plan compared to a irradiation with nearly mono-energetic beams, as the crucial limitation is the treatment delivery
time via 10 Hz laser systems. The development of the 3D TPS was presented last year. This year we will present some
important results of the feasibility study performed on the basis of evaluating treatment plans on clinical parameters like
tumor coverage and dose conformity.
Results: The gantry design is characterized by capturing and focusing the divergent laser-driven proton beam by two
solenoid lenses, the capture efficiency up to 99% has been simulated. The capturing is followed by an ESS which is
based on a 90° bending magnet in combination with quadrupole lenses. Energy bands in range of ΔE/E0 ~ 2-20 % in 1%
steps could be filtered as a function of the radius of the ESS aperture. A gantry transport beamline was designed and
simulated to transport such large beams, in energy and size. The dose delivery and field formation techniques have been
simulated. For magnetic beam broadening, beam spot sizes of 2 – 20 cm in diameter could be achieved via selectable
strengths of the quadrupole triplet. For magnetic scanning, beams with as large as 5 cm spot sizes and 20% energy
2
widths could be scanned in both x- and y- direction for 20x20 cm field sizes. The optimized design with pulsed magnets
has resulted in a compact gantry with size of 5 m in diameter and 3 m in length. The integrated high resolution and high
acceptance energy selection and beam transport system has resulted in transport efficiencies of up to 90%.
Multiple 3D treatment plans were calculated with varied beam properties and were then evaluated on clinical parameters,
like dose conformity and tumor. It could be shown that clinically relevant plans were achievable with pulsed laser-driven
proton sources (10 Hz) with treatment times ranging from 16 to 6 minutes. The higher treatment times required about
7
9600 laser pulses per fraction of 2Gy, with about 10 proton per bunch, and we could see (even up to 30%) pulse-to-pulse
fluctuation in laser shots does not have significant effect on the dose volume histogram of the target volume or the evaluated parameters. However, for the same tumor volumes, the treatment plans which would require about 4000 laser puls9
es, with about 10 protons per bunch, showed significant pulse-to-pulse fluctuation effect on plan quality. The result of this
feasibility study also provides feedback to laser community, such as importance of robust and less expensive lasertargets and the requirement to laser acceleration stability window for given number of protons per bunch.
Summary: Our improved gantry based on pulsed magnets would provide a compact system for proton beam therapy with
laser-driven sources and we have presented novel ideas for beam scanning with wide beams for efficient tumor irradiations. The development, including design, realization and tests, of pulsed magnetic elements for the gantry are being
carried on. Whereas, the TPS feasibility has provided us with limitations and clinical requirements important for further
developments in both gantry systems and laser-acceleration fields.
Outlook: For future LIBT development, the conventional proton therapy facility at OncoRay, Dresden is additionally
equipped with a high-intensity laser laboratory and an experimental irradiation bunker. This will provide testing facility for
clinical applicability of laser-based systems side-by-side with the conventional therapeutic proton beams as reference.
Acknowledgment: This work is supported by the German Ministry of Education and Research (BMBF) under grant numbers 03ZIK445, 03Z1N511 and 03Z1O511 and DFG cluster of excellence Munich-Centre for Advanced Photonics.
References
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[3]
S. Schell et al., Med. Phys., 37 (2010) 5330-5340
[4]
K. M. Hofmann et al., Abstract book of the Joint Conference of the SSRMP, DGMP and ÖGMP on Medical Physics, Zurich, Switzerland (2014) p.29
[5]
K. M. Hofmann et al., Med. Phys. 41 (2014 ) p.112
108
51
Renal BOLD MRI with prospective motion correction
1
1
1
1
I. Kalis , D. Pilutti , A.J. Krafft , M. Bock
1
University Medical Center Freiburg, Experimental Radiology, Freiburg
Introduction: Renal oxygenation is a functional parameter that can be assessed by time-resolved blood oxygen level
*
dependent (BOLD) MRI before, during and after a water challenge. Therefore, renal R2 measurements are performed
*
over a time span of up to 50 min to quantify the oxygen level change in renal parenchyma and medulla [1-5]. R2 measurements are typically performed with multi-echo gradient echo (mGRE) pulse sequences within individual, subsequent
breath holds. Inconsistent breath hold locations, and variable filling of anatomical structures adjacent to the kidneys such
as stomach or bladder can lead to variations of the kidney positions from one measurement to another. Thus, a temporal
*
analysis of R2 values in a selected region of the kidneys becomes difficult.
To minimize motion displacements, motion compensation techniques can be used. In retrospective motion correction, a
full 3D data set of the target organ is acquired, and the correct anatomical position is extracted during reconstruction. This
process requires the acquisition of a 3D data set which can be time-consuming. Conversely, displacements can be detected and corrected prospectively to predict the correct slice position before the acquisition of a 2D data set. Here, a
concept for prospective motion correction for BOLD MRI of the kidneys is presented using 3D position measurements,
subsequent position detection, and 2D BOLD MRI, which are all acquired in a single breath hold.
Material and methods: In renal BOLD MRI a time series of mGRE images of the kidney is acquired over up to 50 min
before, during and after challenging the kidney by drinking water. To ensure identical anatomical positions in each breath
hold mGRE acquisition, a prospective motion correction method is proposed. A 3D VIBE data set of the kidneys is acquired and transferred automatically to an external program to perform a local intensity based rigid image registration
(LRIR) taking as reference the first 3D data set of the time series (VIBE ref). The calculated position of each kidney is
automatically sent back to the MR system to update slice positions and orientations of the subsequent 2D BOLD acquisition in real-time. The whole procedure (3D data acquisition, image registration and BOLD acquisition) is designed to be
realized within a single breath hold, i.e. it must not exceed a total time of 20 seconds. Figure 1 shows a timing diagram of
the prospective motion correction concept.
Fig. 1: Timing diagram showing the concept of prospective motion correction. Initially, reference data are acquired, which are used in
all subsequent registration calculations. In each measurement, at first 3D VIBE data are acquired which are co-registered to the reference data set independently for left and right kidney. Using the resulting rotations and shifts of the slices, 2D BOLD images of the left
and right kidney are then acquired in the same breath hold.
Motion-corrected renal BOLD MRI was implemented at a 3 T whole body system (Siemens PRISMA, Erlangen, Germany). In each breath hold, initially a fast 3D FLASH sequence (VIBE, TR = 3.34 ms, TE = 1.19 ms, flip angle = 5°, matrix:
3
256x174, voxel size: 1.6x1.6x4.0 mm , GRAPPA with 24 reference lines, TA = 4.1 s) with a moderate T1-weighted contrast is applied which encompasses the kidneys in all possible breath hold positions. From the MR user interface, two
regions of interest (ROIs) are defined around the expected locations of the left and right kidney, which are used by the
subsequent image registration program to restrict the registration to the location of the kidneys. The ROI information is
used to accelerate the algorithm as well as to obtain a better registration quality. The ROIs allow to register each kidney
separately, as movements of the left and right kidney are not necessarily identical within a breathing cycle.
109
The local rigid image registration (LRIR) is implemented in C++ using the open-source library Insight Toolkit (ITK) [6]. The
intensity-based rigid registration is used to estimate the spatial transformations using mean square error as metric and
gradient descent as optimizer. Once the relative position and orientation parameters for each kidney have been determined, they are transferred to the BOLD mGRE sequence at the MR system. The BOLD mGRE sequence then acquires
3
two coronal images (TR = 35 ms, TE = 2.42, …, 31.68 ms, 12 echoes, matrix: 192x192, voxel size: 2.2x2.2x5.0 mm ,
GRAPPA with 24 reference lines, TA = 7.6 s), one for each kidney, using the position and orientation information of the
*
previous registration. From each of the mGRE image series, an R 2 map is calculated using a point-wise monoexponential fitting procedure.
To test the proposed concept, volunteer experiments were performed. For image acquisition, the volunteers were placed
in supine position on the patient table, and both the integrated spine array coils as well as anterior thorso array coils
(body matrix coil) were used for signal reception. Before the water challenge, up to five BOLD data sets were acquired
over ~6 min, then the volunteers were asked to drink 500-700 ml of water over 3-5 min in the magnet, and 20-30 BOLD
measurements were measured over up to 40 min.
Results: The registration of both kidneys and calculation of the new slice positions of the subsequent BOLD acquisition
could be achieved within 3-5 s, so that the total time for one BOLD measurement remained below 20 s. Figure 2 illustrates the result of the image registration: in this example, image registration reduced the displacement in head-foot direction from about 7-8 mm before registration to 3 mm after registration. The images clearly show the same anatomical features in the kidney after registration (renal cortex and medulla, calyx system). Due to pressure of neighboring organs and
the water challenge intra-renal deformations of the medullar and cortical regions occur which can be corrected by a retro*
spective non-rigid registration such as MIRT [7]. Figure 3 shows R2 maps of the left and the right kidney before and after
*
water loading of a volunteer. The medullar R2 values are decreased during water challenge.
Fig.2: 2D slice of a 3D VIBE image of the left and right kidney before and after registration. The current image is registered to the reference image.
110
*
Fig. 3: R2 maps of both kidneys before, 4 min and 28 min after water loading.
Conclusion: The proposed method for prospective image registration is improving the quality of time-resolved renal
BOLD MRI, since local regions in the medulla and the cortex are better aligned and thus can be compared consistently
over many breath holds. This novel method for renal motion correction and updated image acquisition is not only applicable to BOLD measurements in a single setting, but could also be used for MR-guided radiotherapy in kidneys, for longitudinal studies, and, after adaptation, for other abdominal organs.
References
[1]
Li LP, et al. Magn Reson Imag Clin N Am 16(4):613-viii (2008)
[2]
Tumkur SM, et al. Kidney Int.70(1): 139-143 (2006)
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Liss P, et al. Clinical and Experimental Pharmacology and Physiology. 40: 158-167 (2013)
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Darji N, et al. Int Soc Magn Res Med 2013, p. 4403
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Brinkmann I, et al. Int Soc Magn Reson Med 2014, p. 3557
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Ibanez L, et al. The ITK Software Guide. 2nd ed., Kitware Inc. (2005)
[7]
https://sites.google.com/site/myronenko/research/mirt (accessed March 13, 2015)
111
52
Magnetresonanztomographie (MRT)-geführte Strahlentherapie: Konzept zur DosisAdaptation basierend auf fraktionellen MRT-Bilddaten mittels Bildregistrierung
1,2
2
1
1,2,3
2,3
1,2
K.M. Kraus , A. Pfaffenberger , T. Bostel , J. Debus , O. Jäkel , F. Sterzing
1
Universitätsklinik Heidelberg , Klinik für Radioonkologie und Strahlentherapie, Heidelberg
2
Deutsches Krebsforschungszentrum, Medizinische Physik in der Strahlentherapie, Heidelberg
3
Heidelberger Ionenstrahl Therapiezentrum, Heidelberg
Fragestellungen: MRT-unterstützte Bestrahlungsplanung rückt zunehmend in den Fokus der Strahlentherapie (1,2,3,4),
da MR-Bildgebung verglichen mit der konventionell zur Bestrahlungsplanung eingesetzten Computertomographie (CT)
einen besseren Weichteilkontrast bietet, ohne eine zusätzliche Dosis ionisierender Strahlung zu applizieren. Die zu
Grunde liegende physikalische Wechselwirkung während der Strahlentherapie erklärt die Notwendigkeit von Hounsfield
(HU)-Werten basierend auf Schwächung der Strahlung im Gewebe zur Dosisberechnung. Demzufolge kann ein MRTBilddatensatz nicht unmittelbar zur Dosisberechnung verwendet werden. Gewebeverschiebungen induziert durch Organbewegung und Lageunterschiede zwischen den Fraktionen der Strahlenbehandlung können zu Veränderungen der
Dosisverteilung führen. Dies spielt insbesondere bei der Behandlung von abdominalen Tumoren eine bedeutende Rolle.
Deshalb ist es erstrebenswert, ein auf MRT-Daten basiertes Verfahren zur Überprüfung und ggf. Anpassung der Strahlendosis zur Verfügung zu haben. Der hier vorgestellte Ansatz basiert auf der Datenakquisition durch ein am DKFZ entwickeltes Verfahren zur MR-geführten Strahlentherapie mittels eines Shuttle-Systems (5). Wir haben einen Prozess entwickelt, um fraktionelle MRT-Lageinformationen mittels Bildregistrierung dazu zu verwenden, aus einem initial aufgenommenen Bestrahlungsplanungs-CT ein künstliches Fraktions-CT zur Dosisberechnung zu generieren und die resultierende Dosis zur Dosisakkumulation während des Verlaufs der Strahlenbehandlung zu nutzen.
Material und Methoden: Für jeden Patienten wurde ein Bestrahlungsplanungs-CT (hier im weiteren Referenz-CT (rCT)
genannt), sowie ein T2-gewichtetes Referenz-MRT (rMRT) am selben Tag in kurzer zeitlicher Abfolge und unveränderter
Lagerung aufgenommen. Zu jeder Bestrahlungsfraktion wurde dann ein weiteres T2-gewichtetes MRT (fMRT) aufgenommen. Zur Lagerungskontrolle und anschließenden Bildregistrierung sind die Patienten von einem PMMA Rahmen mit
darin befindlichen Markern umgeben. Das rCT wird dazu verwendet eine Bestrahlungsdosis zu berechnen. Um nun die
Fraktionsdosis berechnen und sukzessive akkumulieren und ggf. adaptieren zu können, werden verschiedene Bildregistrierungsschritte und Transformationen durchgeführt (s. Abb. 1). Zunächst wird in Schritt 1 das rMRT dem rCT überlagert
mittels der oben erwähnten fixen Marker und Marker basierter intermodaler rigider Registrierung. Im 2. Schritt wird die
Transformation zwischen dem rMRT und dem fMRT zunächst mittels Marker basierter rigider Registrierung, gefolgt von
elastischer B-Spline-Registrierung ermittelt. In Schritt 3 wird die ermittelte Transformation auf das rCT angewendet um
dieselbe Bewegung wie zwischen rMRT und fMRT zu simulieren. Zur anschließenden Dosistransformation werden zu
den Schritten 2 und 3 auch die inversen Transformationen berechnet. Das Ergebnis ist das künstliche fCT art. In Schritt 4
wird die Dosis des ursprünglichen Bestrahlungsplanes auf dem jeweiligen fCT art berechnet. In Schritt 5 wird dann die
Dosis des fCTart durch Anwendung der zuvor berechneten inversen Transformationen auf das ursprüngliche rCT berechnet und über die einzelnen Bestrahlungsfraktionen summiert. Hier exemplarisch gezeigt ist ein möglicher Nutzen dieser
Methode anhand der Dosisakkumulation über 21 Fraktionen, für einen Patienten mit Analkarzinom. Dazu wurde ein Bestrahlungsplan auf dem rCT berechnet, in dem 1.8 Gy pro Fraktion für das PTV (planning target volume) geplant wurden,
die über insgesamt 25 Fraktionen appliziert werden. Es wurde eine Konfiguration aus 9 äquidistanten intensitätsmodulierten Photonenstrahlen gewählt. Mittels der oben beschriebenen Methode wurde aus den MRT-Daten, die für derzeit 21
Fraktionen vorhanden sind, je ein künstliches fCT art berechnet. Auf dieser morphologischen Grundlage wurde dann mittels des ursprünglichen Bestrahlungsplans die Fraktionsdosis nachberechnet. Die Fraktionsdosen wurden anschließend
mittels der inversen Transformationen auf die ursprüngliche Morphologie (rCT) zurück transformiert und aufsummiert.
Anhand der akkumulierten Dosis der einzelnen Strukturen lässt sich eine ggf. auftretende Abweichung vom Sollwert feststellen, die dann durch Neuplanung angepasst werden könnte.
Ergebnisse: In Abbildung 2 und Abbildung 3 sieht man die akkumulierte Dosis nach jeder der 21 aus den insgesamt 25
Fraktionen gewählten Fraktionen für das Zielvolumen (Abb. 2) und für die Blase (Abb. 3) als Beispiel für ein Risikoorgan.
Angegeben sind jeweils die akkumulierten Dosen bei 50% (rotes Kreuz), 2% (grüne Raute) und für das Zielvolumen auch
bei 98% (blauer Punkt) des Volumens des PTVs nach jeder Fraktion. Zusätzlich ist für das Zielvolumen der DosisSollwert nach jeder Fraktion als schwarzer Kasten dargestellt. Für das Zielvolumen erkennt man leicht wie die Abweichung der minimalen (D98) und maximalen Dosen (D2) vom Dosis-Sollwert mit zunehmender Fraktionszahl ansteigt. Wie
zu erwarten bei der Bestrahlung mit Photonen aus 9 verschiedenen Einstrahlrichtungen sind die Abweichungen der D50
vom Sollwert für einzelne Fraktionen minimal. In Abb. 3 zeigt sich der kontinuierliche Anstieg der Dosis in der Blase mit
steigender Fraktionszahl. Die Abweichung der Zielvolumendosis von der verschriebenen Dosis sowie das Überschreiten
einer bestimmten klinisch relevanten Maximaldosis für die Risikoorgane könnten mit dieser Methode erkannt werden und
darauf basierend eine Neuplanung veranlasst werden.
112
Zusammenfassung: Wir haben eine Methode entwickelt, mit der man basierend auf einem Bestrahlungsplanungs-CT
sowie fraktionellen MRT-Bilddaten der aktuellen Patientenanatomie künstliche Fraktions-CTs erzeugen kann, die dann
zur Dosisberechnung genutzt werden können. Wir planen diese Daten zur MRT-basierten Dosisakkumulation und adaptation im Rahmen der MRT-geführten Strahlentherapie zu nutzen. Anhand dieser Daten könnte man nun bei einer
klinisch relevanten Unterschreitung des Dosis-Sollwerts für das Zielvolumen oder bei einer Überschreitung der maximal
zulässigen Dosis für die Risikoorgane den Bestrahlungsplan im Laufe der Therapie anpassen. Diese Methode ermöglicht
Dosisberechnung und –anpassung ohne die Notwendigkeit einer fraktionellen CT-Bildgebung. Da das Verfahren auf den
Methoden der elastischen Bildregistrierung basiert, ist eine Qualitätskontrolle der resultierenden Bilddatensätze unabkömmlich. Dennoch kann diese Methode einen ersten Anhaltspunkt für die dosimetrischen Konsequenzen der Patientenbewegung liefern. In der Zukunft planen wir eine eben solche Qualitätsüberprüfung der Methode mittels dosimetrischer
Phantommessungen.
Abb.1: Prozessablauf zur Generierung eines künstlichen CTs. Ablauf der verschiedenen Registrierungsschritte (im Text erläutert).
Abb. 2: Akkumulierte Dosis für das Zielvolumen über 21 Fraktionen .
113
Abb. 3: Akkumulierte Dosis für die Blase über 21 Fraktionen.
Literatur
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Bostel T, Nicolay NH, Grossmann JG et al., MR-guidance--a clinical study to evaluate a shuttle- based MR-linac
connection to provide MR-guided radiotherapy., Radiat Oncol. 2014 Jan 9;9:12. doi: 10.1186/1748-717X-9-12
[6]
Brunt JN, Computed tomography-magnetic resonance image registration in radiotherapy treatment planning., Clin
Oncol (R Coll Radiol). 2010 Oct;22(8):688-97. doi: 10.1016/j.clon.2010.06.016
114
53
CBCT dose recalculation strategies to support adaptive IMRT and IMPT of head and neck
cancer patients
1,2
1
1,3
2
4
4
3,5
3,5
2
C. Kurz , G. Dedes , A. Resch , M. Reiner , G. Janssens , J. Obarn de Xivry , F. Kamp , J.J. Wilkens , C. Thieke ,
2
2
2
1
1,2
R. Nijhuis , U. Ganswindt , C. Belka , K. Parodi , G. Landry
1
Ludwig-Maximilians-University, Department of Medical Physics, Munich
2
Ludwig-Maximilians-University, Department of Radiation Oncology, Munich
3
Technische Universität München, Physik-Department, Munich
4
Université Catholique de Louvain, ICTEAM, Louvain-La-Neuve
5
Technische Universität München, Department of Radiation Oncology, Klinikum rechts der Isar, Munich
Introduction: During fractionated IMRT and IMPT of head and neck cancer patients, inter-fractional anatomical changes
[1] can compromise the treatment quality and thus demand for an adaptation of the planned treatment. In order to judge if
and how to adapt the treatment, a 3D dose calculation on the basis of the actual patient anatomy is required. In this contribution, two different strategies for dose recalculation are investigated and compared in the context of IMRT and IMPT
for the first time. Both make use of the cone-beam CT images (CBCT) acquired for patient positioning with the aim of
avoiding additional replanning CT scans, which may, moreover, not capture the patient anatomy on the treatment couch.
Material and methods: For three patients with lower and three patients with cranially located head and neck tumours,
virtual CTs (vCT) have been generated by deformable image registration of the treatment planning CT (pCT) to the CBCT
[2,3]. Moreover, patient and site-specific look-up tables have been used for scaling the CBCT image intensities to the pCT
HU range, obtaining a so-called CBCTLUT. For comparison of the two techniques, IMRT and IMPT plans have been generated on the basis of the pCT using RayStation. A dedicated Monte-Carlo (MC) planning tool has additionally been used
to create single-field uniform proton dose distributions (SFUD) for accurate probing of the protons range. IMRT and IMPT
dose recalculations using the vCT and the CBCT LUT were analysed by means of a 3D gamma-index (3%, 3mm) and
comparison of clinically relevant DVH parameters (such as Parotid mean dose, Myelon D 2 and CTV D95). A replanning CT
(rpCT) acquired within three days of the CBCT was used as reference in all cases.
Result: The selected DVH parameters showed only minor differences between rpCT, vCT and CBCTLUT in the case of
IMRT. In IMPT, on the other hand, clinically relevant deviations between the CBCT LUT and rpCT emerged, e.g. in the
Myelon. The gamma-index pass-rates were found increased for the vCT (78-94%) with respect to the CBCT LUT (67-84%)
for the lower head and neck cases if using IMPT. In IMRT, only one of these patients showed a considerably increased
pass-rate (from 88 to 96%). For the three investigated cranial cases, similar pass-rates were found for the vCT and
CBCTLUT in IMPT and IMRT. The SFUD-based proton ranges indicated an enhanced agreement of vCT and rpCT as well:
between 79 and 92% of the depth dose profiles were found to agree within 3mm. For the CBCT LUT, only 62-80% of the
profiles fulfilled this criterion (cf. figure 1).
Summary: vCT and CBCTLUT are suitable options for dose recalculation in adaptive IMRT of head and neck cancer,
yielding results similar to the reference replanning CT. In the context of IMPT, the vCT approach was found superior as
being less affected by typical CBCT imaging artefacts.
Acknowledgements: This work was supported by the Federal Ministry of Education and Research of Germany (BMBF),
Grant No. 01IB13001(SPARTA), and by the German Research Foundation (DFG) Cluster of Excellence Munich-Centre
for Advanced Photonics (MAP).
Fig. 1: MC dose calculations of the SFUD proton plan on the rpCT (left), vCT (middle) and CBCT LUT (right). In the central part of the
PTV (magenta contour), an overshoot in the CBCT LUT-based dose (colour-wash) was identified (yellow arrow). The vCT recalculation is
in very good agreement with the rpCT reference.
115
References
[1]
Barker, J. L. et al., Quantification of volumetric and geometric changes occurring during fractionated radiotherapy
for head-and-neck cancer using an integrated CT/linear accelerator system, Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 59,
2004
[2]
Landry, G. et al., Investigating CT to CBCT image registration for head and neck proton therapy as a tool for daily
dose recalculation, Med. Phys. 42, 2015
[3]
Landry, G. et al., Phantom based evaluation of CT to CBCT image registration for proton therapy dose recalculation, Phys. Med. Biol. 60(2), 2014
116
54
Magnetic particle imaging – initial results of a murine small cell lung cancer model study
1,2
3
1
4
4
1
3
1,2
4
3
P. Vogel , S. Herz , M.A. Rückert , C. Brede , A. Brandl , T. Kampf , S. Veldhoen , P.M. Jakob , A. Beilhack , T. Bley ,
1
V.C. Behr
1
Physikalisches Institut, Experimentelle Physik 5, Würzburg
2
Research Center for Magnetic Resonance e.V., MRB, Würzburg
3
Würzburg University Hostpital, Dep. of Diagnostic and Interventional Radiology, Würzburg
4
Würzburg University Hostpital, Department of Medicine II, Würzburg
Introduction: Magnetic Particle Imaging (MPI) is a novel imaging method for determining the distribution of iron-oxide
nanoparticles [1]. Due to the high sensitivity, the short acquisition time and the radiation-free tracer MPI is a promising
functional imaging tool.
In initial tests the feasibility of visualizing labeled tumor cells in a clinically relevant murine lung cancer model was investigated. For the detection of small cell carcinoma cells labeled with superparamagnetic iron-oxide nanoparticles (SPIOs) a
small animal MPI-scanner was used.
Material and methods: In a first step small cell lung cancer was induced by transplanting luciferase-expressing human
6
DMS 273 FUGL cells into immunodeficient NOD SCID mice. For in-vitro labeling 1x10 DMX 273 FUGLW cells were plated per well and subsequently incubated for 24h with SPIOs (40µl; 100µg Fe), before they were injected via the tail vein.
24 hours later the MPI and MRI measurements were performed. In-vivo bioluminescence imaging (BLI) served as reference standard. The MPI-measurements were performed with a full-body small animal traveling wave MPI-scanner with an
inner bore of 29 mm [2, 3]. Additional information about the tissue was given by MRI-measurements using a 7T small
animal scanner. For both measurements the same holder was used to ensure identical positioning. Finally a prussian
blue staining was used for histological analysis of the SPIO distribution.
Result: In App. 1 the results of the MPI and MRI measurements are shown. Fusion of MPI/MRI images shows a high
signal in the lungs indicating the presence of DMS 273 FUGLW cells. Other organs display only baseline signal. The BLI
measurements were consistent these results. The histological analysis showed the labeled cells located in the lung parenchyma. Control organs (liver and heart) did not accumulate SPIOs.
Summary: MPI proofed sensitive to visualize in-vitro labeled tumor cells in a clinically relevant murine small cell lung
cancer model. Further technical advances concerning MPI-resolution and –sensitivity as well as SPIO biocompatibility are
necessary to transfer this technique from pre-clinical animal models to human imaging.
Acknowledgement: This work was supported from the German Research Council (DFG) (grant number: BE 5293/1-1)
th
and through the IDEA project of the 7 framework programme of the European Union (project reference 279288).
Fig. 1: Result of the fusion MPI/MRI measurements: in the area of the lung a strong MPI-signal is detectable indicating small cell lung
cancer. Other organs only show baseline signal.
117
References
[1]
Gleich, B., Weizenecker J.: Tomographic imaging using the nonlinear response of magnetic
particles, Nature, vol. 435, pp. 1214-1217, 2005.
[2]
Vogel, P., et al.: Traveling Wave Magnetic Particle Imaging, IEEE Trans. Med. Imaging, vol.
33(2), pp. 400-407, 2014.
[3]
Vogel, P., et. al.: Rotating Slice Scanning Mode for Traveling Wave Magnetic Particle Imaging,
IEEE Trans. Magn., vol. 51(2):6501503, 2014
118
55
matRad – Open Source Toolkit für biologische Bestrahlungsplanung
mit Kohlenstoff Ionen
1
2,3
2
4,3,5
1
H.-P. Wieser , A. Mairani , M. Ciocca , O. Jäkel , M. Bangert
1
DKFZ Heidelberg, Medical Physics in Radiation Oncology - Optimization algorithms, Heidelberg
2
Centro Nazionale di Adroterapia Oncologica, Pavia, Italien
3
Heidelberg Ion Therapy Center, Heidelberg
4
Heidelberg University Hospital, Heidelberg
5
DKFZ Heidelberg, Medical Physics in Radiation Oncology, Heidelberg
Fragestellungen: matRad ist ein vor kurzem veröffentlichtes Open Source Toolkit, implementiert in der proprietären Programmiersprache Matlab, zur dreidimensionalen intensitätsmodulierten Bestrahlungsplanung für Photonen, Protonen und
Kohlenstoff Ionen [1]. Definierte Schnittstellen sowie matRads effizientes modulares Design ermöglichen es, einzelne
Bestrahlungsplanungsschritte wie Dosisberechnung und Optimierung voneinander zu entkoppeln um größtmögliche Flexibilität hinsichtlich Weiterentwicklungen und Erweiterungen zu gewährleisten. matRad unterstützte bisher eine inverse
Optimierung basierend auf der physikalischen applizierten Dosis. Kohlenstoff Ionen zeichnen sich jedoch durch eine variable relative biologische Wirksamkeit aus, die explizit während der Bestrahlungsplanung zu berücksichtigen ist.
Dementsprechend stellen wir die Erweiterung zur biologischen Bestrahlungsplanung für Kohlenstoff Ionen in unserem
Open Source Toolkit matRad vor. Die implementierte Dosisberechnung und effektbasierte Optimierung ermöglichen es,
die erhöhte relative biologische Wirksamkeit [engl. relative biological effectiveness (RBE)] der Kohlenstoff Ionen
miteinzubeziehen um eine homogene biologisch optimierte Dosisverteilung im Zielvolumen zu erreichen. Die hierfür notwendigen radiobiologischen Eingangsdaten für Kohlenstoff Ionen stammen aus Local-Effect-Model (LEM) 4 Simulationen
[2].
Material und Methoden: Da anstelle der physikalischen Dosis D, der biologische Effekt ε optimiert wird, muss dieser aus
dem linear quadratischen Model (LQM) berechnet werden [3]. Das implementiere Optimierungskonzept basiert hierbei
auf [4]. Das LQM beschreibt die biologische Wirkung von Strahlung mit Hilfe von zwei Parametern; einem linearen Anteil
und einem quadratischen Anteil . Der Anteil der überlebenden Zellen
bei einer gegebenen Dosis
ist damit gegeben als:

Formel 1
Wenn α und β für eine bestimmte Strahlungsart bekannt sind, kann der biologischen Effekt ε(D) direkt berechnet werden.
Wird das Zielvolumen jedoch mit Nadelstrahlen unterschiedlicher Energien bestrahlt, sodass sich ein gemischtes Strahlungsfeld ergibt (um z.B. einen Spread Out Peak zu formen), müssen für die Berechnung des totalen biologischen Effektes dosis-gemittelte und herangezogen werden [5].
Formel 2
stellt das Gewicht für Nadelstrahl dar und gibt die Dosis im Voxel an. Die Dosiseinflussmatrix
spezifiziert den
Dosisbeitrag von Nadelstrahl zu Voxel . Definitionen für
und
folgen analog. Demzufolge wurde matRad um eine
Funktion zur Dosisberechnung von Partikeln erweitert, welche im Falle einer biologischen Optimierung zusätzlich zur
Matrix,
und
Matrizen zurückliefert. Die Zielfunktion für die quadratische Abweichung des biologischen Effekts für
alle Voxel
in einem Zielvolumen kann nun wie folgt aufgestellt werden:
Formel 3
Der verschriebene Effekt
ist definiert durch
, wobei
und
die LQM Parameter von Photonenstrahlung entsprechen und
die verschriebene Photonendosis im entsprechendem Zielvolumen angibt. Die dosisgemittelten biologischen Reaktionen von Kohlenstoff Ionen
und
werden während der Optimierung der Nadelstrahlgewichte aus den vorabberechneten
und
Matrizen laut Formel 2 ermittelt.
gibt den -Einfluss der biologischen Reaktion im Voxel hervorgerufen durch Nadelstrahl an. Analoges gilt für
. Zusätzlich zu der oben angegebenen Zielfunktion ist es in matRad möglich für alle Strukturen weitere Zielfunktionen (quadratische Über- und Unterdosierung) mit entsprechenden Straffaktoren und Prioritäten zu berücksichtigen.
Die existierenden physikalischen Open Source Basisdaten für Kohlenstoff Ionen (Tiefendosiskurven und laterale Strahlprofile für 121 Energien zwischen 115.23MeV und 398.84MeV), wurden jeweils um und Tiefenprofile erweitert und in
einer Basisdatendatei zusammengefasst um die hohe Performance des Toolkits beizubehalten (siehe Tabelle 1). Für die
dreidimensionale Berechnung der Dosisgemittelten
und wurden lateral konstante und Werte für die individuellen
Nadelstrahlen angenommen.
119
Insgesamt wurden realistische
und
Werte für 2 Gewebeklassen (
und
) aus LEM 4 Simulationen
bereitgestellt. Für die LEM 4 Simulationen, welche im Dosisbereich kleiner 5Gy(RBE) valide sind, wurden folgende Ein-1
-1
-2
-2
gabedaten verwendet =0.1 Gy ( =0.5 Gy ), =0.05 Gy ( =0.05 Gy ).
Die
und
Matrizen werden während der Berechnung der physikalischen Dosis abhängig von der radiologischen
Tiefe, der Gewebeklasse und der initialen Energie des Nadelstrahls gefüllt um diese anschließend bei der Optimierung
des biologischen Effektes verwenden zu können [6].
Die verschriebenen Dose(n) werden während der biologischen Optimierung als RBE gewichtete Dosiswerte interpretiert
und intern in einen fraktionellen verschriebenen Effekt
umgewandelt. Nachdem der biologische Effekt optimiert wurde,
wird auf die RBE gewichtete Fraktionsdosis zurückgerechnet.
matRad gewährleistet höchste Flexibilität, da beliebig viele Gewebeklassen hinterlegt werden können und die Eingangsparameter und auch aus anderen radiobiologischen Modelsimulationen oder Messungen hinterlegt werden können.
Ergebnisse: Tabelle 1 zeigt die Rechenzeiten der Dosisberechnung, die benötigte Zeit für die Optimierung sowie den
RAM Speicherverbrauch für biologische Bestrahlungsplanung angewandt an ausgewählten Bestrahlungsszenarien aus
dem CORT Datensatz [7].
Der benötigte RAM Speicherverbrauch erhöht sich aufgrund der
und
Matrizen gegenüber der physikalischen
Dosisberechnung und Optimierung um den Faktor 3. Für die Generierung der Ergebnisse wurde ein handelsüblicher
Desktoprechner verwendet (Intel Core i7-860, 4 Kerne/8 Threads, 16 GB Arbeitsspeicher, Windows 7 64bit). Die durchschnittliche CPU Auslastung blieb bei den Berechnungen stets unter 35%, da Matlab intern Berechnung maximal auf bis
zu 4 von 8 Threads gleichzeitig auslagerte. Die intrinsische Parallelisierung führt dazu, dass die biologische Optimierung
gegenüber einer physikalischen Optimierung lediglich um einen Faktor 2 langsamer ist.
Tab. 1: Übersicht der matRad Rechenzeiten für die Dosisberechnung und biologischen Optimierung mit Kohlenstoff Ionen von
ausgewählten Szenarien in Abhängigkeit von der Anzahl der Beams, der Nadelstrahl/Spot Distanz und der Anzahl der Iterationen. Die
Anzahl der non-zero Dij Elemente gibt Rückschluss auf die Anzahl der Dosisdepositionselemente, welche während der
Dosisberechnung berechnet werden. Tdose und Topt stellen jeweils die benötigte Zeit für die Dosisberechnung / Optimierung dar.
120
Abb. 1: Transversale Ansichten eines intensitäts-modulierten Bestrahlungsplanes mit Kohlenstoff Ionen bei Verwendung eines Strahls
mit einem Gantry Winkel von 300° und biologischer Optimierung für einen Leberpatienten. Der CT Datensatz ist jeweils mit transparenten Colorwash und Isolinien überlagert dargestellt. In der linken Abbildung ist die physikalische Fraktionsdosisverteilung in [Gy], in der
Mitte die RBE Verteilung und in der rechten Abbildung die resultierende RBE gewichtete Fraktionsdosisverteilung in [Gy(RBE)], dargestellt.
Abb. 2: Profilplot entlang der Einstrahlrichtung (Gantry Winkel 300°) in Schicht 121 des Leberfalles aus Abbildung 1
Abbildung 1 zeigt jeweils eine transversale Schicht der physikalischen Dosisverteilung, der RBE Verteilung sowie der
biologisch effektiven Dosisverteilung eines Leberfalles. Die Verteilungen wurden jeweils an den Stellen an denen die
physikalischen Dosis kleiner 5% des maximalen Wertes betrug, abgeschnitten.
In der mittleren Darstellung in Abbildung 1 sind die RBE Spitzen außerhalb des Targets auf die lokale physikalische
Dosisverteilung zurückzuführen, da die relative biologische Wirksamkeit für kleine physikalische Dosen im Rahmen des
LQM divergiert. Abbildung 2 stellt den Profilplot entlang der Einstrahlrichtung aus Abbildung 1 dar. Da sich mit steigender
Eindringtiefe die relative biologische Wirksamkeit bis hin zum distalen Ende des Targets erhöht, fällt die physikalisch applizierte Dosis ab so dass eine homogene RBE gewichtete Dosis im Zielvolumen entsteht. Die verschriebene Dosis auf
das Zielvolumen betrug 2 Gy(RBE) pro Fraktion.
Zusammenfassung: matRad ist das erste Open Source Toolkit für biologische Bestrahlungsplanung mit Kohlenstoff
Ionen. Die effiziente Implementierung ermöglicht eine inverse Planung unter Berücksichtigung der variierenden dreidimensionalen RBE-Verteilung für klinisch realistische Szenarien innerhalb weniger Minuten. In Verbindung mit bestehender Funktionalität für Photonen IMRT und Intensitätsmodulierte Protonentherapie, ermöglicht matRad das selbständige
sammeln von Erfahrungen mit verschiedenen Bestrahlungsmodalitäten. Das Toolkit umfasst mehrere Datensätze für
Patienten, Phantome sowie alle notwendigen physikalischen und biologischen Eingangsdaten. matRad wurde speziell für
Lehr- und Forschungszwecke entwickelt. Es ist frei auf GitHub [8] verfügbar. Um die Benutzerfreundlichkeit des Toolkits
zu erhöhen und eine breitere Nutzung zu ermöglichen, wird gerade an einer online Dokumentation sowie an einer DICOM
Schnittstelle gearbeitet.
121
Literatur
[1]
E. Cisternas, A. Mairani, P. Ziegenheim, O. Jäkel, M. Bangert, matRad – a multi-modality open source 3D treatment planning toolkit, accepted for world congress on medical physics and biomedical engineering 2015 in Toronto
[2]
M. Scholz et al.: Computation of cell survival in heavy ion beams for therapy, Radia Environ Biophys 36(1997) 5966
[3]
A. M. Kellerer, H. H. Rossi, A generalized formulation of dual radiation action, Radiat Res 1978 (75), 471-88
[4]
J. Wilkens, U. Oelfke, Fast multifield optimization of the biological effect in ion therapy, Physics in Medicine and
Biology, Phys. Med. Biol. 51(2006) S.3127-3140
[5]
M. Zaider, H. H. Rossi, The synergistic effects of different radiations, Radiat. Res. 1980 (83) 732–9
[6]
S. Nill, Development and Application of a Multi-Modality Inverse Treatment Planning System, PhD thesis, 2001,
University of Heidelberg. http://archiv.ub.uni-heidelberg.de/volltextserver/1802/
[7]
D. Craft , M. Bangert, T. Long, D. Papp, J. Unkelbach, Shared data for intensity modulated radiation therapy
(IMRT) optimization research: The CORT dataset, 2014,GigaScience 3(37) DOI 10.1186/2047-217X-3-37
[8]
https://github.com/e0404/matRad
122
Audiologie IV
Chair: I. Holube (Oldenburg)
56
Anwendung virtueller Akustik in der Sprachaudiometrie
1
1
T. Weißgerber , U. Baumann
1
Universitätsklinikum Frankfurt, Audiologische Akustik, HNO, Frankfurt am Main
Eines der Hauptziele bei der Versorgung von Schwerhörigkeit ist die Verbesserung des Sprachverstehens im Alltag. In
der klinischen Routine wird der Versorgungserfolg von Hörgeräten oder Cochlea-Implantaten üblicherweise in ruhiger
Umgebung überprüft. Es ist jedoch bekannt, dass das Sprachverstehen in Ruhe häufig unproblematisch ist, wohingegen
sich im Störgeräusch deutliche Defizite in den Hörleistungen gegenüber normalhörenden Probanden zeigen. Zur Kontrolle des Sprachverstehens im Störgeräusch hat sich der Oldenburger Satztest (OLSA) mit gleichzeitiger Darbietung von
Sprache und Störgeräusch von vorne (0°) etabliert. Diese Bedingung entspricht jedoch nicht alltäglichen Störgeräuschsituationen und macht damit eine Aussage über den Hörerfolg außerhalb der Laborbedingungen schwierig. Weiterhin passt
sich die Signalverarbeitung von Hörhilfen dynamisch der aktuellen Hörumgebung an. Eine aussagekräftige Evaluation
dieser Algorithmen ist daher nur in dynamischen Szenarien möglich.
Der Einsatz virtueller Akustik bietet die Möglichkeit, Störgeräuschsituationen realistischer zu gestalten. Hierbei wird zwischen den Ansätzen der Binauraltechnik und der Schallfeldsynthese unterschieden. Bei der Binauraltechnik (z.B.
Binaural Room Syntheisis, Cross-Talk Cancellation) wird versucht, virtuelle Hörumgebungen durch entsprechende Ohrsignale am Trommelfell zu erzeugen. Ziel der Schallfeldsynthese (z.B. Wellenfeldsynthese oder Higher Order
Ambisonics) ist, das Schallfeld möglichst physikalisch exakt reproduzieren.
In diesem Beitrag wird der Einsatz von Wellenfeldsynthese in der Sprachaudiometrie zur Reproduktion von alltagsnahen
Schallfeldern im Labor präsentiert. Im reflexionsarmen Raum wurde ein Mehrkanal-Wiedergabesystem mit 128 unabhängigen Lautsprecherkanälen installiert. Es werden Beispiele und Ergebnisse zur Sprachaudiometrie in verschiedenen virtuellen Hörumgebungen gezeigt. Neben statischen Szenarien im Freifeld und in reflexionsbehafteten Umgebungen werden auch verschiedene dynamische Störgeräuschkonditionen zur Evaluation adaptiver Signalverarbeitungsalgorithmen
vorgestellt.
123
57
Binaurale Sprachverständlichkeitsmodellierung in virtueller Akustik
1
1
C. Hauth , T. Brand
1
CvO Universität Oldenburg, Medizinische Physik und Cluster of Excellence "Hearing4All", Oldenburg
Fragestellungen: Das binaurale Hören bietet Vorteile beim Sprachverstehen, wenn eine räumliche Trennung von Sprache und Störgeräusch vorhanden ist oder interaurale Unterschiede in Pegel oder Laufzeit vorliegen. Um diesen Effekt
beschreiben und quantifizieren zu können werden Modelle der binauralen Sprachverständlichkeit genutzt (zum Beispiel
[1]). Diese kombinieren in der Regel einen Equalization-Cancellation (EC) Mechanismus [2] mit dem Speech Intelligibility
Index (SII) [3], welcher jedoch a priori Wissen über Ziel- und Störsignal benötigt. Es kann aber gezeigt werden, dass der
EC Mechanismus auch blind betrieben werden kann, sofern der SNR negativ ist. Durch Ersetzen des SII mit der blinden
„Speech to reverberation modulation ratio“ (SRMR) [4] kann ein blindes binaurales Modell realisiert werden, welches mit
Signalen arbeiten kann, die zum Beispiel mit einem Kunstkopf aufgenommen wurden. Sprache und Störgeräusch müssen also nicht separat vom Modell prozessiert werden.
Binaurale Sprachverständlichkeitsexperimente werden häufig mit Kopfhörern durchgeführt, indem Ziel- und Störsignal mit
kopfbezogenen Übertragungsfunktionen (HRTFs) gefaltet werden, um so den Vorteil von räumlich getrennten Signalen
zu ermitteln. Virtuell erzeugte Schallfelder, wie zum Beispiel mit Higher Order Ambisonics (HOA) oder Wellenfeldsynthese
(WFS) Systemen, bieten hingegen den Vorteil, realistische akustische Szenen nachstellen zu können um in diesen komplexen Situationen dann Sprachverständlichkeit zu messen.
Hier soll überprüft werden, ob ein blindes binaurales Modell auch in der Lage ist, korrekte Vorhersagen in einem virtuellen
Schallfeld zu erzielen.
Material und Methoden: In diesem Experiment werden Vorhersagen der binauralen Sprachverständlichkeit für unterschiedliche räumliche Konfigurationen von Ziel- und Störsignal in einem virtuellen Schallfeld vorhergesagt, indem
binaurale Signale mit einem Kunstkopf im virtuellen Schallfeld aufgenommen werden, auf deren Grundlage dann zum
Beispiel der Gewinn durch räumliche Trennung von Ziel- und Störsignal vorhergesagt werden kann. Als Sprachmaterial
wird der Oldenburger Satztest (OlSa) [5] genutzt. Aus diesem wird durch zufälliges Überlagern der Sätze auch ein stationäres Störgeräusch generiert, welches somit das gleiche Langzeitspektrum wie die Sprache aufweist.
Ergebnisse: Für den Fall, dass Signale mittels HRTF generiert werden, kann das blinde Modell zur Vorhersage der
binauralen Sprachverständlichkeit den positiven Effekt von räumlicher Trennung auf die Sprachverständlichkeit in einer
nachhallarmen Umgebung gut beschreiben. Der Gewinn wird dabei in Konfigurationen, in denen eine großer binauraler
Gewinn erzielt werden kann, um bis zu 2 dB überschätzt. Für Räume mit Nachhall kann ein niedrigerer Gewinn erwartet
werden. Ähnliche Ergebnisse werden für die Nutzung der virtuellen Akustik erwartet.
Literatur
[1]
Beutelmann, R., Brand, T., und Kollmeier, B. (2010), “Revision, extension, and evaluation of a binaural speech
intelligibility model,” The Journal of the Acoustical Society of America 127(4), 2479–2497
[2]
Durlach, N.I. (1963): Equalization and Cancellation Theory of Binaural Masking Level Diﬀerences,” The Journal of
the Acoustical Society of America 35(8), 1206–1218
[3]
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[4]
Falk, T. H., Zheng, C., und Chan, W.-Y. (2010), “A non-intrusive quality and intelligibility measure of reverberant
and dereverberated speech,” Audio, Speech, and Language Processing, IEEE Transactions on 18(7), 1766–1774
[5]
Wagener, K., Brand, T., Kühnel, V., und Kollmeier, B. (1999a-c), “Entwicklung und Evaluation eines Satztests für
die Deutsche Sprache: Design des Oldenburger Satztests“, Z. Für Audiologie, Audiological Acoust. 38
124
Session 9 – Dosimetrie II: dosimetrische Basisdaten und Monte-Carlo
Chairs: B. Poppe (Oldenburg), O. Sauer (Würzburg)
58
Absoluter Benchmark von Strahlungstransportrechnungen für die Dosimetrie in der
Strahlentherapie
1
1
1
F. Renner , R.-P. Kapsch , C. Makowski
1
Physikalisch-Technische Bundesanstalt, 6 - Ionisierende Strahlung, Braunschweig
Fragestellungen: Strahlungstransportrechnungen auf Basis der Monte-Carlo-(MC-)Methode sind mittlerweile nicht nur
mehr auf den Einsatz in Wissenschaft und Forschung beschränkt, sondern gewinnen auch immer mehr an Bedeutung für
die klinische Praxis. Im Bereich der klinischen Strahlentherapie liegt ihr Potential darin, Dosisberechnungen für stark inhomogene Zielgebiete durchzuführen, die korrektere Ergebnisse liefern als herkömmliche Dosisberechnungsverfahren,
die im Rahmen der Bestrahlungsplanung zum Einsatz kommen. Abgesehen davon ist aber unklar, wie hoch die Übereinstimmung der MC-berechneten Dosis und einer experimentell bestimmten Dosis ist. Experimentelle Messungen dienen in
der Regel als Benchmark zur Überprüfung von berechneten Dosiswerten. Überprüfungen von MC-Berechnungen werden
in den meisten Fällen auf relativer Basis durchgeführt. D.h. es werden lediglich relative Dosiswerte oder -verläufe, wie
z.B. Tiefendosiskurven, zwischen Experiment und MC-Berechnung verglichen. Die Aussagekraft solcher Vergleiche ist
allerdings eingeschränkt, da die absolute Genauigkeit einer MC-berechneten Dosis bei dieser Methode nicht bewertbar
ist, weil sich durch die Verhältnisbildung Einflüsse relativieren können. Die Ursache für das Ausweichen auf relative
Benchmarks liegt in der MC-Methode selbst begründet. MC-berechnete Dosiswerte werden auf Eigenschaften der Strahlungsquelle normiert angegeben, wobei in jedem Fall die Anzahl der von der Quelle emittierten Teilchen eingeht. Dieser
Quellenparameter lässt sich an üblichen Strahlungsquellen meist nicht ohne Weiteres bestimmen, kann aber durch die
Verhältnisbildung wegfallen. Ziel eines Experiments, das an der Physikalisch-Technischen Bundesanstalt (PTB) Braunschweig durchgeführt wurde, war es, Benchmark-Daten für eine absolute Überprüfung von MC-Rechnungen für die Dosimetrie in der Strahlentherapie zu erzeugen und die Überprüfung beispielhaft anhand eines MC-Programmpakets durchzuführen [1].
Material und Methoden: Als Strahlungsquelle wurde im Benchmark-Experiment der Forschungselektronenbeschleuniger
der PTB eingesetzt, dessen Elektronenstrahl hinsichtlich folgender Parameter charakterisiert wurde: mittlere Pulsladung,
Abmessungen des Strahlquerschnitts, Strahldivergenz, spektrale Fluenz. Aus der mittleren Pulsladung wurde die Anzahl
der Elektronen pro Puls bestimmt. Die übrigen Parameter waren zur Beschreibung des Elektronenstrahls als Strahlungsquelle in der MC-Simulation erforderlich. Für das Experiment wurde ein Bremsstrahlungstarget am Ende des Beschleunigers montiert, so dass das Benchmark-Experiment in einem Strahlungsfeld aus hochenergetischen Photonen (mittlere
Energie 27,125 MeV) durchgeführt wurde. Die Dosismessung erfolgte mit einem für die Strahlentherapie üblichen Aufbau
mit einer Ionisationskammer als Dosisdetektor, die in einem Phantom aus Polymethylmethacrylat (PMMA) bestrahlt wurde. Die experimentell ermittelte Energiedosis DExp entsprach dem Verhältnis aus der Luft-Energiedosis DK, die von der
Luftmasse mLuft in der Ionisationskammer absorbiert wird und der Anzahl der Elektronen pro Strahlpuls Ne. Die LuftEnergiedosis ergibt sich als Produkt des bekannten Umrechnungsfaktors
(W e) Luft
und der Ladungsträger eines Vor-
zeichens Q. Die Masse der Luft wird aus der Dichte der Luft ρLuft und dem Luftvolumen in der Kammer VK berechnet. Das
Benchmark-Experiment lässt sich dementsprechend durch folgenden Ausdruck mathematisch beschreiben:
 
 
W
W
Q
Q
DK
e
e Luft
Luft
DExp 


Ne
mLuft  N e
 Luft  VK  N e
(1)
Gl. (1) entspricht dem Modell der Auswertung, welches für die Ermittlung der Unsicherheit des experimentellen Ergebnisses nach den Methoden des Guide to the expression of uncertainty in measurement GUM [2] verwendet wurde. Das
Benchmark-Experiment wurde mit zwei verschiedenen Ionisationskammern durchgeführt, für die das Volumen mit Unsi60
cherheit bekannt war. Diese Kammern sind Kopien der Primärnormale für die Bestimmung der Luftkerma in Co- und
137
Cs-Gammastrahlungsfeldern, die an der PTB verwendet werden. Sie werden im Folgenden als HRK2 und HRK3 bezeichnet. Abb. 1 zeigt ein Schema des experimentellen Aufbaus und gibt die wesentlichen Geometrieverhältnisse im Experiment wieder.
125
Entsprechend der Vorgaben im Experiment wurde für jede der beiden Kammern eine MC-Simulation erstellt, um die
Energiedosis DMC entsprechend des Experiments berechnen zu können. Dazu wurde das im Bereich der Dosimetrie und
Strahlentherapie etablierte Programmpaket EGSnrc [3] mit dessen Klassenbibliothek egspp [4] verwendet. Die dem MCResultat beigeordnete Unsicherheit wurde als Kombination einzelner Unsicherheitsbeiträge abgeschätzt. Dafür wurden
verschiedene Methoden verwendet. Die statistische Unsicherheit ist eine Information, die als Ausgabe zum Berechnungsergebnis der MC-Simulation mit angegeben wird. Die Abschätzung der Unsicherheit bedingt durch TransportParameter der MC-Simulation und Genauigkeit von Wechselwirkungsquerschnitten und Bremsvermögen erfolgte anhand
von Daten und Methoden, die der Publikation von Wulff et al. [5] zugrunde liegen bzw. darin verwendet wurden. Die Unsicherheit bedingt durch Vernachlässigung von Kernphotoeffekten wurde mit Informationen aus der Publikation von Ali et
al. [6] abgeschätzt. Unsicherheitsbeiträge, die durch die Unsicherheit der Dicke des Bremsstrahlungstargets, der Abmessungen des Elektronenstrahlquerschnitts und durch die Unsicherheit der spektralen Fluenz der Elektronen verursacht
wurden, wurden anhand von eigenen Simulationen untersucht. Die Größenordnungen der einzelnen Beiträge können
Tab. 1 entnommen werden.
Ergebnisse: Abb. 2 zeigt die Ergebnisse für beide Ionisationskammern jeweils als Gegenüberstellung des Ergebnisses
für das Experiment und die entsprechende MC-Simulation. Für die Ionisationskammer mit der Bezeichnung HRK2 repräsentieren die Fehlerbalken alle im Kapitel Material und Methoden angegebenen Unsicherheitsbeiträge mit Werten entsprechend Tab.1. Für die Ionisationskammer mit der Bezeichnung HRK3 wurden die Einflüsse durch die Unsicherheit der
Abmessungen des Elektronenstrahlquerschnitts, die Unsicherheit der Targetdicke und die Unsicherheit der spektralen
Fluenz der Elektronen nicht explizit untersucht. Die genannten Unsicherheitsbeiträge sind daher nicht im Fehlerbalken
zum Ergebnis für die HRK3 enthalten, so dass die Unsicherheit hier unterschätzt ist.
Zusammenfassung: Die Ergebnisse für beide Ionisationskammern zeigen grundsätzlich eine Übereinstimmung zwischen den Werten der mittleren Energiedosis pro Elektron, die einerseits experimentell bestimmt und andererseits per
MC-Methode (mit EGSnrc) berechnet wurden. Die Übereinstimmung liegt im Rahmen der jeweiligen Unsicherheiten, die
< 1 % sind. Somit konnte die Korrektheit von MC-berechneten Dosisgrößen für die Strahlentherapie mit hochenergetischen Photonen nachgewiesen werden. Weitere Benchmarks für niedrigere Photonenenergien und für Elektronenstrahlung können zu einem weiteren Erkenntnisgewinn beitragen. Auch Untersuchungen mit inhomogenen Phantomen wären
von Interesse. Die Ergebnisse des Benchmark-Experiments können auch zur Überprüfung anderer MC-Codes herangezogen werden. Die Unsicherheit für die MC-Simulation wurde hier nur in Form einer Abschätzung behandelt. Eine genauere Bestimmung der Unsicherheit wurde in Zusammenarbeit mit der Technischen Hochschule Mittelhessen realisiert und
soll Gegenstand einer Veröffentlichung werden.
Abb.1: Schematische Darstellung des Aufbaus des Benchmark-Experiments mit Angabe von Dimensionen. Der Elektronenstrahl (nicht
dargestellt) kommt in diesem Fall von rechts. Er trifft auf das Bremsstrahlungstarget, welches als Scheibe aus einer Wolfram-KupferLegierung modelliert ist. Die Scheibe ist von einem Edelstahlring umgeben, der dem Flansch entspricht, mit dem das Target am Ende
des Strahlrohrs befestigt ist. Auf der linken Seite ist das Phantom mit eingebauter Ionisationskammer zu sehen. Es handelt sich hierbei
um die zylinderförmige Kammer HRK2, deren detaillierter Aufbau hier allerdings nicht wiedergegeben ist.
126
Abb.2: Ergebnisse für beide Ionisationskammern, die die Bezeichnung HRK2 bzw. HRK3 tragen. Es sind jeweils die Ergebnisse des
Benchmark-Experiments und der MC-Simulation gegenübergestellt und die jeweiligen Unsicherheiten als Fehlerbalken eingezeichnet.
Im Fall der HRK3 ist die Unsicherheit unterschätzt, siehe dazu Text.
Ursache des Unsicherheitsbeitrags
Statistische Effekte
Transport-Parameter der MC-Simulation
Wechselwirkungsquerschnitte und Bremsvermögen
Vernachlässigung von Kernphotoeffekten
Energiespektrum der Elektronen
Dicke des Bremsstrahlungstargets
Abmessungen des Elektronenstrahlquerschnitts
resultierende kombinierte Unsicherheit:
Wert des Beitrags in %
< 0,14
0,10
0,38
0,40
0,52 (*)
0,52 (*)
(zu vernachlässigen) (*)
≤ 0,94
Tab. 1: Die Unsicherheitsbeiträge, die für das Ergebnis der MC-Simulation berücksichtigt wurden. Die mit (*) gekennzeichenten Werte
wurden für Simulationen mit nur einer der beiden Kammern (HRK2) ermittelt. Die letzte Zeile enthält den Wert der kombinierten Unsicherheit.
Literatur
[1]
Renner F: Benchmark-Experiment zur Verifikation von Strahlungstransportrechnungen für die Dosimetrie in der
Strahlentherapie. Dissertation, TU Ilmenau, 2014
[2]
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uncertainty in measurement. JCGM 100:2008 http://www.bipm.org/en/publications/guides/gum.html
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Kawrakow I, Mainegra-Hing E, Tessier F, Walters B R B: The EGSnrc Code System: Monte Carlo Simulation of
Electron and Photon Transport. NRCC Report PIRS-701, National Research Council of Canada, Ottawa, 2010
[4]
Kawrakow I, Mainegra-Hing E, Tessier F, Walters B R B: The EGSnrc C++ class library, NRC Report PIRS-898
(rev A), Ottawa, Canada, 2009
[5]
Wulff J, Heverhagen J T, Zink K, Kawrakow I. Investigation of systematic uncertainties in Monte Carlo calculated
beam quality correction factors. Phys Med Biol, 55 (2010) S. 4481-93
[6]
Ali E S M, McEwen M R, Rogers D W O. Detailed high-accuracy megavoltage transmission measurements: A
sensitive experimental benchmark of EGSnrc. Med Phys, 39 (2012) S. 5990-6003
127
59
Dosimetrie kleiner Photonenfelder Ausgleichsfilter-freier Linearbeschleuniger
1
1
1,2
D. Czarnecki , P. von-Voigts-Rhetz , K. Zink
1
2
Einleitung: Zur Bestimmung des Streufaktors S cp kleiner Photonenfeldern im Wasser, wird gemäß des Formalismus von
Alfonso et al in [1] der Korrektionsfaktor
fmsr
M Qmsr
fclin , fmsr
kQclin
, Qmsr
benötigt. Das Messsignal im kleinen Feld
fclin
M Qclin
und im Referenzfeld
(10x10 cm²) wird nach folgender Gleichung korrigiert.
Scp  k
f clin , f msr
Qclin , Qmsr
clin
M Qf clin
msr
M Qf msr
Dieser Korrektionsfaktor ist kammerspezifisch und feldgrößenabhängig. Ziel dieser Arbeit war es zu untersuchen, ob der
Ausgleichsfilter des Linearbeschleunigers einen Einfluss auf den Korrektionsfaktor hat, da zunehmend Ausgleichsfilterfreie Linearbeschleuniger (Flattening Filter Free Linear Accelerator – FFF LINAC) in der Strahlentherapie verwendet werden. In Folge dessen wurde der Korrektionsfaktor
fclin , fmsr
kQclin
, Qmsr
für kleine Photonenfelder unterschiedlicher Linearbeschleu-
nigermodelle der drei großen Heersteller (Elekta, Siemens und Varian) mit und ohne Ausgleichsfilter mittels Monte-CarloSimulationen berechnet.
Material und Methoden: Alle Monte-Carlo Simulationen wurden mit dem Programmpaket EGSnrc/BEAMnrc [2,3] durchgeführt. Sechs Monte-Carlo-basierte virtuelle Linearbeschleunigermodelle wurden mit BEAMnrc erstellt und als Strahlenquelle für weitere Simulationen verwendet. Es wurden folgende Linearbeschleunigertypen modelliert: Siemens KD mit
nomineller Energie von 6 MeV und 15 MeV; Varian Clinac mit nomineller Energie von 4 MeV, 6 MeV und 18 MeV; Elekta
Precise mit nomineller Energie von 6 MeV. Um Photonenfelder Ausgleichsfilterfreier Linearbeschleuniger zu erhalten
wurde der Ausgleichsfilter im virtuellen Modell durch eine 2 mm dicke Aluminiumfolie ersetzt. Die PinPoint Ionisationskammern PTW31014 und PTW31016 (PTW, Freiburg) wurden mit egs++ modelliert [4]. Die Dosisberechnungen wurden
mit dem User Code egs_chamber [5] durchgeführt. Die Transportparameter von Photonen und Elektronen in allen MonteCarlo Simulationen wurden auf AP = PCUT = 10 keV und AE = ECUT = 521 keV gesetzt.
Ergebnisse: In Abbildung 1 ist für die Feldgröße 1x1 cm² die räumliche Photonenfluenzverteilung in einer Entfernung von
100 cm zur Strahlenquelle für drei unterschiedliche Linearbeschleuniger mit und ohne Ausgleichsfilter dargestellt. In Abbildung 2 ist der Korrektionsfaktor
fclin , fmsr
kQclin
, Qmsr
als Funktion vom TPR20,10 für die PinPoint Ionisationskammern PTW31014
und PTW31016 in einem Photonenfeld der Größe 1x1 cm² dargestellt. Der Korrektionsfaktor wurde für Linearbeschleuniger mit und ohne Ausgleichsfilter mit nominellen Energien von 4 MeV bis 18 MeV berechnet.
Zusammenfassung: Die Ergebnisse haben gezeigt, dass die relative räumliche Photonenfluenzverteilung durch das
Entfernen des Ausgleichsfilters sich bei der kleinen Feldgröße 1x1 cm² nicht ändert. Des Weiteren zeigt der Siemens KD
Linearbeschleuniger eine stark abweichende Photonenenfluenzverteilung im Vergleich zu den anderen Linearbeschleunigern vom Typen Varian Clinac und Elekta Precise. Zudem ist der Korrektionsfaktor
fclin , fmsr
kQclin
, Qmsr
für die Siemens KD Be-
schleuniger signifikant größer als für die anderen untersuchten Linearbeschleunigertypen. Diese Abweichung ist offensichtlich auf die abweichende Photonenfluenzverteilung zurückzuführen.
Die Ergebnisse konnten bestätigen, dass der Ausgleichsfilters keinen Einfluss auf den Korrektionsfaktor
kleine Felder hat.
128
fclin , fmsr
kQclin
, Qmsr
für
Abb. 1: Mittels Monte-Carlo Simulationen berechnete releative Photonenfluenz in einen Abstand von 100 cm zur Strahlenquelle für ein
1x1 cm² kollimiertes Photonenfeld im Wasserphantom. Die Photonenfluenz wurde für einen Siemens KD mit nomineller Energie von
6 MeV und einen Varian Clinac mit nomineller Energie von 6 MeV und 18 MeV berechnet. Berechnungen wurden für die
Linearbeschleuniger mit (gefüllte Symbole) und ohne Ausgleichsfilter (offene Symbole) durchgeführt.
Abb. 2: Mittels Monte-Carlo Simulationen berechneter Korrektionsfaktor für die Feldgröße 1x1 cm² für PinPoint Ionisationskammern der
Firma PTW (links PTW31014; rechts PTW31016) in Abhängigkeit vom TPR20,10. Der Korrektionsfaktor wurde für drei unterschiedliche
Linearbeschleunigertypen mit (gefüllte Symbole) und ohne Ausgleichsfilter (offene Symbole) berechnet. Die Fehlerbalken entsprechen
der statistischen Unsicherheit aus den Monte-Carlo-Simulationen.
Literatur
[1]
Alfonso, R.; Andreo, P.; Capote, R.; Huq, M.S.; Kilby, W.; Kjäll, P.; Mackie, T. R.; Palmans, H.; Rosser, K.;
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In: Med. Phys. 35 (2008) 11, S. 5179-5186
[2]
Kawrakow, I.; Rogers, D. W. O.; Tessier, F.; Walters, B. R. B.: The EGSnrc code system: Monte Carlo simulation
of electron and photon transport. NRCC Report PIRS-701, National Research Council of Canada, Ottawa, Canada 2013
[3]
Rogers, D. W. O.; Walters, B. R. B.; Kawrakow, I.: BEAMnrc Users Manual. NRCC Report PIRS-0509(A)revL,
National Research Council of Canada, Ottawa, Canada 2013
129
[4]
[5]
Kawrakow, I.: EGSnrc C++ class library, NRCC Report PIRS-898, National Research Council of Canada, Ottawa,
Canada 2006
Wulff, J.; Zink, K.; Kawrakow, I.: Efficiency improvements for ion chamber calculations in high energy photon
beams. In: Med. Phys. 35 (2008) 4, S. 1328-1336
130
60
Messung der Volumeneffekt - Korrektion hochauflösender Detektoren für die
Photonendosimetrie
1
1
1
1
1
2
1
1
D. Poppinga , J. Meyners , E. Burke , B. Delfs , A. Muru , D. Harder , B. Poppe , H.K. Looe
1
Universität Oldenburg, Universitätsklinik für Medizinische Strahlenphysik, Oldenburg
2
Georg-August-Universität Göttingen, Medizinische Physik und Biophysik, Göttingen
Fragestellung: Bei der Dosimetrie kleiner Felder benötigt man Korrekturen der Detektorsignale für den Volumeneffekt.
Luftgefüllte Kammern zeigen bei kleinen Feldern ein zu kleines, Halbleiterdetektoren ein zu großes Signal. Die notwendigen Korrekturfaktoren wurden in Monte-Carlo-Studien, u.a. von Francescon et al [1], für einen Siemens Primus und einen
Elekta Synergy Beschleuniger berechnet. In dieser Studie wird dieses Detektorverhalten für Festkörperdetektoren, luftgefüllte Ionisationskammern und Szintillationsdetektoren durch Messung der Outputfaktoren kleiner Felder untersucht. Radiochromfilm dient als nahezu energieunabhängiger, hochauflösender und vom Volumeneffekt freier Referenz-Detektor.
Die Feldgrößenabhängigkeit des Ansprechvermögens der Detektoren soll mit den experimentellen Ergebnissen von
Azangwe et al [2] sowie Ralston et al [3] verglichen werden.
Methoden: Für eine PinPoint Ionisationskammer PTW 31014, eine Siliziumdiode PTW 60017, einen synthetischen Diamantdetektor PTW 60019 und einen Exradin W1 Szintillationsdetektor (Standard Imaging) wurden Outputfaktoren quadratischer Felder der nominellen Feld-Mittellinienlänge [0,5; 0,7; 1; 1,5; 2; 3; 4] cm vermessen. Als Referenzdetektor diente
EBT3 Film. Die Messungen wurden an einem Siemens Artiste und einem Elekta Synergy mit einem MP3 Wasserphantom
und Tandem Elektrometer (PTW Freiburg) sowie einem SuperMax (Standard Imaging) Elektrometer in 5 cm Wassertiefe
durchgeführt. Alle Detektoren wurden mit ihrem effektiven Messpunkt am Messort positioniert; zur Positionierung der
Filme im Wasserphantom diente ein 2 mm dicker PMMA-Halter. Für jeden Detektor wurde am Anfang der Messung das
Maximum des Feldprofils mit einer Abtast-Schrittweite von 0,2 mm gesucht. Jede einmal eingestellte Feldgröße wurde
bei allen Detektoren beibehalten. Die EBT3 Filme wurden mit einem Epson 10000XL Scanner bei einer Auflösung von
800 dpi gescannt und mit der Dreikanalmethode ausgewertet. Anhand der mit dem Film gemessenen Dosisprofile wurde
die dosimetrische Feldgröße bestimmt und bei der weiteren Auswertung verwendet.
Ergebnisse: Im Vergleich zu den filmdosimetrisch gemessenen Outputfaktoren als Referenzwerten zeigt die luftgefüllte
Ionisationskammer bei Feld-Mittellinienlängen unter ca. 2 cm ein zu kleines Signal, während die Halbleiterdetektoren ein
zu hohes Signal aufweisen. Die Siliziumdiode mit 1 mm Durchmesser weist ein größeres Überansprechen auf als der
synthetische Diamant mit 2,2 mm Durchmesser. Die mit dem Szintillationsdetektor gemessenen Outputfaktoren stimmen
im Rahmen der Messunsicherheit des Detektors und des Films mit den Filmwerten überein. Hierdurch werden die Ergebnisse der Untersuchung von gasgefüllten und Festkörperdetektoren durch Azangwe et al [2] bestätigt, wenn man in [2]
die mit dem kleinen Alanindetektor erhaltenen Outputfaktoren als Referenz verwendet.
Zusammenfassung: Durch Messung feldgrößenabhängiger Outputfaktoren mit verschiedenen Detektoren im Vergleich
zu Radiochromfilmen als Referenz wurden Korrekturfaktoren des Volumeneffektes für kleine Felder ermittelt. Durch diese
Studie werden bereits veröffentlichte, rechnerisch und experimentell bestimmte Korrekturfaktoren bestätigt.
Literatur
[1]
P. Francescon, S. Cora, and N. Satariano, “Calculation of k[ Q[clin],Q[msr]][ f[clin],f[msr]] for several small
detectors and for two linear accelerators using Monte Carlo simulations,” Med. Phys., vol. 38, no. 12, p. 6513,
2011.
[2]
G. Azangwe, P. Grochowska, D. Georg, J. Izewska, J. Hopfgartner, W. Lechner, C. E. Andersen, A. R.
Beierholm, J. Helt-Hansen, H. Mizuno, A. Fukumura, K. Yajima, C. Gouldstone, P. Sharpe, A. Meghzifene, and H.
Palmans, “Detector to detector corrections: A comprehensive experimental study of detector specific correction
factors for beam output measurements for small radiotherapy beams,” Med. Phys., vol. 41, no. 7, p. 072103, Jul.
2014.
[3]
A. Ralston, M. Tyler, P. Liu, D. McKenzie, and N. Suchowerska, “Over-response of synthetic microDiamond detectors in small radiation fields,” Phys. Med. Biol., vol. 59, no. 19, pp. 5873–5881, Sep. 2014.
131
61
Theoretische Beschreibung der Sättigungskorrektur von Ionisationskammern in
gepulsten Strahlungsfeldern verschwindender Pulsdauer und beliebiger Pulsfrequenz
1
L. Karsch
1
TU Dresden - OncoRay, Dresden
Einleitung: Gas gefüllte Ionisationskammern sind die wichtigsten Strahlungsdetektoren in der Strahlentherapie. Die Rekombination der durch die Strahlung frei gesetzten Ladungsträger führt zu einer unvollständigen Ladungssammlung, das
in einem verringerten Dosismesswert resultiert. Für zwei Fälle existiert die quantitative Beschreibung und eine daraus
folgende Korrektion der Rekombinationseffekte: für kontinuierliche Bestrahlungen und für Strahlungsfelder mit kurzen
Einzelimpulsen, d.h. Pulse verschwindender Pulsdauer und so niedriger Wiederholungsrate, dass die Pulse sich bei der
Messung nicht gegenseitig beeinflussen. Diese beiden Fälle führen zu unterschiedlichen Abhängigkeiten der Sammlungseffizienz von der Kammerspannung. Damit ist auch eine experimentelle und theoretische Unterscheidungsmöglichkeit gegeben. In der vorgestellten Arbeit wird eine neue theoretische Beschreibung für Strahlen mit Pulsen verschwindender Pulsdauer aber beliebiger Pulswiederholrate entwickelt. Auf dieser Basis wird überprüft, inwieweit die Gültigkeit
der beiden bisher bekannten Korrektionen verallgemeinert werden kann.
Methode: Die Berechnung der Sättigungskorrektur wird in einer typischen Geometrie einer planparallelen Ionisationskammer ausgeführt. Die zeitliche Entwicklung der Verteilungen freier Ladungen in der Kammer wird zunächst für eine
Bestrahlung mit verschwindend kurzen Pulsen beliebiger Wiederholrate unter Vernachlässigung der Rekombination betrachtet. Diese ermittelten Ladungsverteilungen werden dann durch lineare Funktionen approximiert und damit die
rekombinierende Ladung näherungsweise berechnet. Mit diesen Näherungen werden dann die ersten Terme einer Reihenentwicklung der Sättigungskorrektion abgeleitet. Das Ergebnis ist eine komplizierte Formel, die zur besseren Handhabung vereinfacht wird.
Ergebnis: Es wurde eine Formel zur Beschreibung der Sättigungskorrektion von plan parallelen Ionisationskammern in
gepulsten Feldern mit beliebigen Pulsfrequenzen entwickelt, die die Berechnung der Sättigungskorrektion erlaubt. Diese
neue Formel enthält die beiden etablierten Beschreibungen der Bestrahlung mit Einzelimpulsen und der kontinuierlichen
Bestrahlung als Grenzfälle. Durch den Vergleich der Abhängigkeit der Rekombinationseffekte von der Kammerspannung
in der neuen Formel mit den unterschiedlichen Abhängigkeiten für die beiden bekannten Fälle war es möglich, den Gültigkeitsbereich für jede der drei Beschreibungen zu bestimmen.
Diskussion: Solange die Zeit zwischen zwei Strahlpulsen kürzer ist als ein Drittel der Ionensammelzeit der Kammer,
kann die Sättigungskorrektion sehr gut mit dem Formalismus der kontinuierlichen Bestrahlung beschrieben werden. Der
Formalismus der Bestrahlung mit einzelnen Pulsen gilt nur, wenn der Pulsabstand größer als das 0,8-fache der Sammelzeit ist. Für die restlichen Pulsabstände sollte die neue Formel verwendet werden. Auch wenn die Berechnung nur für
Parallelkammern ausgeführt wurde, sollte die abgeleitete Formel auch für zylindrische Ionisationskammern gültig sein,
indem ein effektiver Elektrodenabstand eingeführt wird.
Mit diesem Ergebnis kann der geeignete Formalismus der Sättigungskorrektur für jede beliebige Kombination von Ionisationskammer und Beschleuniger festgelegt werden. Das gilt insbesondere auch für neuartige Beschleuniger, beispielsweise Laserbeschleuniger, die vollkommen andere Zeitstrukturen des Strahles erzeugen als die konventionellen.
Die Arbeit wird vom BMBF (Nr. 03Z1N511) unterstützt.
132
Session 11 – Adaptive und bildgeführte Strahlentherapie I
Chairs: C. Bert (Erlangen), J. J. Wilkens (München)
62
Analyse der Tumorbewegung von Lungentumoren bei verschiedenen Atemvorgaben
1
2
2
3
1
1
1
2
G. Hürtgen , S. von Werder , C. Wilkmann , O. Winz , J. Klotz , N. Escobar-Corral , V. Flatten , C. Disselhorst-Klug ,
4
1
A. Stahl , M.J. Eble
1
Klinik für Radioonkologie und Strahlentherapie, Universitätsklinikum Aachen, Aachen
2
LuF Rehabilitations- & Präventionstechnik, Institut für Angewandte Medizintechnik, Universitätsklinikum Aachen, Aachen
3
Klinik für Nuklearmedizin, Universitätsklinikum Aachen, Aachen
4
III. Physikalisches Institut B, RWTH Aachen University, Aachen
Fragestellungen: Bei der Bestrahlung mittels Intensitätsmodulierter Strahlentherapie (IMRT) oder Stereotaxie (STX)
können hoch präzise Dosisverteilungen appliziert werden, die sehr genau auf das Zielvolumen angepasst sind. Bei Lungentumoren treten während der Bestrahlung jedoch Ungenauigkeiten durch die ateminduzierte Tumorbewegung auf.
Zum Ausgleich dieser Ungenauigkeiten kann die Tracking Technik genutzt werden, hier wird der Strahl oder der Tisch
entsprechend geregelt, sodass der Tumor sich stets im Isozentrum befindet und die Atembewegung ausgeglichen wird.
Daher ist bei der Bestrahlung mithilfe Tracking ist eine genaue Bestimmung der aktuellen Tumorposition nötig. Diese wird
in kommerziellen Systemen größtenteils durch implantierte Marker und mit zusätzlicher Durchleuchtung bestimmt [1][2].
Um die Tumorposition ohne zusätzliche Strahlenbelastung bestimmen zu können, wird ein Projekt in unserem Institut
durchgeführt, das einen Ansatz mit Beschleunigungssensoren verfolgt. Mit den Sensoren können Bewegungsparameter
der Atmung, wie Atemmodus (Brust- oder Bauchatmung), Atemzyklus (Inspiration oder Exspiration) sowie Atemtiefe (tief
oder flach) erfasst werden. Ziel ist es die Untersuchung des Einflusses der extern detektierten Atemparameter auf die
innere Tumorbewegung zu untersuchen.
Material und Methoden: Zur Erfassung der Atembewegung wurden tri-axiale Beschleunigungssensoren verwendet,
welche auf der Haut des Abdomen und Thorax platziert. Dabei wurde die Verkippung der Sensoren relativ zur Gravitationsrichtung detektiert und als Messgröße erfasst. Aus der Detektion der atembedingten Bewegung des Bauches und des
Thorax konnten Informationen über den Atemzyklus, die Atemtiefe und den Atemmodus gewonnen werden.
Zur synchronen Erfassung der Tumorbewegung wurde im Anschluss an die klinische Bildgebung mithilfe eines PET
Scanners die Tumortrajektorie aufgezeichnet. Dabei wurden verschiedene Messszenarien á 3 Minuten durchgeführt.
Zur Bildgebung wurde ein Philips Gemini TF 16 benutzt. Die aufgenommenen Signale wurden retrospektiv mithilfe eines
Atemsignals in 10 Phasen schwächungskorrigiert rekonstruiert. Es wurde ein von Philips mitgelieferter „framemode“ Algorithmus verwendet.
Zur Bestimmung des Tumorschwerpunktes wurden die Daten mithilfe des Behandlungsplanungssystems Pinnacle der
Firma Philips bearbeitet. Dabei wurden für jedes Messszenario auf jeder der zehn Phasen eine rekursive Konturierung
auf den PET Daten durchgeführt [3].Anschließend wurde jeweils ein Punkt mittig in der Kontur erzeugt welcher den
Schwerpunkt des Tumors wiedergibt. Aus den Punkten der einzelnen rekonstruierten Phasen wurde dann die Tumortrajektorie erstellt.
Die so rekonstruierten Tumortrajektorien der einzelnen Szenarien wurden anschließend mit den Daten der Sensoren
verglichen und die Differenzen zwischen den verschiedenen Szenarien analysiert.
Exemplarisch wurde die Analyse der Korrelation zwischen Atem und Tumorbewegung an einer Patientin mit einem primären Adenokarzinom des linken Oberlappens (cT2a, cN0, cM1b) welches nach der Chemotherapie eine Größe von ca. 1,8
cm hatte durchgeführt. In Anhang 1 ist die Tumorposition des analysierten Patienten in einem gemittelten CT-Bild dargestellt.
Ergebnisse & Diskussion: Zur Analyse des Einflusses der unterschiedlichen Atemvorgaben (Atemmodus und -tiefe) auf
die Tumorpositionen wurden die Sensorsignale den Tumorpositionen bei den verschiedenen Atemvorgaben gegenüber
gestellt (Anhang 2). In der oberen Hälfte ist die Auswertung der Sensordaten dargestellt. Die blauen Balken repräsentieren den Atemmodus, bei 0 % liegt eine reine Bauchatmung und bei 100 % eine reine Brustatmung vor. In grün sind die
Atemtiefen dargestellt, diese werden durch die Verkippung zur Erdbeschleunigung in g erfasst. Die mithilfe der PETDatensätzen rekonstruierten Tumorpositionen der verschiedenen Atemvorgaben sind im unteren Abschnitt gezeigt, wobei
gelb die medial-lateral, orange die anterior-posterior, und rot die superior-inferior Bewegung darstellt.
Durch die verschiedenen Atemvorgaben wurden unterschiedliche Atembewegungen induziert. Dabei ähnelt das freie
Atmen der flachen Brustatmung. Bei tiefer Bauchatmung wurde eine größere Varianz des Atemmodus und der Atemtiefe
im Vergleich zur tiefen und flachen Brustatmung, sowie zur freien Atmung festgestellt. Zusätzlich konnte die Patientin die
ihm vorgegebene Atemvorgabe zur Atemtiefe besser umsetzen als die Unterscheidung zwischen Bauch- und Brustatmung.
133
Die Veränderung der relativen Tumorposition ist vernachlässigbar in medial-lateral Richtung und am deutlichsten in
anterior-posterior Richtung. Die größte Veränderung zeigt sich zwischen freier Atmung und tiefer Bauchatmung. Dabei
verschiebt sich der Median der relativen Position des Tumors um 1.49 cm in anterior-posterior Richtung und um 0.42 cm
in superior-inferior Richtung. Da es sich um einen Tumor im Oberlappen handelt sind diese Ergebnisse konsistent zu
bisherigen Veröffentlichungen (vgl. [4]). Der Einfluss der Atemtiefe zeigt sich insbesondere im Vergleich zwischen tiefer
und flacher Brustatmung. Dabei verschiebt sich der Median der relativen Position des Tumors in anterior-posterior Richtung um 0.82 cm.
Zusammenfassung: Anhand des ausgewerteten Datensatzes ist zu erkennen, dass die Tumorbewegung in Abhängigkeit von den Atemvorgaben variiert. Insbesondere die Atemtiefe beeinflusst die Bewegung des Tumors in anteriorposterior Richtung. Zur weiteren Evaluierung des Zusammenhanges zwischen Tumorposition und Atembewegung werden weitere Daten von unterschiedlichen Patienten erhoben.
Das übergeordnete Ziel des Projektes ist es, mithilfe der gewonnenen Erkenntnisse über Korrelation zwischen Tumortrajektorien und Atembewegung, für zukünftige Trackingverfahren ohne zusätzliche Strahlung die aktuelle Tumorposition
bestimmen zu können
Danksagung: Diese Arbeit wird finanziert durch das Bundesministerium für Bildung und Forschung, KMU-innovativ, Förderkennzeichen: 13GW0060F.
Die Autoren bedanken sich bei den MTRAs Sandra Heselhaus und Joana van Kerkhoven für die tatkräftige Unterstützung
bei den Messungen.
Abb.1: Schnittebenen des gemittelten CT Datensatzes durch den Tumor.
134
Abb.2: Auswertung der Sensor und PET Daten. Aufgetragen ist der Atemmodus, die Atemtiefe und die drei Tumorbewegungsrichtungen in Abhängigkeit von den verschiedenen Szenarien.
Literatur
[1]
T. Depuydt, D. Verellen, O. Haas, T. Gevaert, N. Linthout, M. Duchateau, K. Tournel, T. Reynders, K. Leysen, M.
Hoogeman, G. Storme, and M. De Ridder. Geometric accuracy of a novel gimbals based radiation therapy tumor
tracking system. Radiotherapy and Oncology, 98(3):365–372, March 2011
[2]
W. Kilby, J.R. Dooley, G. Kuduvalli, S. Sayeh, and C.R. Maurer. The cyberknife robotic radiosurgery system in
2010. Technology in Cancer Research and Treatment, 9(5):433–452, October 2010
[3]
Q. C. Black, I. S. Grills, L. L. Kestin et al., “Defining a radiotherapy target with positron emission tomography,”
International Journal of Radiation Oncology Biology Physics, vol. 60, no. 4, pp. 1272–1282, 2004
[4]
Y. Seppenwoolde, H. Shirato, K. Kitamura, S. Shimizu, M. van Herk, J. V. Lebesque, and K. Miyasaka, “Precise
and real-time measurement of 3D tumor motion in lung due to breathing and heartbeat, measured during radiotherapy,” Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys. 534, 822–834 2002.
135
63
Genauigkeit und Grenzen der roboter-, gimbal- und MLC-basierten Radiochirurgie mit
Echtzeit-Bewegungskompensation
1
2
1,3
4
1
T. Sothmann , O. Blanck , R. Werner , K. Poels , T. Gauer
1
Universitätsklinikum Hamburg-Eppendorf, Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie, Hamburg
2
Saphir Radiochirurgie , Zentrum Norddeutschland, Güstrow
3
Universitätsklinikum Hamburg-Eppendorf, Institut für Computational Neuroscience, Hamburg
4
Universitätsklinikum Brüssel, Department Radiotherapy, Brüssel, Belgien
Fragestellungen: Untersucht wurden in einer Benchmark-Studie drei adaptive Tracking-Verfahren für die Radiochirurgie
bewegter Tumoren auf deren Genauigkeit und Grenzen: 1) das robotergestützte CyberKnife (Accuray, USA) mit 3DTracking (Synchrony), 2) das gimbal-basierte Vero (BrainLab, Deutschland) mit 2D-Tracking (ExacTrack) und 3) das
MLC-basiertes Tracking am TrueBeam (Varian, USA). Das Ziel dieser Arbeit war zum einen der Vergleich der Genauigkeit in der Dosisapplikation zwischen Vero (hohe Bildgebungsfrequenz und niedrigere Systemlatenz), CyberKnife (3DTracking für komplexe Tumorbewegungen) und MLC-Tracking am TrueBeam (bislang nicht klinisch eingesetzt) und zum
anderen die Analyse potentieller technischer Limitierungen und Grenzen dieser Systeme.
Material und Methoden: Zunächst wurden aus CyberKnife-Logfiles Tumortrajektorien von drei Leberbehandlungen extrahiert und mittels unabhängigem Ultraschall-Tracking verifiziert. Die zum großen Teil irregulären (vgl. Abbildung 1), 3060min langen Trajektorien mit mittleren Amplituden von 9mm in lateral (LAT), 8mm in cranial-caudal (CC) und 9mm in
anterior-posterior (AP) und mittleren Perioden von 3s, 4,5s und 5s wurden ohne und mit zusätzlicher Modifikation (z. B.
Baseline-Drift von 10mm pro 30min in LAT und CC) an eine 4D-Bewegungsplattform (Euromechanics, Deutschland)
übertragen. Dosismessungen erfolgten mittels eines (auf der Plattform positionierten) hochauflösenden Octavius
1000SRS Flächendetektors (PTW, Deutschland). Die Bestrahlungspläne der Patienten wurden unter Bewegung jeweils
am CyberKnife (1 Bild/30Sekunden), am Vero (1 Bild/Sekunde) und am TrueBeam (einmalige Synchronisation des MLC
mit der Tumortrajektorie zu Beginn der Bestrahlung) mit und ohne Tracking abgestrahlt und die Messresultate gegen
statische Referenzmessungen verglichen. Der Vergleich erfolgte anhand lokaler Dosisdifferenz (10%Dosisschwellenwert), lokalem Gamma-Index (Gamma-Evaluierung im PTV, 80%-Dosisschwellenwert) und PTV- bzw.
OAR-bezogener kumulativer Dosisflächenhistogramme. Durch Ausrichten der bewegten zur statischen Referenzmessung
mittels Abstandsquadratminimierung wurden Trackingbasierte Dosisverschiebungen bestimmt und korrigiert, um so abschließende Punktdosisvergleiche zur approximativen Quantifizierung der Dosisverschmierung durchführen zu können.
Ergebnisse: Die Analyse der CyberKnife-Trackinggenauigkeit ergab für eine Bewegung ohne Modifikation der Tumortrajektorie eine mittlere Gamma-Pass-Rate von 98±2% (1mm/1%). Nach einer Ausrichtung von durchschnittlich 0,5mm in
LAT- und 0,1mm in CC-Richtung betrug die mittlere Punktdosisabweichung 1,1±0,3%. Bei einer mit Baseline-Drift modifizierten Bewegung ergab sich eine mittlere Gamma-Pass-Rate von 75±34% (1mm/1%) und bei durchschnittlichen Ausrichtungen von 0,4mm in LAT und 0,4mm in CC eine mittlere Punktdosisabweichung von 1,8±0,9% (vgl. Abbildung 2
oben).
Die Vero Trackinggenauigkeit ergab für eine Bewegung ohne Modifikation der Tumortrajektorie eine mittlere GammaPass-Rate von 99±1% (1mm/1%). Nach einer Ausrichtung von durchschnittlich 0,2mm in LAT und 0,2mm in CC betrug
die mittlere Punktdosisabweichung 0,6±0,3%. Bei einer mit Baseline-Drift modifizierten Bewegung ergab sich eine mittlere
Gamma-Pass-Rate von 93±4% (1mm/1%) und bei durchschnittlichen Ausrichtungen von 0,8mm in LAT und 0,8mm in CC
eine mittlere Punktdosisabweichung von 1,1±0,4% (vgl. Abbildung 2 unten).
Ohne Tracking lag bei beiden Systemen die mittlere Gamma-Pass-Rate unter 50% (1mm/1%) und die durchschnittlichen
Dosisausrichtungen über 2mm.
Die Analyse der MLC-TrueBeam-Trackinggenauigkeit betrug für eine Bewegung ohne Modifikation der Tumortrajektorie
eine mittlere Gamma-Pass-Rate von 98±1% (1mm/1%). Nach einer Ausrichtung von durchschnittlich 0,1mm in LAT und
0,2mm in CC belief sich die mittlere Punktdosisabweichung auf 3,2±1,8%. Bei einer modifizierten Bewegung (Amplitude
der AP/CC-Bewegung mit dem Faktor 2 skaliert) ergab sich eine mittlere Gamma-Pass-Rate von 82±7% (1mm/1%) und
bei durchschnittlichen Ausrichtungen von 0,1mm in LAT und 0,3mm in CC eine mittlere Punktdosisabweichung von
5,6±2,7% (vgl. Abbildung 3). Ohne Tracking lag bei diesem System die mittlere Gamma-Pass-Rate unter 50% (1mm/1%)
und die durchschnittliche Dosisausrichtung in CC über 5mm.
Zusammenfassung: Das robotergestützte CyberKnife und das gimbal-basierte Vero-System sind in der Lage, reale Tumorbewegungen präzise nachzuverfolgen. Bei einer Modifikation der Bewegung durch Superposition eines BaselineDrifts kommt es bei beiden Systemen zu einer Verschlechterung der Genauigkeit, die beim CyberKnife aufgrund der niedrigeren Bildgebungsfrequenz signifikant stärker ausfällt. Das MLC-basierte Tracking am TrueBeam konnte mittels Synchronisation zwischen Lamellenbewegung und 4D-Bewegungsplattform umgesetzt werden. Aufgrund der Bauweise des
MLC konnten bislang allerdings nur 2D-Bewegungen (AP + CC oder AP + LAT) durch die Lamellen verfolgt werden. Bei
einer Modifikation der Bewegung mit größeren Bewegungsamplituden in AP- und CC-Richtung verschlechtert sich die
Genauigkeit der Tracking-Messung wesentlich.
136
Abb.1: Tumortrajektorie einer Leberbehandlung aus den CyberKnife-Logfiles. Dargestellt sind die Bewegungsrichtungen in LAT, CC
und AP.
Abb.2: Ergebnisse für eine Tracking-Messung am CyberKnife und am Vero (Bewegung: mit Baseline-Drift modifizierte Tumortrajektorie). Links: Absolute Dosisverteilungen der Messungen (oben CyberKnife, unten Vero). Eingezeichnet sind die Fläche des PTV und des
OAR. Rechts: Dosisflächenhistogramme für relative PTV- und OAR-Fläche (oben CyberKnife, unten Vero). Mithilfe der überlagerten
Strukturen konnten die innerhalb der jeweiligen Struktur befindlichen Dosiswerte ausgelesen und gegen die relative Fläche aufgetragen werden.
137
Abb.3: Ergebnis für Tracking-Messung am TrueBeam (Bewegung: modifizierte Tumortrajektorie, Amplitude von AP- und CC-Bewegung
mit dem Faktor 2 skaliert). Links: Absolute Dosisverteilung der Messung. Eingezeichnet sind die Fläche des PTV und des OAR.
Rechts: Dosisflächenhistogramm für relative PTV- und OAR-Fläche. Mithilfe der überlagerten Strukturen konnten die innerhalb der
jeweiligen Struktur befindlichen Dosiswerte ausgelesen und gegen die relative Fläche aufgetragen werden.
138
64
Geometric and dosimetric validation of dose distributions in a dynamic anthropomorphic
lung phantom using dosimetry gel
1
1
1
1
1
2
3
1
P. Mann , M. Witte , T. Moser , C. Lang , A. Runz , M. Berger , J. Biederer , C. Karger
1
German Cancer Research Center, Department of Medical Physics in Radiation Oncology, Heidelberg
2
German Cancer Research Center, Department of Medical Physics in Radiology, Heidelberg
3
University of Heidelberg, Department of Diagnostic and Interventional Radiology, Heidelberg
Introduction: Modern adaptive radiotherapy techniques (e.g. gating or tracking) have the potential of significant normal
tissue sparing [1]. Although several phantom settings have been developed [2, 3], the issue of validating these treatment
concepts under realistic conditions has not been satisfactorily solved yet as they do not reflect the anatomical complexity
of real patients. Especially, if fluoroscopic imaging shall be applied for motion monitoring of lung tumors, realistic images
are highly important. In this study, a dynamic ex-vivo porcine lung phantom [4] is applied in combination with 3D–gel
dosimetry [5] to measure the geometric and dosimetric accuracy of the dose distribution in case of irradiation in presence
of moving organs.
Material and methods: The dynamic ex-vivo porcine lung phantom consists of a post-mortem explanted porcine lung
within an artificial PMMA-thorax [4]. The inflation of the lung is achieved by applying an under pressure in the thorax. By
means of a silicon balloon simulating the diaphragm, it is possible to generate arbitrary breathing patterns. For experimental treatment plan verification, the PAGAT dosimetry gel was used. This gel consists of monomers, embedded within
a gelatin matrix, which start to polymerize after irradiation [5]. This polymerization process results in a dose-dependent
increase of the relaxation rate (R2=1/T2), which was evaluated by magnetic resonance imaging (MRI, 3T Biograph, Siemens, Germany) using a multi-spin echo sequence (32 equidistant echoes, TE=22.5 ms). Due to the high reactivity with
©
oxygen and other materials [6], the gel was stored inside a BAREX container which protects the gel from chemical reac©
tions [7]. The BAREX container was sewed to the mediastinum before incooperating the lung into the thorax of the phantom. For irradiation with 6 MV photons from a linear accelerator (Artiste, Siemens, Germany), a small spherical dose dis2
tribution (3 coplanar and equally–spaced 1x1 cm -fields), located completely within the gel container was planned and
©
administered under static conditions of the phantom. For the dose calibration of the gel, 8 BAREX containers were irradiated with known doses of 0 to 7 Gy.
Result: The calibration curve can be described by a mono-exponential function. Converting the R2-image by means of
this calibration curve into a dose image revealed a clearly visible focal dose distribution with steep gradients. Quantitative
comparison with the planned dose distribution showed a very good agreement: 93% of the evaluated points passed the
3D-gamma index criteria for 3mm/3%.
Summary: With this initial measurement under static conditions, the dynamic anthropomorphic lung phantom in combination with3D gel dosimetry was established as a new and promising tool to validate complex treatment techniques like
gating or tracking geometrically as well as dosimetrically. This experimental setting may also be used to validate dose
accumulation algorithms in treatment planning.
References
[1]
Glide-Hurst C K and Chetty I J 2014 J. Thorac. Dis. 6(4) p.303–318
[2]
Vedam S S, Keall P J, Kini V R, Mostafavi H, Shukla H P and Mohan R 2003 Phys. Med. Biol. 48(1) p.45–62
[3]
S Ceberg, A Karlsson, H Gustavsson, L Wittgren and S Å j Bäck 2008, Phys. Med. Biol. 53(20) N387-396.
[4]
Biederer J and Heller M 2003 Radiology 226(1) 250–5
[5]
Baldock C, De Deene Y, Doran S, Ibbott G, Jirasek A, Lepage M, McAuley K B, Oldham M and Schreiner L J
2010 Phys. Med. Biol. 55(5) R1–63
[6]
Mann P, Witte M, Armbruster S, Runz A, Lang C, Breithaupt M, Berger M, Biederer J, Karger CP and Moser T
2015 JPCS 012079(573) p.5–8
[7]
Baldock C, Hasler C D, Keevil S F, Greener A G, Billingham N C and Burford R P 1996 Med. Phys. 23 1490
139
65
Multimodales, anthropomorphes und deformierbares Beckenphantom zur Untersuchung
der Unsicherheiten bei MRT-geführter Strahlentherapie
1
1
1
1
1
1
1,2
N.I. Niebuhr , G. Echner , T. Güldaglar , W. Johnen , A. Pfaffenberger , A. Runz , O. Jäkel , S. Greilich
1
DKFZ, Medizinische Physik in der Strahlentherapie, Heidelberg
2
Heidelberg Ion-Beam Therapy Center, Heidelberg
1
Fragestellungen: Die Genauigkeit der Dosisapplizierung moderner Strahlentherapieverfahren ist beeinflusst durch einen
begrenzten Weichgewebekontrast und Organbewegungen. Durch Magnetresonanztomographie (MRT) geführte Strahlentherapie kann dazu beigetragen werden, diese Limitationen und damit Sicherheitssäume um das Zielvolumen zu reduzieren und adaptive Therapieplanung zu ermöglichen [1][2]. Um Unsicherheiten in MRT-geführter Therapieplanung und Behandlung anhand bekannter Materialien, Geometrien und Bewegungen untersuchen zu können, sind multimodale Phantome notwendig. Form und Materialien sollten dazu möglichst körperähnlich gestaltet sein. Deformierbare Organe und
der Einbau von Dosimetern sollten das Untersuchen von Bewegungs-bedingten Unsicherheiten in der Behandlung erlauben. Die Anwendbarkeit des Phantoms soll in einer fraktionierten Bestrahlungsreihe im klinischen Behandlungsablauf
einer derzeit laufenden Studie zur MRT-geführten Strahlentherapie überprüft werden.
Material und Methoden: Alle potentiellen Materialien wurden radiologisch (CT-Zahlen, Elektronendichte, effektive Ladungszahl) mit Hilfe eines Dual Energy Computer Tomographen (DECT) und anhand ihrer T1- und T2 RelaxationsEigenschaften im MRT charakterisiert. Anhand dieser Daten wurden entsprechend geeignete Materialien gewählt, bzw. in
ihren Konzentrationen angepasst.
Als Grundlage für Weichgewebesimulation dienen Agarosegele mit verschiedenen Salzzusätzen. Ein 3D Drucker erlaubt
den Bau anthropomorpher Strukturen aus Plexiglas-ähnlichem Kunststoff (VeroClear) und die Herstellung von Hohlorganen aus Silikon. Der Einsatz von optisch stimulierten Lumineszenz-Detektoren (OSLDs) soll Dosismessungen ermöglichen.
Ergebnisse: Der Beckenknochen wurde auf Grundlage von Patientendaten als Hohlform konstruiert und 3D gedruckt.
Zusätzliche hohe Strahlungsabschwächung am äußeren Teil des Knochens konnte mit Gips erzielt werden. Die Form
enthält eine Mischung aus Vaseline und Kalium, die sich als geeignet zur multimodalen Knochenmarks-Simulation gezeigt hat. Agarosegele wurden mit angepassten Konzentrationen von Natriumfluorid und einem Gadolinium-haltigen Kontrastmittel versetzt und erlauben so Weichgewebesimulation in MRT und CT. Die hohlen deformierbaren Silikon-Organe
wurden für Blase, Rektum und Prostata angepasst, sodass sie zudem Marker und OSL-Detektoren auf der Oberfläche
zur Durchführung von Registrierungsvalidierung und Dosismessungen tragen. Luftgefüllte Bereiche im Rektum erlauben
das Untersuchen von Suszeptibilitäts-Artefakten im MRT. Öl ermöglicht die Simulation von intraabdominalem und subkutanem Fett und eine freie Beweglichkeit der Organe im Inneren.
Ein Prototyp des Phantoms ist in Abb. 1 dargestellt. Abb. 2 zeigt einen exemplarischen CT-Scan mit Variation des Blasen-Volumens und resultierender Deformierung und Verschiebung der Prostata.
Zusammenfassung: Ein multimodales Phantom mit deformierbaren Organen wurde entwickelt, wobei Form und Materialien denen des menschlichen Beckens angepasst werden konnten. Im Gegensatz zu Patienten-Daten liefert das entwickelte Phantom bekannte Geometrien und (homogene) Gewebe, kontrollierbare und reproduzierbare Bewegungen und
ermöglicht Dosismessungen an Ziel- und Risikoorganen. Das entwickelte Phantom kann zudem dazu dienen Registrierungsalgorithmen zu validieren, Verzeichnungen zu messen und den Behandlungsablauf zu verbessern.
Abb.1: Phantom-Prototyp. Links: Ansicht von oben ohne Fett. Rechts: Komplettansicht. M: Muskel-Gel, F: intraabdominales Fett, B:
Blase mit Wasser gefüllt, R: Rektum, K: 3D gedruckter Knochen, S: Spritze zur Variation des Wasservolumens in der Blase.
140
Abb.2: Phantom-CT-Scan mit einer üblichen Prostata-Planungs-Sequenz bei 120kV Röhrenspannung, coronare (a) und sagittale (b)
Ansicht. In Grauwerten (HU) dargestellt: Phantom mit wenig Blasenfüllung. Rot: Verschiebung der Organe durch Erhöhen des Blasenvolumens. M: Muskel-Gel, F: intraabdominales/ subkutanes Fett, B: Blase mit Wasser gefüllt, R: Rektum, P: Prostata, K: Knochen mit
Knochenmarksfüllung.
Literatur
[1]
Lagendijk J J W, Raaymakers B W, Van den Berg C A T, Moerland M A, Philippens M E, van
Vulpen M, “MR
guidance in radiotherapy”, Phys. Med. Biol. 59 (2014) R349–R369
[2]
Jaffray D A, Carlone M, Menard C, Breen S, “Image-guided Radiation Therapy: Emergence of MR-Guided Radiation Treatment (MRgRT) Systems”, Proc. SPIE 7622, Medical Imaging 2010: Physics of Medical Imaging, 762202
(2010)
141
Session 12 – Bestrahlungsplanung I
Chairs: U. Wolf (Leipzig), P. Geyer (Dresden)
66
Einführungsvortrag – Bestrahlungsplanung
1
U. Wolf ,
1
Universitätsklinikum Leipzig, Klinik für Strahlentherapie, Leipzig
Bestrahlungsplanung – darunter versteht man im Allgemeinen den gesamten Prozess der Übertragung des vom Arzt
formulierten verbal-anatomischen Konzeptes für eine Strahlenbehandlung in ein physikalisch-geometrisches, welches
dann als eindeutige Patientenpositionier- und Geräteeinstellanweisung für das Bestrahlungsgerät am Patienten realisiert
werden kann. Dabei kann man prinzipiell 2 Teilprozesse unterscheiden: die medizinische und die physikalische Bestrahlungsplanung.
Die medizinische Bestrahlungsplanung umfasst in Abhängigkeit von Art und Stadium der Erkrankung und vom Behandlungsziel die Festlegung der Gesamtdosis und des Fraktionierungsschemas, die Definition der Zielvolumina (GTV, CTV,
ITV, PTV) und der Risikoorgane (OAR) – üblicherweise als Schar von Konturen im eigens für diesen Zweck angefertigten
CT-Bilddatensatz. In der physikalischen Bestrahlungsplanung erfolgt die Festlegung der Bestrahlungstechnik und deren
Parameter (Strahlenart und -energie, Anzahl der Strahlenfelder, Feldgrößen und -formen, Einstrahlwinkel bzw. Winkelbereiche, Monitorvorwahlen usw.) auf der Basis einer Dosisvorausberechnung am digitalen Patientenmodell, gewonnen aus
dem gleichen CT-Datensatz.
Beide Teilprozesse haben in den letzten Jahren eine dramatische Entwicklung erfahren, getrieben und flankiert durch
wissenschaftlichen und technischen Fortschritt auf dem Gebiet der Medizin, der medizinischen Physik und Technik und
der Computertechnologie. Die Bestrahlungsplanung erfolgt heute zum allergrößten Teil CT-gestützt, wobei ein Schichtabstand von 3 mm oder kleiner, die Registrierung der CT-Daten mit Informationen anderer bildgebender Verfahren (MRI,
PET), die Verfügbarkeit von modernen Konturierungswerkzeugen bis hin zu automatischen Segmentierungsverfahren
mittlerweile zum Standard gehören. Zu letzteren zählen neben einfachem Region Growing auch so genannte atlasbasierte Methoden, die in der Lage sind, in bestimmten Körperregionen (z.B. ZNS, HNO-Bereich, Becken) eine Reihe von Organen und Geweben mit Hilfe digital hinterlegter anatomischer Atlanten automatisch zu segmentieren. Dreidimensionale
Darstellung, Volumenbestimmung, Mengenoperationen mit den konturierten Volumina sowie das Generieren von Sicherheitssäumen gehören zu den Grundfunktionen, die aktuelle Software für die Bestrahlungsplanung bietet. Neben der rigiden Fusion halten zunehmend auch elastische Registrierungsverfahren Einzug in die klinische Praxis.
Für die Erzeugung und Modifizierung der Feldgeometrie in der physikalischen Bestrahlungsplanung steht heute ebenfalls
eine Reihe von interaktiven Werkzeugen zur Verfügung, die den Planer bei der Optimierung der Feldkonfiguration unterstützen. Eine Schlüsselstellung kommt dabei dem Beam´s Eye View zu, der seit mehr als 2 Jahrzehnten zu den wichtigsten Tools der 3D-Bestrahlungsplanung zählt. Bibliotheken mit typischen Bestrahlungstechniken zusammen mit automatischer Anpassung der Blendenkonturen an die Zielvolumina ermöglichen so eine hohe Effizienz bei der Erzeugung von
individuellen Bestrahlungsplänen.
Auf dem Gebiet der Dosisberechnung für Photonenfelder haben sich Kernel-basierte Methoden durchgesetzt, wobei sicher das als Collapsed Cone bekannte Superpositionsverfahren von Punktkernen, die den Energietransport in diskrete
Richtungen vom Ort der primären Photonenwechselwirkung beschreiben, die größte Verbreitung gefunden hat. Vereinzelt
kommen auch speziell auf die Gegebenheiten der Strahlentherapie zugeschnittene Monte-Carlo-Codes zum Einsatz. All
diese Methoden sind in der Lage auch für Regionen mit großen Dichteinhomogenitäten und für kleine Felder, also in Bereichen ohne Sekundärteilchengleichgewicht, Dosis mit ausreichender Präzision zu berechnen.
In der inverse Planung für den Einsatz von intensitätsmodulierten Techniken, die mittlerweile für nahezu die Hälfte der
Patienten zum Einsatz kommen [1], dominieren mittlerweile die stochastischen Verfahren, die als DAO (Direct Aperture
Optimization) bekannt geworden sind, gegenüber den klassischen Fluenzoptimierungsalgorithmen mit anschließender
Segmentierung bzw. Lamellenweg-Berechnung. Neben ihrer Eignung für die Optimierung der modernen VMATTechniken begründet v.a. die aufgrund geringerer Segmentzahl kürzere Bestrahlungszeit ihre Attraktivität.
142
Aktuelle Entwicklungen in der Bestrahlungsplanung fokussieren sich auf die Automatisierung von Teilprozessen (AutoKonturierung, Auto-Planning), auf die Unterstützung des Planers bei der Auswahl des für den jeweiligen Patienten besten
optimierten Planes aus der Schar möglicher Lösungen (Knowledge Based Planning, Pareto-Optimierung oder
Multicriterial Optimisation) und auf eine Beschleunigung von Dosisberechnung und Optimierung für IMRT/VMATTechniken. Gerade Letzteres ist Voraussetzung für die so genannte Adaptive Strahlentherapie, die zukünftig durch (nahezu) Echtzeit-Reoptimierung auf der Basis von Bildgebung am Bestrahlungsgerät einen „Plan of the Day“ zu applizieren
gestatten soll. Die Auslagerung von parallelisierbaren Rechenoperationen auf entsprechende Hardware (Grafikprozessoren mit mehreren Tausend Recheneinheiten) ermöglicht heute schon Prozesszeiten für Optimierung und
Dosisberechnung im Bereich von deutlich unter einer Minute.
Literatur
[1]
Frenzel, T., Krüll A., Strahlenther Onkol. 2015. DOI: 10.1007/s00066-015-0832-4
143
67
Ganzkörperbestrahlungen mit TomoDirectTM – Einfluss verschiedener Planparameter
auf die Planqualität
1
2
H. Salz , B. Bohrisch
1
Universitätsklinikum Jena, Klinik für Strahlentherapie, Jena
2
Klinikum St. Georg, Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie, Leipzig
Einleitung und Zielstellung: Die Verwendung der IMRT für Ganzkörperbestrahlungen (TBI) ermöglicht erheblich verbesserte Dosiserfassungen des Zielvolumens (ZV), spezifische Dosisverordnungen für einzelne Organe sowie einen
TM
höheren Patientenkomfort gegenüber diversen konventionellen Methoden. Mit TomoDirect erfolgt die Ganzkörperbestrahlung mit mehreren festen Einstrahlrichtungen, während sich der Bestrahlungstisch kontinuierlich weiterbewegt.
TM
Auch nach der erfolgten Etablierung der TBI mit TomoDirect stellt sich die Frage nach weiteren Möglichkeiten der Optimierung der Methode im Sinne der Sicherheit und der Qualität der Bestrahlungspläne. Hierfür wurden folgende Fragestellungen exemplarisch an Patientendatensätzen untersucht:
(1) Das Zielvolumen („total body“) endet derzeit 5mm unter der Oberfläche. Würde eine Ausdehnung des Zielvolumens
bis an die Oberfläche oder über diese hinaus die Sicherheit hinsichtlich möglicher Fehllagerungen erhöhen?
(2) Welchen Einfluss hat die Wahl der Einstrahlrichtungen auf die Qualität des Planes?
(3) Lässt sich durch geeignete Wahl von Feldlänge in y-Richtung (1cm, 2.5cm und 5cm), relativer Tischvorschub (pitch),
und Modulationsfaktor die Dosisverteilung weiter verbessern?
®
Materialien und Methoden: Ganzkörperbestrahlungen erfolgen in unserer Klinik routinemäßig an einem Tomotherapie TM
TM
Bestrahlunsgerät TomoHD mit TomoDirect . Hierbei werden bis zu zwölf feststehenden Einstrahlrichtungen verwenTM
det. Die mit TomoDirect mögliche Feldverbreiterung von bis zu 5 Lamellen über das Zielvolumen hinaus wird standardmäßig genutzt.
Bei einer verordneten Solldosis von 12 Gy (Lungen 8 Gy) werden folgende Plankriterien verwendet:
„Total body“ (bis 5mm unter Haut):
D98 >90% (10,8Gy), D2 <110% (13,2Gy)
Innere Lungen (10mm Saum zu Rippen):
Augen:
D50<75% (9,0Gy), D90>8Gy
Dmax <105% (12,6Gy)
Rückenmark
Dmax <110% (13,2Gy)
®
Die Konturierungen erfolgen in Oncentra (Elekta AB), die anschließende Bestrahlungsplanung an einer Tomotherapie Planungsstation. Aufgrund des limitierten Bestrahlungsweges (abhängig von der Tischhöhe, ca. 140cm) sind in der Regel
zwei Pläne, je ein „head first“ (HF) und „feet first“ (FF) nötig, die über einen Überlappungsbereich dosimetrisch verbunden
werden.
Ergebnisse:
Ausdehnung des Zielvolumens: Endet das ZV etwa 5mm unter der Oberfläche (OFL), so werden ZV und Haut adäquat
bestrahlt (Abb.1 links). Reicht das eingezeichnete Zielvolumen bis an die Oberfläche oder gar über diese hinaus, so entsteht die Gefahr einer Überdosierung (Abb. 1, Mitte und rechts).
144
Abb. 1: Ergebnisse nach inverser Planung mit unterschiedlichen Abständen ZV-OFL. Links: ZV 5mm unterhalb OFL, Mitte: ZV bis an
OFL; rechts: ZV 5mm über OFL hinaus. Isodosislinien: rot 14Gy, orange 13Gy, grün 11-12Gy, hellblau 10Gy etc.
Eine Ausdehnung des Zielvolumens bis an die Oberfläche oder über diese hinaus kann zu Überdosierungen insbesondere bei Fehlpositionierungen führen. Eine höhere Robustheit gegenüber Fehlpositionierungen ist dadurch nicht gegeben.
Einfluss der gewählten Einstrahlrichtungen:
1
2
3
4
5
6
7
8
Abb. 2. Untersuchte Feldanordnungen (je 12 Felder). Die kurzen Linien symbolisieren die Einstrahlrichtungen. In der klinischen Routine
wird die erste Anordnung verwendet.
Die untersuchten Feldanordnungen sind in Abb. 2 dargestellt, die Ergebnisse der head-first-Pläne zeigt Tabelle1.
Felder
HI
lt. Abb.2
D98 [Gy]
D2 [Gy]
(D2-D98)/D50
1
11.49
12.98
0.120
2
11.27
13.09
0.146
3
11.46
13.16
0.136
4
11.47
13.09
0.130
5
6.26
17.80
0.861
6
11.57
13.06
0.119
7
11.35
12.95
0.129
8
11.31
13.18
0.150
Tab. 1: Ergebnisse der „head first“ - Pläne für einen CT-Datensatz. Die verordnete Dosis beträgt 12 Gy (Lungen 8Gy).
Es fällt auf, dass von den untersuchten Feldanordnungen Nr. 5 (Felder nur von ventral + lateral) zu deutlich schlechteren
Ergebnissen führt. Die übrigen Feldanordnungen zeigen zwar untereinander kleine Unterschiede, führen aber alle zu
hinreichenden Ergebnissen.
Einfluss von Feldlänge, pitch/relativem Tischvorschub und Modulationsfaktor: Tabelle 2 zeigt die Änderung der
Dosiserfassung und Bestrahlungszeit (für 3Gy Einzeldosis) bei unterschiedlichen Modulationsfaktoren (soll und ist), yFeldlänge und pitch. Abbildung 3 zeigt Beispiel-DVHs bei unterschiedlichen MF. Zu erkennen sind:
Modulationsfaktor: verbessert oberhalb von 1,5 (Sollwert) die Dosiserfassung (D98) nicht mehr, führt aber zu einer Verlängerung der Bestrahlungszeit.
Feldlänge: beeinflusst die Bestrahlungszeit erheblich, die Dosiserfassung hingegen kaum.
pitch: Zwischen pitch 0,25 und 0,5 (Maximum) bestehen keine nennenswerten Unterschiede.
145
MF soll
MF ist
fw
[cm]
pitch
tr. time
[min]
D98
[Gy]
D2
[Gy]
D50
[Gy]
HI
(D2-D98)/D50
1,25
1,50
1,75
2,00
2,50
3,00
5,00
1,44
1,72
1,99
2,26
2,81
3,36
5,58
2,50
2,50
2,50
2,50
2,50
2,50
2,50
0,25
0,25
0,25
0,25
0,25
0,25
0,25
40,8
45,7
53,0
60,3
74,7
89,0
147,0
11,0
11,5
11,6
11,6
11,5
11,6
11,5
12,7
13,0
13,0
13,0
12,9
13,0
12,9
12,28
12,35
12,36
12,36
12,36
12,38
12,38
0,134
0,121
0,113
0,113
0,113
0,113
0,113
1,50
1,50
1,72
1,72
2,50
2,50
0,25
0,50
45,7
45,8
11,5
11,5
13,0
13,0
12,35
12,30
0,121
0,122
1,50
1,50
1,72
1,71
2,50
5,00
0,25
0,50
45,7
24,0
11,5
11,5
13,0
13,0
12,35
12,33
0,121
0,122
Tab. 2: Ergebnisse bei unterschiedlichen Planparametern eines „head first“ - Planes, hier am Beispiel eines männlichen Patienten
(Größe 1,72m; BMI 22.5kg/m²).
Abb. 3: Einfluss des Soll-Modulationsfaktors (1.25 – 1.5 – 1.75) auf die Dosis-Volumen-Histogramme des Zielvolumens (um 12Gy) und
der Lungen (linke und rechte Lungenhälfte) für einen Patienten mit hohem BMI (Körpergröße 1,74m; BMI=28,1 kg/m²).
TM
Diskussion und Zusammenfassung: Die vorgestellten Untersuchungen mit TomoDirect zeigen einige interessante
Ergebnisse, die so aufgrund unserer bisherigen Erfahrungen mit der helikalen Tomotherapie für Nicht-TBI-Anwendungen
nicht zu erwarten waren. Generell gilt, dass hochwertige Bestrahlungspläne mit verschiedenen Feldanordnungen und
Planungsparametern möglich sind. Die Einflüsse von Feldlänge, Modulationsfaktor (oberhalb 1,5) und pitch auf die
Dosisverteilung sind aber überraschend gering, lediglich der Einfluss auf die Bestrahlungszeit ist deutlich erkennbar. Eine
künstliche Ausdehnung des Zielvolumens bis an die Haut oder darüber hinaus erhöht zudem nicht die Robustheit des
TM
Planes. Diese ist aber aufgrund der Möglichkeit der Feldvergrößerung mit TomoDirect über das definierte ZV hinaus
bereits hinreichend hoch.
Mit der Wahl geeigneter Standard-Parameter wird für verschiedene Patientengeometrien eine vergleichbar hohe Planqualität erreicht. Die Verwendung von „templates“ und einheitlichen Abläufen macht das Verfahren darüber hinaus robust
gegenüber prozessualen Fehlereinflüssen.
Literatur
TM
[1]
Salz, H. et al.: Intensity-modulated Total Body Irradiation (TBI) with TomoDirect . Radiation Oncology 10 (2015),
58
146
68
Non-koplanare IMRT – Winkelabhängigkeiten bei gestreckten eingebetteten
Risikoorganen
1
K. Bratengeier
1
Uniklinik Würzburg, Strahlentherapie, Würzburg
Fragestellungen: Die Suche nach optimalen non-koplanaren Feldanordnungen stößt auf Schwierigkeiten: Lineare Optimierungsverfahren führen nicht eindeutig zum Ziel und kombinatorische Ansätze ziehen bei vielen Feldern eine schwer
zu bewältigenden Menge zu prüfender Feldkombinationen nach sich. Gerade bei konkaven Zielvolumina hat sich jedoch
eine größere Anzahl von Feldern als günstig erwiesen [1]. Daher werden statt Optimierung und Kombinatorik in dieser
Arbeit vielversprechende Feldkombinationen analysiert, indem sie systematisch gegenüber einer Anordnung aus Zielvolumen und eingebettetem gestrecktem Risikoorgan rotiert werden.
Material und Methoden: Folgende äquidistante Feldanordnungen wurden untersucht: koplanar, komplanar mit orthogonalem non-koplanarem Feld, Felder in zwei orthogonalen Ebenen, sowie quasi-isotrop. Feldzahlen von 9 bzw. 10 sowie
15 bzw. 16 wurden eingesetzt. Die Anordnungen wurden jeweils kleinschrittig um alle drei Raumachsen rotiert. Mit
Pinnacle3D™ wurden die Fluenzen optimiert. Die gewichtete Summe der quadratischen Abweichung von Dosisvorgaben
für Zielvolumen (PTV) und Risikoorgan (OAR) wurde bestimmt (composite objective value COV) und als Qualitätsindikator verwendet. Als Testobjekt wurde ein OAR-Zylinder gewählt, der eine PTV-Kugel zentral durchdringt.
Ergebnisse: COV variiert bei 9-10 non-koplanaren Feldern um einen Faktor von 3,3 bis 5,1 zwischen bestem (kleinstem)
und schlechtestem (größtem) Wert, während bereits bei 15-16 Feldern nur noch um 1,7 bis 1,8 zwischen dem besten und
dem schlechtesten Wert liegt. Die Richtungsabhängigkeit aller Techniken lässt also bei zunehmender Feldzahl erheblich
nach. Der beste Wert bei geringerer Feldzahl erreicht gerade die Mitte zwischen bestem und schlechtestem Wert für die
Anordnungen mit hoher Feldzahl. Wird eine koplanare Technik durch eine mit orthogonalem Feld ersetzt, verbessert sich
die Planqualität für geringe Feldzahl um einen Faktor 1,4 bis 1,7, bei hoher Feldzahl um 1,2 bis 1,3 über fast den gesamten variierten Winkelbereich. Eine Ausnahme stellt die Situation dar, dass das zusätzliche Feld die OAR-Längsachse trifft.
Dann verbessert sich der Plan um bis zu 4,7 bzw. 2,2.
Zusammenfassung: Die gewählte PTV-OAR-Anordnung besitzt die markante Eigenschaft, dass bei einer bestimmten
non-koplanaren Einstrahlrichtung das Feld das PTV vollständig erfassen kann, ohne das OAR mit Primärstrahlung zu
belegen. Bei geringeren Feldzahlen (9-10) bekommt diese Vorzugsrichtung eine besondere Bedeutung für die Planqualität (vgl. Abb. 1 rechts, Winkel um 0°). Diese Bedeutung sinkt jedoch bei einer größeren Feldanzahl (15-16). Möglicherweise kann bei einer ausreichenden Feldzahl >= 15 regelmäßig angeordneter Felder in non-koplanarer Technik in der
täglichen Praxis auf eine aufwändige Feldwinkeloptimierung verzichtet werden. Untersuchungen an komplexeren und
Patienten-näheren Fällen sind in Vorbereitung.
Abb.1: Winkelabhängigkeit der Planqualität (COV) für koplanare Technik (links) und dieselbe Technik mit zusätzlichem orthogonalen
Feld (rechts)
Feldzahl:offene Symbole: 9 bzw. 9+1 gefüllte Symbole: 15 bzw. 15+1
Kreis: ein Feld aus Ring der äquidistanten Felder strahlt bei 90°-gedrehter Anordnung entlang der OAR-Achse.
147
Viereck: OAR-Achse liegt bei 90°zwischen zwei Feldachsen (nächstgelegene Feldachse 10° gegen OAR-Achse geneigt.
Dreieck: Feldachse um 5° gegen OAR-Achse geneigt.
Literatur
[1]
Bratengeier, K., Seubert, B., Holubyev, K., Schachner, H.: Considerations on IMRT for quasi-isotropic noncoplanar irradiation, PMB 57 (2012), 7303-15
148
69
Vergleich unterschiedlicher Bestrahlungstechniken mit simultan-integriertem Boost (SIB)
bei Mammakarzinom
1
2
1
2
2
A. Babalik , U. Wonneberger , M. Buchgeister , P. Feyer , K. Vaupel
1
Beuth Hochschule für Technik, Berlin
2
Vivantes MVZ Neukölln, Strahlentherapie, Berlin
Einleitung: Die konventionelle Stehfeldbestrahlung wird zunehmend durch intensitätsmodulierte Bestrahlungstechniken
ersetzt. Gleichzeitig angewendete integrierte Dosiskonzepte stellen eine besondere Herausforderung dar, um die Zielvolumina adäquat zu erfassen und die Risikoorgane zu schonen. Ziel dieser Arbeit ist es unterschiedliche Bestrahlungstechniken mit simultan-integriertem Boost (SIB) bei Radiotherapie des Mammakarzinoms zu vergleichen.
Material und Methoden: Für folgende vier Bestrahlungstechniken wurden zehn Pläne für jeweils fünf Patientinnen mit
linksseitigem und fünf mit rechtsseitigem Mammakarzinom erstellt: Eine 3D-konformale Technik (3D-CRT) mit drei Photonenfeldern für das gesamte Zielvolumen sowie weiteren drei Photonenfeldern für das Boostvolumen. Eine intensitätsmodulierte Bestrahlungstechnik (IMRT) mit sieben Feldern, bei der die Felder entsprechend der Abb. 1 angelegt werden.
Abb. 1: Einstrahlrichtungen bei der IMRT
Eine volumenmodulierte Rotationsbestrahlung (VMAT) mit zwei Rotationen (Winkelbereich jeweils 220°-240°). Eine
Kombination aus 3D-CRT für die ganze Brust sowie einer VMAT zur Abdeckung des Boostvolumens (Kombitechnik). Die
Bestrahlungsplanung erfolgte am Planungssystem Eclipse Version 11.1 der Firma Varian Medical Systems, die Bestrahlung am Linearbeschleuniger TrueBeam 2.0 (Varian Medical Systems). Das verwendete Dosiskonzept sieht 28 Fraktionen mit einer Einzeldosis von 1,8 Gy für das PTV Mamma und 2,1 Gy für das PTV Boost vor. Planvergleichskriterien
waren Konformität [1] gegeben durch
und Homogenität [2] gegeben durch
wobei D0 die verordnete Dosis für das jeweilige PTV darstellt. Zum Vergleich gehören zusätzlich noch die Risikoorgandosen sowie die Bestrahlzeit.
149
Abb. 2: Schematische Darstellung der Volumina zur Berechnung des newCI
Ergebnisse:Die IMRT im PTV Mamma erzielt mit 0,87 ± 0,02 die höchste Konformität (s. Tab. 1) sowie die beste Homogenität (0,16 ± 0,01). Im PTV Boost erreichen die Kombitechnik mit 0,66 ± 0,06 und VMAT mit 0,65 ± 0,04 die beste Konformität. Die V20Gy der ipsilateralen Lunge fällt mit der 3D-CRT mit (14,4 ± 0,04) % und der Kombitechnik mit (14,2 ± 1,6)
% geringer aus als mit der IMRT mit (19,8 ± 2,5) % oder VMAT mit (28,8 ± 2,8) %. Die VMAT erreicht bei der V30Gy ebenfalls den höchsten Wert (s. Tab. 2). Die mittlere Herzdosis fällt mit der 3D-CRT mit (1,9 ± 0,7) Gy und der Kombitechnik
mit (2,1 ± 0,7) Gy am geringsten aus. Im Hinblick auf die V5Gy der kontralateralen Brust gibt es deutliche Unterschiede
zwischen der IMRT mit (0,6 ± 0,3) % und VMAT mit (6,1 ± 1,8) %. Bezüglich der Bestrahlungszeit benötigt die IMRT mit
(8,4 ± 0,3) min deutlich länger als die anderen Techniken.
Durchschnittliche Bestrahlzeit [min]
3D-CRT
Kombitechnik
IMRT
VMAT
[WERT]±0,
1
[WERT]±0, [WERT]±0,
1
0
[WERT]±0,
1
Abb. 3: Durchschnittliche Bestrahlungszeiten der einzelnen Bestrahlungstechniken bei vier Patientinnen
Zusammenfassung: Die Kombitechnik überzeugt aufgrund der hohen Konformität und zugleich der geringen Bestrahlungszeit. Die IMRT benötigt im Mittel drei- bis viermal mehr Zeit für eine einzelne Bestrahlung, weshalb sie für weniger
mobile Patientinnen ungeeignet wäre. Insgesamt belastet die VMAT unnötig mehr Normalgewebe und bei der reinen 3DCRT ist eine Überdosierung des Volumens außerhalb des Boostvolumens zu beobachten.
3D-CRT
IMRT
PTV Mamma
0,70
± 0,02
3D-CRT+VMAT
p-Wert
0,87
0,76
± 0,02 ± 0,02
0,70 ± 0,02
<0,01
PTV Boost
0,33
± 0,02
0,61
0,65
± 0,04 ± 0,04
0,66 ± 0,06
<0,01
PTV Mamma
0,26
± 0,02
0,16
0,21
± 0,01 ± 0,01
0,19 ± 0,01
<0,01
PTV Boost
0,07
± 0,01
0,06
0,12
± 0,01 ± 0,02
0,06 ± 0,01
<0,01
newCI
mHI
VMAT
Tab. 1: Auswertung in Hinblick auf den newCI und mHI der vier Bestrahlungstechniken
150
3D-CRT
IMRT
VMAT
3D-CRT+VMAT
p-Wert
Body
V5Gy [%]
V10Gy [%]
9,3 ± 0,7
7,0 ± 0,7
20,6 ± 1,8 30,1 ± 2,2
12,5 ± 1,3 17,4 ± 1,4
9,4 ± 0,7
7,0 ± 0,7
<0,01
<0,01
V20Gy [%]
5,2 ± 0,6
6,8 ± 0,7
8,5 ± 0,7
5,1 ± 0,6
<0,01
V40Gy [%]
2,9 ± 0,3
1,6 ± 0,2
2,2 ± 0,2
2,8 ± 0,3
<0,01
ipsilaterale Lunge
V20Gy [%]
14,4 ± 1,4 19,8 ± 2,5 28,8 ± 2,8
14,2 ± 1,6
<0,01
V30Gy [%]
10,7 ± 1,1 11,3 ± 1,8 15,7 ± 1,4
10,5 ± 1,2
0,056
1,9 ± 0,7
2,9 ± 0,5
3,6 ± 0,4
2,1 ± 0,7
<0,01
2,5 ± 1,0
0,6 ± 0,3
6,1 ± 1,8
1,5 ± 0,8
0,013
Herz
Dmean [Gy]
kontralat. Mamma
V5Gy [%]
Tab. 2: Auswertung in Hinblick auf die Dosisbelastung der vier Bestrahlungstechniken
Literatur
[1]
I. Paddick, „A simple scoring ratio to index the conformity of radiosurgical treatment plans“, J. Neurosurg., Bd. 93
Suppl 3, S. 219–222, Dez. 2000.
[2]
Y. Ge und B. A. Faddegon, „Study of intensity-modulated photon-electron radiation therapy using digital
phantoms“, Phys. Med. Biol., Bd. 56, Nr. 20, S. 6693–6708, Okt. 2011.
151
70
Bestrahlungszeiten bei der mARC-Technik – ein Überblick über Operationslimits und
Planparameter
1
1
1
1
Y. Dzierma , F. Nuesken , N. Licht , C. Rübe
1
Universitätsklinikum des Saarlandes, Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie, Homburg/Saar
Fragestellungen: Die von Siemens eingeführte Rotations-IMRT-Technik mARC unterscheidet sich von herkömmlichen
Rotationsbestrahlungstechniken (VMAT, RapidArc) darin, dass die Strahlung nur innerhalb definierter kurzer Winkelbereiche („Arclets“) um die Optimierungs-Punkte herum eingeschaltet wird. Zwischen den Arclets bewegt sich der MultiLamellen-Kollimator (MLC) in die nächste Konfiguration; die Gantry rotiert während und zwischen den Arclets kontinuierlich [1-2].
Aufgrund dieser sog. „Burst-Mode“-Bestrahlung wird allgemein angenommen, dass die mARC-Technik längere Bestrahlungszeiten benötigt als VMAT/RapidArc-Bestrahlungen, welche die komplette Gantry-Rotation für die Bestrahlung mit
bewegtem MLC nutzen können. Erste Studien haben Bestrahlungszeiten von ca. 2-3 Minuten für eine mARC-Rotation mit
ausgleichsfilter-freier (FFF) Energie und von ca. 3-5 Minuten bei flacher Photonenenergie gezeigt, allerdings abhängig
von der gewählten Arclet-Zahl und dem verwendeten Planungssystem [3-6]. Um die Bestrahlungszeiten und damit die
Effizienz der beiden Techniken vergleichen zu können, ist es deshalb erforderlich, die technischen Limits in der mARCBestrahlungszeit in Abhängigkeit von den gewählten Planparametern (aber unabhängig vom Planungssystem) zu untersuchen.
Ziel der vorliegenden Arbeit ist es daher, die Operationslimits der mARC-Bestrahlung von technischer Seite zu definieren.
Neben der verfügbaren Dosisleistung hängt die minimale Bestrahlungszeit von den gewählten Plan- und Bestrahlungsparametern ab. Bei der Planung gibt der Nutzer die Zahl der Arclets pro Rotation (i.e. die Dichte der „Burst“) sowie die maximale Arclet-Länge vor. Innerhalb dieser Beschränkungen optimiert die Artiste-Firmware selbständig die reale ArcletLänge, Gantry-Rotationsgeschwindigkeit und Dosisleistung, um möglichst kurze Bestrahlungszeiten und gute
dosimetrische Genauigkeiten zu gewährleisten. Auf diese Bestrahlungsparameter hat der Planer keinen Einfluss, sie
können erst bei der Bestrahlung an der Steuerkonsole abgelesen werden.
Wir untersuchen die real gewählten Bestrahlungsparameter für mARC-Szenarien mit verschieden vielen Optimierungspunkten und Monitoreinheiten (MUs) sowohl für flache als auch FFF Photonenfelder. Dabei interessieren einerseits die
Regeln, nach denen die Firmware die Bestrahlungsparameter auswählt, andererseits soll die minimale Bestrahlungszeit
für die verschiedenen Szenarien gefunden werden, um für die Planung eine Grundlage zur günstigsten Auswahl von Planungsparametern zu bieten. Schließlich sind die gefundenen minimalen Bestrahlungszeiten für jedes Szenario ein
Grenzwert, an dem sich die Effizienz verschiedener Bestrahlungsplanungssysteme bzgl. der MLCBewegungsoptimierung messen lässt.
Material und Methoden: Mit Hilfe des von uns entwickelten Konversionscodes für Stehfeld-Bestrahlungen in mARCFormat [4] können beliebige Szenarien mit definierten Arclet-Zahlen und –Längen, MUs pro Arclet und MLCKonfigurationen erzeugt werden. Wir betrachten die folgenden Szenarien:
18, 30, 36 oder 45 Arclets (d.h. 20°, 12°, 10° oder 8° Abstand zwischen den Optimierungspunkten) 2° oder 4° maximale
Arclet-Länge zwischen 1 MU/Arclet und 1000 MU/Plan für 6 MV und FFF 7 MV Energien.
Um die technisch minimal möglichen Bestrahlungszeiten zu finden, wird keine MLC-Bewegung zwischen den Arclets
angenommen, sondern ein offenes Feld von 25x25 cm² bestrahlt. Für eine Abschätzung der maximalen Bestrahlungszeit
wird im Gegenzug eine extreme MLC-Bewegung implementiert, bei der der MLC zwischen zwei schmalen Streifen an den
Feldrändern alterniert. Hierbei bewegt sich der MLC zwischen zwei Arclets von X1 -12,5 cm auf +11 cm und X2 -11 cm
auf +12,5 cm und zurück.
Alle erzeugten mARC-Pläne wurden am Siemens Artiste abgestrahlt, dabei wurden die von der Firmware gewählten Bestrahlungsparameter aufgezeichnet und die Bestrahlungszeiten gemessen.
In der Folge wird versucht, die Auswahl verschiedener Bestrahlungsparameter durch die Firmware auf allgemeine Regeln
zurückzuführen. Die minimalen Bestrahlungszeiten werden in Abhängigkeit von dem gewählten mARC-Szenario sowie
der Zahl der Monitoreinheiten untersucht.
152
Ergebnisse: Die minimalen Bestrahlungszeiten (ohne MLC-Bewegung) als Funktion der Monitoreinheiten sind in Abbildung 1 gezeigt. Für wenige MU/Arclet ist die Bestrahlungszeit für ein gewähltes mARC-Szenario (Anzahl der Arclets)
konstant und unabhängig von der Photonenenergie und Arclet-Länge. Diese minimale Zeit für das Szenario wird bei einer
Bestrahlung mit konstanter Gantry-Rotationsgeschwindigkeit innerhalb und zwischen den Arclets angenommen und beträgt in Abhängigkeit von der Zahl der Arclets zwischen 1 Minute (18 Arclets) und 1:50 min (45 Arclets). Wie die Abbildung zeigt, bleibt diese minimale Zeit wenige MU/Arclet konstant und steigt danach linear mit der Anzahl MU im Plan. Der
lineare Anstieg beginnt früher für niedrigere Dosisleistungen (6 MV mit maximal 300 MU/min vs. FFF 7 MV mit max. 2000
MU/min) und kürzere Arclets (2° vs. 4°). Der Anstieg beginnt ebenfalls früher auf je weniger Arclets die gesamt-MU pro
Plan aufgeteilt werden, so dass das Szenario mit 45 Arclets bei FFF 7 MV und 4° maximaler Arclet-Länge über die gesamte Spanne von bis zu 1000 MU/Plan nahezu konstante Bestrahlungszeit zeigt (1:50 bis 1:52 min für 45-1000
MU/Plan).
Aus den gemessenen Werten ergibt sich eine lineare Abhängigkeit der minimalen Bestrahlungszeit von der Anzahl
Arclets mit einem Proportionalitätsfaktor von 2,45 sec pro Arclet. Dieser Wert wird nur für das Szenario mit 18 Arclets
nicht angenommen, da die Gantry-Rotation nicht schneller als 360°/min sein darf und deshalb die minimale Bestrahlungszeit bei 18 Arclets eine Minute beträgt.
Für die Pläne mit maximaler MLC-Bewegung werden wesentlich längere Bestrahlungszeiten benötigt. Die zusätzliche Zeit
beträgt zwischen 70 und 300 Sekunden je nach Plan-Szenario, i.a. ca. 4-7 Sekunden pro MLC-Bewegung. Im klinischen
Gebrauch werden solche großen MLC-Bewegungen jedoch nur in seltensten Fällen durchgeführt, so dass hier mit wesentlich geringeren zusätzlichen Zeiten pro MLC-Bewegung gerechnet werden kann.
Die Regeln, nach denen die Bestrahlungsparameter von der Firmware ausgewählt werden, können nur teilweise benannt
werden. Klar definiert ist die Wahl der Dosisleistung. Bei flacher 6 MV Energie wird immer die höchste verfügbare
Dosisleistung von 300 MU/min gewählt. Für FFF 7 MV wird die Dosisleistung für wenige MU/Arclet reduziert, so dass
immer MU/min / MU/Arclet = 200/min erreicht wird, sofern die Dosisleistung dies zulässt. Lediglich bei 1 MU/Arclet kann
die Dosisleistung nicht genug reduziert werden (das technische Limit ist 500 MU/min); in diesem Fall ist auch die
Dosislinearität deutlich schlechter.
Für die maximale Gantry-Rotationsgeschwindigkeit (bei beam on) werden in Abhängigkeit von der Anzahl der Arclets
verschiedene Werte erreicht, von 360°/min für 18 Arclets bis 200°/min bei 45 Arclets. Für beam off kann diese Geschwindigkeit überschritten werden, um eine langsamere Rotation bei beam on (wegen mehr MU/Arclet) auszugleichen. Insgesamt werden die Parameter so gewählt, dass zwischen dem Ende eines Arclets und dem Beginn des nächsten mindestens 1,5 Sekunden liegen.
Obwohl einige Regeln offenbar befolgt werden, ist es durch die gemeinsame Variation von Arclet-Länge und GantryRotationsgeschwindigkeit (beam on und off separat) schwer, eine klare Vorschrift zu erkennen, die von der Firmware
angewandt wird. Allerdings ist es durch die klare funktionale Abhängigkeit der minimalen Bestrahlungszeit von der Anzahl
Arclets und Monitoreinheiten möglich, die Bestrahlungszeit für jede gewählte Energie und Arclet-Länge vorherzusagen.
Je nach den benötigten Monitoreinheiten pro Plan lässt sich daher die günstigste Aufteilung in Arclets auswählen, wobei
zu beachten ist, dass mehr Arclets pro Plan mehr Freiheitsgerade für die Dosisoptimierung zulassen und daher gerade
bei komplexen Zielvolumina eine bessere Planqualität versprechen.
Zusammenfassung: Wir zeigen zum ersten Mal die technisch minimal erreichbaren Bestrahlungszeiten bei mARCBestrahlung. Entgegen den Erwartungen sind Bestrahlungszeiten ab einer Minute pro Rotation technisch möglich, so
dass die mARC-Bestrahlung durchaus vergleichbare Geschwindigkeit wie VMAT/RapidArc erreichen kann. Aufgrund der
niedrigeren Dosisleistung sind Zeiten bis 90 Sekunden mit 6 MV unter realistischen Bedingungen kaum erreichbar (nur
bis 150 MU/Plan bei 30 Arclets); mit FFF 7 MV sind sie aber durchaus technisch möglich (bis zu 900 MU/Plan bei 18, 30
oder 36 Arclets). Pläne mit mehr Arclets sind intrinsisch langsamer, z.B. werden bei 45 Arclets Zeiten von 1:50 min nicht
unterschritten – allerdings hängt diese Zeit gerade bei FFF 7 MV fast nicht mehr von der Anzahl Monitoreinheiten pro
Rotation ab.
Die genannten Zeiten beinhalten keine MLC Bewegung, so dass realistische Bestrahlungszeiten etwas länger ausfallen
dürften. Andererseits beobachten wir eine zusätzliche Bestrahlungszeit von 100 Sekunden für ein extremes Szenario mit
17 MLC-Bewegungen durch 23,5 cm Abstand - realistische Werte werden weit darunter liegen, wobei der Unterschied
auch von der Effizienz abhängen wird, mit der die Planungssysteme die MLC-Bewegung zwischen Arclets optimieren.
153
Abb.1: Minimale Bestrahlungszeit (keine MLC-Bewegung) in Abhängigkeit vom mARC-Planszenario (Anzahl Arclets, Arclet-Länge,
Bestrahlungsenergie, Monitoreinheiten).
Literatur
[1]
Kainz K, Chen GP, Chang YW, Prah D, Qi XS, Shukla HP, Stahl J, Li XA (2011) A planning and delivery study of
a rotational IMRT technique with burst delivery. Med Phys 38(9):5104-5118.
[2]
Salter BJ, Sarkar V, Wang B, Shukla H, Szegedi M, Rassiah-Szegedi P (2011) Rotational IMRT delivery using a
digital linear accelerator in a very high dose rate ’burst mode’. Phys Med Biol 56:1931-1946.
[3]
Spahn U, Prott FJ (2013) Erste Erfahrungen mit der modulierten Rotationsbestrahlung mARC amd Linearbeschleuniger ARTISTE. Strahlenther Onkol Suppl 1:62-63.
[4]
Dzierma Y, Nuesken F, Licht N, Rübe Ch (2013) A novel implementation of mARC treatment for non-dedicated
planning systems using converted IMRT plans, Radiat Oncol 8:193.
[5]
Dzierma Y, Nuesken FG, Kremp S, Palm J, Licht NP, Rübe Ch (2014a) Commissioning and first clinical application of mARC treatment, Strahlenther Onkol, 190(11):1046-1052.
[6]
Dzierma Y, Bell K, Palm J, Nuesken F, Licht N, Rübe Ch (2014b) mARC vs. IMRT radiotherapy of the prostate
with flat and flattening-filter-free beam energies, Radiat Oncol 9:250.
154
71
Optimisation of plan delivery efficiency of intensity modulated proton plans with
prioritised optimizsation
1,2
1,2
B.S. Müller , J.J. Wilkens
1
Klinikum rechts der Isar, Technische Universität München, Klinik und Poliklinik für RadioOnkologie und Strahlentherapie,
München
2
Physik-Department, Technische Universität München, München
Introduction: Short treatment times are of concern in radiotherapy for several reasons, such as cost-effectiveness, patient comfort and reduction of dose uncertainties caused by intrafractional motion. Treatment time and dosimetric quality
however are interdependent quantities. Better plan quality, i.e. superior coverage of the planning target volume (PTV) and
preservation of organs at risks (OARs), often requires a higher degree of intensity modulation which may result in greater
delivery times.
So far commercial treatment planning systems (TPS) do not offer the possibility to directly optimize treatment times within
dose optimization. We integrated the treatment plan delivery time into the plan optimization process of a dedicated research TPS (based on CERR, Matlab) for spot scanning IMPT. Utilizing our optimization approach we investigated the
gain in efficiency and explored the trade-off between delivery time and dosimetric quality for an astroycytoma patient,
previously treated at our clinic.
Material and methods: The planning system is based on prioritized optimization, a stepwise approach of implemented
clinical goals [1]. After each optimization step prior achievements are turned into hard constraints in order to maintain the
obtained plan quality. Constraints can be softened by a so-called slip factor which can further be used to study potential
trade-offs of conflicting optimization goals of the different steps. Figure 1 presents the main components of the optimization approach. While dosimetric quality is achieved in the first two steps, the third step improves the plan in efficiency by
working on the spot weight distributions via alternative methods: spot elimination of low weighted spots (1), elimination of
spots of comparably small PTV dose contribution, followed by reoptimization of the resulting reduced optimization problem (2), reduction of the variance of spot weights per energy layer (3), reduction of the overall spot weights sum (4) and
elimination of energy layers hardly contributing to the PTV dose (5). To compare the gain in efficiency fictitious treatment
times were calculated by assuming either constant or variable beam current depending on the lowest spot weight of energy layers.
Result: Treatment times in IMPT can be reduced by redistributing spot patterns without compromising plan quality. Figure
2 to 4 present an example of results obtained by the different optimization methods offered in step 3 of the optimization
process. By varying the slip-factor and spot elimination limits a border of decreasing dosimetric quality is detected (e.g.
Figure 2). Deleting the 10% of lowest spot weights results in a noticeable decreasing minimum dose and in an increasing
heterogeneity inside the PTV. Spot elimination and post re-optimization allows for spot reductions of more than 10% without influencing plan quality (Figure 3). Figure 4 presents DVHs of different slip-factors attained by option 4. Plan quality
degrades with decreasing treatment times. As absolute time savings vary between facilities and its technical properties
the impact of each implemented efficiency optimization options may differ in relevance for each individual facility.
Summary: We integrated delivery efficiency of IMPT plans into the plan optimization process. On the basis of prioritized
optimization our TPS allows to reduce treatment times by maintaining plan quality and to study possible trade-offs of
those two interdependent parameters. There is a limit of reasonable time reductions: the user has to be cautious not to
reduce treatment quality which should still be the greatest aim in radiotherapy treatment.
155
Fig. 1: Scheme of prioritized optimization (as proposed in [1]) including efficiency in intensity modulated proton therapy: a stepwise
approach of treatment planning goals; presented exemplary parameters are based on the discussed astrocytoma patient case.
3
Fig. 2: Trade-off between dosimetric quality and efficiency represented by the minimum dose of 1cm within the PTV (Dmin(PTV)) and
standard deviation σ(PTV) and by number of spots per plan (left) and a fictitious time (right), respectively. (Results obtained by method
1 of step 3)
156
Fig. 3: Reduction of spots (left) and treatment time (right) while maintaining plan quality represented by selective DVH points of the
PTV and brainstem. (Results obtained by method 2 of step 3: reoptimization after spot elimination).
Fig. 4: Dose volume histogram results obtained by method 4 of step 3. Fictitious treatment times were calculated to 130 s, 128 s and
103 s for step 2 and step 3 with smaller and larger slip factors s. DVHs indicate worse plan quality with decreasing treatment times.
References
[1]
Wilkens JJ, et al., IMRT treatment planning based on prioritizing prescription goals. Phys Med Biol
2007;52:p.1675.-92.
157
Session 13 – Laserbeschleunigte Protonen
Chair: M. Kaluza (Jena)
72
Einführungsvortrag – Laser-driven ion acceleration – current status and future
perspectives
1
M. Kaluza
1
Friedrich-Schiller-Universität Jena, Physikalisch-Astronomische Fakultät, Jena
Laser-driven particle acceleration has matured significantly over the last two decades. Triggered by the rapid development in high-power laser technology, laser systems delivering pulses with peak powers in excess of 100 Terawatt can
today be operated in university scale laboratories. When focusing these pulses to focal spots of a few µm diameter, inten21
2
sities in the range of 10 W/cm can be achieved. Under these extreme conditions, any material is almost immediately
ionized and the laser pulse interacts with a plasma. During this interaction, electric fields with amplitudes orders of magnitude higher than available in state-of-the-art conventional particle accelerators can be generated. When applying these
fields to charged particles, these particles can be accelerated to kinetic energies well in excess of 1 Megaelectronvolt
over distances of few 10 or 100 µm only. It is due to these minuscule dimensions and the compact overall size that laserdriven particle accelerators have been discussed as a potential future alternative to conventional particle accelerators. In
particular, laser-driven ion accelerators may be used in the future for laser-based radiation therapy with laser-generated,
high-energy ion pulses.
In this overview, the current status of laser-driven ion acceleration will be presented. Different ion acceleration scenarios,
their specific potentials and challenges will be discussed and an outlook for the future will be given – in particular with
respect to the application of these ion pulses in radiation therapy.
158
73
Experimental characterisation of a novel, compact high-field beamline for application in
laser-driven ion beam therapy
1,2
2,3
2,3
1,2,3
2,3
F. Kroll , L. Karsch , U. Masood , J. Pawelke , M. Schürer , U. Schramm
1
Helmholtz-Zentrum Dresden - Rossendorf, Dresden
2
Technische Universität Dresden, Dresden
3
OncoRay, Dresden
1,2
Introduction: Compact laser-driven ion accelerators are a potential alternative to complex, large and expensive conventional accelerators. High-power short-pulse lasers, impinging on e.g. thin metal foils enable multi-MeV ion acceleration on
µm length and ps time scale. The generated ion bunches (typically protons) show unique beam properties, like ultra-high
pulse dose. Nevertheless, laser accelerators still require substantial development in reliable beam generation and
transport. We present first experimental results on a beamline prototype based on high-field magnet technology specifically designed for capture and transport of laser-accelerated particles.
Material and methods: Since the mid-1950s, pulsed high-field magnets serve as versatile research tools for solid state
physics and material research. Recently developed pulsed magnet technology, specifically designed to meet the demands of laser acceleration [1], open up new research opportunities: We present a pulsed solenoid for effective collection
and focusing of laser-accelerated ions which could function as a first component in a laser-driven gantry system [2]; furthermore, we present a dipole magnet for beam deflection and energy dispersion. The magnets were combined to form a
first, pulsed high-field beamline [App. 1] and are powered by portable pulse. Characterization of both magnets has been
carried out using a 10 MeV proton beam from a conventional Tandetron accelerator at Helmholtz-Zentrum Dresden –
Rossendorf (HZDR). The transported beam was detected by means of radiochromic film and scintillator.
Result: The transport experiments clearly show the functionality of both magnets: The solenoid focuses the large, divergent ion beam to a millimeter-sized spot showing no aberration. The dipole deflects the protons by a 45° angle and can
be used as energy selection device via energy dispersion. For the several 10 µs long proton bunches no effect of the time
structure of the magnetic pulse (~ several 100 µs) was observed thus making the magnets well suited for even shorter,
laser-driven ion bunches. The beam position accuracy, after passing the beamline, was measured to be of the same order as the beam position fluctuations itself, showing the precision of the installed beamline. The maximum magnetic field
strength achieved was 20 T for the solenoid and 5 T for the dipole. For operation at higher proton energies, i.e. above 200
MeV, an increase by a factor of only 1.5 – 2 is requested.
Summary: Our experimental results show that compact high-field magnets can be used to precisely guide charged particle bunches. The pulsed nature of laser-accelerated particles is matched by the magnet technology. The maximum field
strengths reached are sufficient for experiments with protons of several 10 MeV kinetic energy. For clinically relevant
energies above 200 MeV, however, a slight increase is required. Experimental studies at a laser-accelerator are scheduled.
Fig.1: Picture of the experimental setup at 6 MV Tandetron accelerator at HZDR.
References
[1]
T. Burris-Mog, et al., Laser accelerated protons captured and transported by a pulse power solenoid, PRSTAB
14, 121301 (2011)
[2]
U. Masood, et al., A compact solution for ion beam therapy with laser accelerated protons, Appl. Phys. B 117, 41
(2014)
159
74
Correction of the LET dependence of radiochromic films for application in low-energy
laser-driven proton irradiation
1
1
2
3
4
5
1
1
S. Reinhardt , M. Würl , C. Greubel , J. Wilkens , M. Hillbrand , A. Mairani , W. Assmann , K. Parodi
1
Ludwig-Maximilians Universität München, Department of Medical Physics, Garching
2
Universität der Bundeswehr, Institut für Angewandte Physik und Messtechnik (LRT2), Neubiberg
3
Technische Universität München, Department of Radiation Oncology, Klinikum rechts der Isar, München
4
Rinecker Proton Therapy Center, München
5
Medical Physics Unit CNAO Foundation, Pavia, Italy, Italien
Introduction: Quantitative, spatially resolved detection of laser-driven ion pulses is difficult because of the high instanta7
2
neous pulse flux (> 10 /cm
nergy range as well as simultaneously generated background radiation. Dosimetry of in-vitro and in vivo experiments with
laser-driven ions is therefore a challenge. First of all, dose-rate independent dosimeters are required because laserdriven ion pulse dose rates are in the order of Gy/ns. Second, maximum proton energies used in bio-medical experiments
with laser-driven ions are still considerably lower than clinically available energies. The limited ion range therefore also
sets a limit to the material budget of any detector used in these experiments. Radiochromic films (RCF) with a waterequivalent thickness of less than 400 µm and dose-rate independent response have therefore been the first choice dosimeters for many laser-driven cell irradiation experiments [1,2]. However, a major disadvantage of these films is their
LET dependent dose response, resulting in a significant dose under-response for low proton energies as used in laserdriven cell irradiations. Most approaches for dose under-response corrections rely on depth dose measurements in clinical proton beams and thus require knowledge of the average LET in each depth, which can be either track (tLET) or dose
(dLET) averaged. The appropriate LET concept has to be applied to allow a proper film response correction.
Material and methods: The so-called relative efficiency (RE), defined as ratio of photon to proton dose that yields the
same film response, is a measure for the under-response and can be used to apply corrections. Most approaches for
dose under-response corrections rely on depth dose measurements in clinical proton beams. Hence, knowledge of the
average LET associated with a certain depth is required to apply the appropriate corrections. Radiochromic EBT2 and
EBT3 films were irradiated in clinical photon and proton beams. For each depth of a 200 MeV proton depth dose curve
the average LET (tLET and dLET) was calculated using specialized user routines from the Monte Carlo (MC) code
FLUKA [3,4]. A more direct way of RE determination is the use of low-energy mono-energetic proton beams because of
the sharper LET distribution compared to high energy proton depth dose measurements. Additional irradiations with
mono-energetic low energy protons (4-20 MeV) therefore serve as reference for the RE determination [5].
Result: The concept of average LET is not unique, as LET can be averaged per track (tLET) or averaged by weighting
with dose (dLET). MC simulations of depth dose measurements show an increasing difference in average LET for both
LET concepts with increasing depth. For the maximum depth, the dLET is almost twice as large as the tLET. RE efficiency curves for the different average LET concepts hence differ significantly from each other (app. 1). The comparison with
mono-energetic measurements shows a good agreement of the RE for the dLET concept, while a considerably steeper
drop in RE is observed when applying the concept of tLET.
Summary: RCF can be used as reference dosimeter for biomedical experiments with low-energy proton beams if appropriate LET corrections are applied. When using depth dose measurements from clinical proton accelerators for RE determination, the RE correction must be related to the dLET to allow proper correction of the dose under-response of
radiochromic film.
App1: Relative efficiency (RE) plotted against LET for different film lots (green, light blue, red) from mono-energetic measurements and
depth dose measurements with 200 MeV protons (black, blue). The average LET (dLET, tLET) is determined by MC simulations.
160
References
[1]
J. Bin et al, A laser-driven nanosecond proton source for radiobiological studies, Applied Physics Letters
101(2012):243701
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[5]
S. Reinhardt et al, Investigation of EBT2 and EBT3 films for proton dosimetry in the 4–20 MeV energy range,
Radiation and Environmental Biophysics, 54 (2015), 71-79
161
75
Monte-Carlo studies for the development of laser-driven proton radiography
1
1
1
1
1
1
1
F. Englbrecht , M. Würl , D. Haffa , C. Kreuzer , S. Reinhardt , J. Schreiber , K. Parodi
1
Ludwig Maximilians Universität München, Lehrstuhl für Medizinphysik, Garching b. München
Introduction: Laser-driven proton acceleration may become an alternative way of producing protons with energies relevant for radiation therapy. Laser-accelerated proton beams exhibit different beam characteristics compared to conventionally accelerated quasi mono-energetic proton beams, as they show a polyenergetic energy spectrum with exponentially dropping slope, much shorter bunch duration, orders of magnitude higher number of protons per bunch and hence high
particle flux [1].
However, the polyenergetic spectrum per shot could prove beneficial when used for proton imaging, since most currently
proposed systems for proton radiography and tomography use single-particle tracking of individual protons and therefore
require complicated and fast detection systems. Proton imaging could offer enhanced density resolution and a more accurate estimation of the relative stopping power maps for treatment planning with a lower dose compared to X-ray computed tomography.
The aim of this Monte Carlo (MC) study is to investigate the possibility to use laser-driven protons for quantitative imaging
and to propose well characterized experimental setups for the imaging of thin samples.
Material and methods: A proton beam spectrum obtained from irradiation of a nanometer diamond-like carbon (DLC) foil
at the ATLAS-system with a laser pulse energy of 400mJ was used as simulation input [2]. The spectrum was shifted to
higher proton energies by a factor of 3, based on expectations for the upgraded laser-system which will deliver laser
pulses with up to 4J on target.
The particles of the spectrum were tracked through two different experimental setups which will be constructed and tested, in order to evaluate the performance of water equivalent thickness (WET) reconstruction. We used the MC code
FLUKA to simulate the beam and its interactions with two different phantoms for the two setup geometries. Phantom A is
a slice of bone, PMMA and muscle tissue, Phantom B a step phantom made of PMMA.
The first setup uses a dipole magnet of B = 250mT combined with a thin slit and the position sensitive CMOS detector
Radeye. The Radeye provides a high spatial resolution due to 48μm pixel pitch and has proven to respond linear even to
6
2
intense proton pulses of 10 particles/cm as encountered in laser-proton acceleration [3].
One half of the beam is covered by a phantom in front of the detector. The second half is used to obtain the positionenergy map on a shot-by-shot basis. WET is obtained by comparison of the deduced energy loss to proton ranges in
water, which served as reference.
In the second setup, two different silicon detectors are used. The energy spectrum of the proton bunch is measured by a
2
10µm thin silicon fluence detector (10x10mm ), exploiting the time-of-flight difference of protons with different kinetic energies. The second detector is the commercially available pixel detector Timepix (55µm pixel pitch), which has shown to
be capable of counting the rather large number of particles that we expect in these experiments [3]. The WET of the
phantom material is obtained by comparing the proton count on the Timepix detector with a depth-fluence curve in water,
which was derived for the proton energy spectrum measured with the first detector.
Result: One dimensional line-profiles through the phantoms are compared among the two setups.Reconstructed WETs
show promising results when compared to 'gold standard' WETs deduced from dedicated MC simulations. We studied
several parameters of the two setups and their impact on the WET resolution in order to propose optimal experimental
parameters.
Summary: Our initial studies suggest, that laser-accelerated protons could be used for imaging of thin samples.
Two proof of principle setups have been proposed and are under construction. MC simulations allow estimates of the
accuracy of the two approaches. Experimental data from experiments with plastic phantoms and phantoms containing
real tissue samples will be measured this summer and compared to the calculations. The methodology will be expanded
to thicker samples in line with higher proton energies that are expected for subsequent laser-system upgrades.
This work was supported by the Deutsche Forschungsgemeinschaft (DFG) Cluster of Excellence MAP (Munich-Centre for
Advanced Photonics).
References
[1]
Daido, H.: Review of laser-driven ion sources and their applications, Reports on progress in Physics 75, 2012
[2]
Bin J.: On the small divergence of laser-driven ion beams from nanometer thick foils, Physics of plasmas 20,
2013
[3]
Reinhardt S.: Test of pixel detectors for laser-driven accelerated particle beams, 13th International workshop on
radiation imaging detectors, 2011
162
Session 15 – Brachytherapie/IORT II: Dosimetrie
Chairs: T. W. Kaulich (Tübingen), O. Ott (Erlangen)
76
Phantom zur Filmdosimetrie von Ruthenium-106 Augenapplikatoren
1,2
1,3
1,4
1,4
1,4
S. Kirschner , S. Seidel , R. Stark , A. Weber , J. Heufelder
1
Charité - Universitätsmedizin Berlin, BerlinProtonen am HZB, Berlin
2
Beuth Hochschule für Technik, Physikalische Technik - Medizinphysik, Berlin
3
Martin-Luther-Universität Halle-Wittenberg, Institut für Physik, Halle
4
Charité - Universitätsmedizin Berlin, Augenklinik Campus Benjamin Franklin, Berlin
Fragestellungen: In der Augenheilkunde werden zur Behandlung von intraokulären Tumoren, wie Aderhautmelanomen,
in vielen Fällen radioaktive Strahlenträger auf das Auge genäht. Bei Tumoren mit einer Dicke von bis zu 5 mm werden in
Deutschland häufig Ruthenium-Applikatoren verwendet. Aufgrund der gekrümmten Geometrie und geringen Größe dieser
Applikatoren ist ihre Dosimetrie sowohl relativ als auch absolut nicht trivial. Bisherige Messverfahren bestimmen überwiegend die Punktdosis in einem speziellen Wasserphantom mittels eines Szintillationsdetektors [1]. Filmdosimetrie wurde
bisher in Festkörperphantomen durchgeführt [2]. Die hier vorgestellten Phantome ermöglichen es, Tiefendosiskurven und
Querverteilung in einem äquidistanten Abstand zur Oberfläche des Applikators mit Hilfe von Gafchromic-Filmen zu messen.
Material und Methoden: Es wurde ein variabler Plexiglashalter konstruiert, der unterschiedliche Ruthenium-106Applikatoren (Eckert& Ziegler, BEBIG GmbH, Berlin, Deutschland) aufnehmen kann. Auf die Applikatoraufnahme können
unterschiedliche Filmhalter aufgesetzt werden. Je nach Filmhalter kann entweder eine Tiefendosisverteilung oder ein
Querprofil 1 mm über der Applikatoroberfläche gemessen werden (Abb. 1 und 2). Für die Messung wird die
Applikatoraufnahme inkl. Filmhalter in einem Wasserphantom gelagert. Vermessen wurden Applikatoren vom Typ CCB,
CCA und CCX. Die Ergebnisse wurden mit den Herstellerangaben und mit Resultaten von Monte-Carlo-Simulationen mit
MCNPX verglichen.
Abb. 1: Applikatorhalter mit Dummy-Applikator, Filmhalter und Film zur Tiefendosismessung
163
Abb. 2: Applikatorhalter mit Dummy-Applikator, Filmhalter und Filmkreuz zur Querprofilmessung
Für die Messung wurden Gafchromic EBT3 Filme (ISP, Wayne, New Jersey, USA) verwendet. Die Filme wurden mit Hilfe
eines Laserschneiders VersaLaser VLS 2.3 (MarkIDent, Stockach, Deutschland) am Helmholtz-Zentrum Berlin für Materialien und Energie in die gewünschte Form geschnitten. Für die Tiefendosismessungen wurde eine rechteckige Basisform mit einer kreissektorförmigen Erweiterung gewählt (Abb. 3). Zur Gewinnung der Querprofile wurde ein Kreuz aus
den Filmen herausgeschnitten (Abb. 4).
Abb. 3: Film zur Tiefendosismessung eines CCB-Applikators nach erfolgter Messung
Abb. 4: Film zur Bestimmung der Querverteilungen, auf dem Filmhalter vor der Befestigung daran
164
Zur Bestimmung des Zusammenhangs zwischen optischer Dichte und Dosis wurden Filme aus der gleichen Charge mit
6 MeV Elektronen an einem Clinac 2100C (Varian Medical Systems, Palo Alto, USA) kalibriert. Ausgelesen wurden die
Filme 24 h bzw. 96 h nach Bestrahlung mit einem Flachbildscanner vom Typ Epson Expression 11000XL (Seiko Epson
Corp., Nagano, Japan) im Durchlichtmodus mit 300 dpi Auflösung und 48 bit RGB-Farbtiefe. Für die Auswertung wurde
der rote Farbkanal verwendet. Zur Datenextraktion und -verarbeitung wurden die Programme ImageProPlus v.5.1 (Media
Cybernetics, Rockville, USA) und Origin 7G (OriginLab, Northampton, USA) verwendet.
Ergebnisse: Das vom Hersteller empfohlene Zuschneiden der Filme mit einer handelsüblichen Schere führte bei der
Erstellung der benötigten eher kleinen Formen zur Trennung der einzelnen Filmschichten. Die Filmkonturen konnten nicht
mit der nötigen Präzision erstellt werden. Dies gelang erst mit dem Laserschneider, der die gewünschten Formen wie
Rechteck mit kreissektorförmiger Erweiterung sauber zuschneiden konnte (Abb. 3 und 4).
Bei ersten Tests im Wasserphantom zeigte sich, dass an den Schnittflächen Wasser in die Filme eindrang und die Radiochromschicht heraus schwemmte. Innerhalb von 1 h drang das Wasser ca. 1 mm in den Film ein. Bereits nach 2 h war
das 2 mm breite Filmkreuz für die Dosimetrie nicht mehr zu gebrauchen. Daraufhin wurden diverse Mittel zum Abdichten
der Schnittkanten untersucht. Als geeignet hatten sich handelsüblicher Nagellack und Wacker Silicones Elastosil® E43
(Wacker, München, Deutschland) herausgestellt. Bestrahlungszeiten von über 18 h konnten damit realisiert werden, typisch waren je nach Aktivität und Dosis 1 bis 6 h.
Die erstellte Halterung ist kompakt und lässt sich gut handhaben. Applikatoren unterschiedlicher Größe (CCX bis CCB)
können reproduzierbar positioniert werden. Die Halter ermöglichen ein verkippungsfreies Einlegen der Filme für die
Tiefendosismessung. Der Halter für das Filmkreuz bringt dieses stabil 1 mm über die Applikatoroberfläche.
Die Auswertungen der relativen Dosisverteilungen stimmen mit den relativen Angaben des Herstellers und den MCNPXSimulationen gut überein (Abb. 5 und 6). Eine erste Auswertung der Absolutdosis zeigte eine Abweichung zur Herstellerangabe von bis zu 25%. Durch das Verwenden einer frischen Filmcharge konnte die Abweichung auf 12% reduziert werden.
Abb. 5: Relative Tiefendosiskurven eines CCB-Applikators auf den Wert in 2mm Tiefe normiert; Vergleich der Filmmessung mit Herstellerangaben und Simulationsergebnissen
Abb. 6: relatives Dosisquerprofil des CCB-Applikators und dessen Herstellerangaben
165
Zusammenfassung: Das vorgestellte Phantom ermöglichte mit seinen Haltern eine Filmdosimetrie von unterschiedlichen
Rutheniumapplikatoren in Wasser. Für die Tiefendosismessungen muss die Filmform an die Applikatorgröße angepasst
werden. Eine Versiegelung mit Nagellack ist ausreichend, um ein Ausschwemmen der Radiochromschicht aus den geschnittenen Filmen zu vermeiden. Die relativen Dosisverläufe decken sich mit den Angaben des Applikatorherstellers. Die
Absolutdosis wird von den Filmen unterschätzt. Die Ursache hierfür ist noch nicht vollständig verstanden.
Literatur
[1]
Eichmann M., Flühs D., Spaan B.: Development of a high precision dosimetry system for the measurement of
surface dose rate distribution for eye applicators, Med. Phys, 36 (2009) 10 S. 4634-4643
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Gueli, A.M., Mannino, G., Troga, S.O., et al.: 3D dosimetry on Ru-106 plaque for ocular melanoma treatments,
Radiat. Meas. 46 (2011) 12, S. 201-2019
166
77
Präzise Vermessung von Mikrokollimatoren für die Augentumor-Brachytherapie mittels
kleiner PEN-basierter Szintillationsdetektoren
1,2
2
2
2
1
C. Scharmberg , M. Eichmann , T. Irlenborn , B. Spaan , L. Lüdemann , D. Flühs
1
Universitätsklinikum Essen, Klinik für Strahlentherapie, Essen
2
TU Dortmund, Experimentelle Physik 5, Dortmund
1
106
Fragestellungen: Die Brachytherapie von Augentumoren wird in Deutschland hauptsächlich mit
Ru-Applikatoren
125
durchgeführt. Weiterhin kommen auch Augenapplikatoren mit I-Seeds und Kombinationen beider Isotope zum Einsatz.
Die verschiedenen Typen von Augenapplikatoren unterscheiden sich hauptsächlich durch ihre Eindringtiefe und weisen
alle eine symmetrische Dosisverteilung auf. Das patentierte Konzept der Mikrokollimatoren [1] soll die Brachytherapie von
Augentumoren verbessern. Es bietet die Möglichkeit, Strahlungsfelder von Augenapplikatoren exakt an die vorliegende
Tumorgeometrie und –lage anzupassen. Wegen der an den Feldrändern auftretenden hohen Dosisgradienten können die
herkömmlichen, bei der Dosimetrie von Augenapplikatoren bewährten Plastikszintillatoren nicht verwendet werden. Um
die notwendige Ortsauflösung zu gewährleisten, werden extrem dünne Szintillatoren benötigt.
Material und Methoden: Ein Mikrokollimator dient der präzisen Kollimierung der niederenergetischen Photonenstrahlung
125
eines einzelnen
I-Seeds. Er besteht aus einem speziell konfigurierten Streustrahlraster, welches die Abstrahlung in
eine genau definierte Raumrichtung ermöglicht, und einer abschirmenden Umhüllung um das Seed. Voruntersuchungen
haben gezeigt, dass nicht die Dimensionierung, sondern das Schachtverhältnis dieses Streustrahlrasters ausschlaggebend für den kollimierenden Effekt ist. Damit ist eine Miniaturisierung des Kollimators und die Anbringung innerhalb eines
Augenapplikators realisierbar. Durch die genaue Anordnung der einzelnen Lamellen und den Öffnungswinkel der nach
hinten und zu den Seiten abschirmenden Struktur können speziell an das Zielvolumen angepasste Feldformen erzeugt
werden. Weitere Freiheitsgrade zur Optimierung der Therapie werden durch die Verwendung mehrerer Mikrokollimatoren
gewonnen.
Der Vorteil dieses neuen Konzepts liegt in den scharfen Dosisgradienten, welche eine optimale Erfassung des Tumorgewebes mit einer gleichzeitigen Schonung benachbarten Gewebes ermöglichen. Selbst eine Risikostruktur wenige Millimeter neben dem Zielvolumen kann mit dieser Methode nahezu strahlungsfrei bleiben. Um einzelne Mikrokollimatoren und
mit diesen erstellte Augenapplikatoren mit der für die Therapie nötigen Präzision vermessen zu können, werden jedoch
neue Detektoren benötigt. Herkömmliche Szintillatoren aus PVT (Polyvinyltoluol), welche bislang in der Dosimetrie von
Augenapplikatoren Verwendung finden, konnten wir nicht in der notwendigen kleinen Größe herstellen, weil es vermutlich
durch thermische Effekte bei der Bearbeitung zu Verlusten der zur Funktion notwendigen Wellenlängenschieber kam.
Messungen mit dem radiochromen EBT3-Film erwiesen sich wegen der um mehrere Größenordnungen variierenden
Dosis ebenfalls als problematisch. Der neuartige Szintillator PEN (Polyethylennaphthalat) [2] besteht nur aus einem einzigen Polymer – ohne zusätzlichen Wellenlängenschieber – und kann damit ohne Verluste auf jede beliebige Größe gebracht werden.
Ergebnisse: Die Verwendbarkeit von PEN-Szintillatoren in der Dosimetrie, insbesondere auch bei der Vermessung von
Augenapplikatoren, wurde erfolgreich nachgewiesen. [3] Die Dosisverteilungen erster Prototypen von Mikrokollimatoren
125
mit
I-Seeds wurden mit verschiedenen PEN-Dosimetern vermessen und mit anderen Mess- und Simulationswerten
verglichen. Die erwarteten Vorteile der Mikrokollimatoren gegenüber anderen Augentumor-Brachytherapiequellen wurden
auf diese Art experimentell bestätigt. Die Verwendbarkeit des neuen Szintillatormaterials PEN wurde überprüft und die
optimalen Abmessungen der Detektoren im Hinblick auf Herstellung, Messvorgang und Messgenauigkeit untersucht.
Zusammenfassung: Mikrokollimatoren sollen in Zukunft in der Augentumor-Brachytherapie zum Einsatz kommen. Um
deren Dosisprofile präzise vermessen zu können, werden extrem kleine Szintillationsdetektoren benötigt. Da Detektoren
aus herkömmlichen szintillierenden Materialien nicht mit beliebig kleinen Volumina hergestellt werden konnten, wird ein
neues Material eingesetzt. PEN eignet sich perfekt für die hier durchgeführte Dosimetrie, da es im Gegensatz zu anderen
Szintillatoren kein Gemisch aus verschiedenen Materialien ist. In diesem Beitrag werden sowohl die prinzipielle Funktion
von Mikrokollimatoren und die Umsetzbarkeit in der Therapie vorgestellt, als auch erste Ergebnisse der Dosimetrie mit
dem Material PEN.
Literatur
[1]
PCT/EP2013/061733 – WO/2014/194959: Device for collimating electromagnetic radiation
[2]
Nakamura H, Shirakawa Y, Takahashi S, Shimizu H: Evidence of deep-blue photon emission at high efficiency by
common plastic. Epl 2011;95
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D. Flühs, A. Flühs, M. Ebenau, M. Eichmann: PEN scintillator – a novel detector for the dosimetry of radioactive
ophthalmic applicators. Zur Veröffentlichung angenommen in Ocul Oncol Pathol, (März 2015)
167
78
Practical determination of the mean photon energy ĒF within an inhomogeneous
phantom at a 192Ir GammaMed Plus unit using a twin-detector method
1
1
1
2
1
N. Chofor , J. Meyners , P.F. Nebah , D. Harder , B. Poppe
1
Cal von Ossietzky Universität Oldenburg, FAK VI, Med. Physik und Akustik, Campus Pius-Hospital, Oldenburg
2
Georg-August-Universität Göttingen, Medizinische Physik und Biophysik, Göttingen
Introduction: In previous work, it was shown that the radiation quality correction factor kQ,M under brachytherapy conditions depends on a single parameter, the mean photon energy ĒF at the point of measurement [1]. In other to provide a
practical method of determining ĒF, we proposed to make use of the signal ratio of a pair of detectors comprising an unshielded p-type silicon diode 60012 (PTW Freiburg, Germany) and the synthetic single crystal microDiamond detector
60019 (PTW Freiburg, Germany). The normalized signal ratio NSR, defined as the quotient of the signal ratio under application conditions and that at a reference measurement point, was calibrated in terms of ĒF. In this work, we demonstrate the practical determination of ĒF in the vicinity of a GammaMed HDR Plus brachytherapy unit using the previously
determined NSR-ĒF correlation. The ĒF values thereby determined within an inhomogeneous phantom were compared
with the values of ĒF derived via Monte Carlo simulation.
Materials and methods: The spectral fluence ΦE(E) of the primary and scattered photons at points of interest in a water
192
phantom was modeled using FLURZnrc/egsnrc. Using a realistic model of a
Ir HDR GammaMed Plus source, the
mean photon energy,
ĒF = ∫E ΦE(E) dE / ∫ΦE(E) dE
(1)
was calculated for different off-axis positions within a cylindrical water phantom with dimensions of either R = 30 cm, H =
60 cm or R = 20 cm, H = 40 cm.
The signal ratio SR of a pair of radiation detectors 1 and 2 under condition x can either be measured or can be calculated
as:
  en ( Ei ) 
  ( E ) E Ei
  w E i i
i 1

SR( x)  n
  (E ) 
Y2 ( Ei )  en i   E ( E i ) Ei Ei

 w
i 1

n
 Y ( E ) 
1
i
(2)
where Y1(Ei) and Y2(Ei) represent the energy dependent responses of detectors 1 and 2 respectively (known from the
literature) and ΦE(Ei) is the spectral photon fluence at energy Ei under condition x.
The normalized signal ratio NSR is defined as the quotient of the signal ratio SR under any given application condition x
to that at the brachytherapy reference position rref = 1 cm away from the longitudinal axis of the source along a plane perpendicular to it:
NSRx = SRx / SRref
(3)
In order to calibrate the NSR in terms of ĒF, measurements of the silicon diode/microDiamond signal ratio were performed
192
at a Ir HDR GammaMed Plus unit within a water tank with dimensions of either 50×50×50 cm³ (the PTW -Freiburg MP3
water tank) or R = 20 cm, H = 40 cm [2]. Using the MEPHYSTO software for stepper motor control and data acquisition,
each detector was positioned with its longitudinal axis aligned in the source’s midplane and pointing towards the longitudinal axis of the source, and with its EPOM at the point of measurement. With the two detectors, lateral signal profiles
were obtained in the midplane of the source as functions of the distance from the longitudinal axis of the source. For a
demonstration of the practical applicability of the NSR method, three different scatter conditions were tested, mimicking
typical brachytherapy treatment geometries as shown in figure 1.
Results: Figure 2 illustrates the calibration of the NSR in terms of ĒF in a large cylindrical phantom [dimensions: R = 30
cm, H = 60 cm] (full curve). The NSR values (points) were measured in the MP3 water tank [dimensions: 50 × 50 × 50
cm³] at the same distances from the source axis for which the values of ĒF were calculated. The observed correlation
function was
ĒF = 105.3 exp (-7.108 NSR) + 0.4311 exp (-0.5885 NSR)
(4)
(with ĒF in MeV). The pair of detectors thereby calibrated to measure ĒF was then placed in the smaller cylindrical phantom (R = 20 cm, H = 40 cm) surrounding the GammaMed Plus unit, and values of ĒF were measured at off-axis positions.
Fig 3 shows that they closely approximate the Monte Carlo values calculated for control.
168
Using the NSR method, the mean photon energy ĒF was measured with an uncertainty of ± 10 keV for measurement
points within 10 cm from the source. With these measured ĒF values, the values of kQ,M for any high-resolution detectors
commonly used in brachytherapy dosimetry can be determined using the earlier published fitting equation [1]
kQ,M = a exp (b ĒF) + c exp (d ĒF)
(5)
Eq. (5) determines the uncertainty of kQ,M associated with the uncertainty of ĒF. For instance, a 10 keV error in ĒF implies
a relative uncertainty of kQ,M at a point 1 cm from the source of 1.1 % for the Si diode and of 0.05 % for the diamond detector.
Summary: The normalized signal ratio, NSR, of a Si diode/diamond detector pair has been used to measure the mean
photon energy, ĒF, for scatter geometries including a homogeneous water phantom and two test phantoms with an air
cavity and a gypsum layer to mimic irradiation through bone tissue. Using a NSR - ĒF calibration curve obtained in dedicated Monte Carlo simulations of the same source, we have determined the mean photon energy ĒF via measurement
within ± 10 keV for points within 10 cm from the source axis. The method can be used for the experimental determination
of ĒF and of kQ,M in dosimetric investigations such as dosimetric planning system verifications and in-vivo dosimetry.
Whereas high-resolution detectors have been selected for this study, future work is planned to extend the concept to airfilled detectors with suitable correction for the volume effect.
Fig. 1: Phantom geometries used in the Monte Carlo simulations and measurements, showing the source located in (a) a homogeneous water tank, and a water tank including inhomogeneities with (b) an air cavity and (c) an air cavity plus an additional gypsum layer.
The effective point of measurement EPOM for each detector was accounted for [3].
192
Fig. 2: Correlation of the normalized signal ratio, NSR, with the local mean photon energy ĒF at varying distances from a Ir HDR
GammaMed Plus source centered in a R = 30 cm and H = 60 cm water phantom. Points: Experimental NSR values of the Si diode/diamond pair (uncertainties indicated) versus Monte-Carlo-calculated values of ĒF. Full line: NSR values calculated according to
Eqs. (2) and (3) versus Monte-Carlo-calculated values of ĒF. The gray band indicates the uncertainty range of the theoretical values (k
= 1). Eq. (4) approximates the measured NSR-ĒF correlation.
169
Fig. 3: Comparison between Monte Carlo calculated and measured lateral profiles of the mean photon energy Ē F obtained within a
homogeneous water phantom (a) and for two inhomogeneous phantoms (b) and (c).
References
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170
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Simulation wasseräquivalenter Phantommaterialien für die Brachytherapie
1
1
2
1
A. Schönfeld , N. Chofor , D. Harder , B. Poppe
1
Carl von Ossietzky Universität, Campus Pius-Hospital, Oldenburg, Universitätsklinik für medizinische Strahlenphysik,
Oldenburg
2
Georg-August Universität Göttingen, Medizinische Physik und Biophysik, Göttingen
Ziel/Fragestellung: Zur Eignungsprüfung verschiedener Phantommaterialien für dosimetrische Messungen in der
Brachytherapie soll die Wasseräquivalenz der Phantommaterialien im Spektralbereich der HE-Strahler überprüft werden.
Dies geschieht durch Monte-Carlo- Simulation der im Phantommaterial erzeugten radialen Dosisverteilung an einer typischen Ir-192-Therapiequelle, wie sie in einem Varian GammaMed Afterloader zum Einsatz kommt.
Methodik: Die Monte-Carlo Simulationen erfolgten in EGSnrc im Modul FluenceRZ für eine Varian GammaMed Plus
HDR Ir-192 Quelle (Länge 3.5 mm, Radius 0.35 mm). Der Photonentransport Cut-Off betrug 5 keV; die Rayleighstreuung
wurde vernachlässigt. Die Quelle wird in der Mitte eines zylindrischen, aus Wasser oder einem zu erprobenden Substitutionsmaterial bestehenden Phantoms mit den Radius R = 12 cm, 20 cm oder 30 cm und der Höhe H = 40 cm platziert.
Die spektrale Photonenfluenz wird mit einer spektralen Auflösung von 5 keV pro Energie-Bin entlang der Transversalebene ausgewertet. Diese verläuft senkrecht zur Symmetrieachse der stäbchenförmigen Quelle, und die verwendeten
Zylinderkoordinaten beziehen sich auf diese Achse und die Mitte der Aktivitätsverteilung der Quelle. Die Ortsauflösung
ergibt sich aus der Breite und Höhe der auf der Transversalebene angeordneten ringförmigen Sammelvolumina. Diese
haben in der Regel eine Dicke von Δr = 1 mm (aber 1.5 mm im von der Quelle aus betrachtet ersten Segment) und Δz =
0.5mm.
Aus den simulierten Fluenzwerten i,mat und den Werten Ei der mittleren Photonenenergie in den einzelnen Energie-Bins i
wird mit Hilfe des Massenenergieabsorptionskoeffizienten in Kerma-Näherung die Wasser-Energiedosis
n
 
Dwater,mat    en 
Eii ,mat
i 1   i , water
an den Aufpunkten entlang der Transversalebene im jeweiligen Phantommaterial bestimmt. Die Massenenergieabsorptionskoeffizienten des Wassers wurden den Xcom bzw. NIST Datenbanken entnommen (Hubbel et al. 1995, Boone et al.
1997). Anschließend wurden die radialen Dosisprofile der Wasser-Energiedosis in den verschiedenen gängigen Phantommaterialien simuliert und mit Hilfe des Quotienten
n
 
f material / water    en 
Eii , mat
i 1   i , water
 en 
E

 i , water i i , water
i 1
n
 
mit dem lateralen Dosisprofil in Wasser verglichen (Abbildung 1 rechts). Die initiale Auswahl der simulierten Materialien
orientierte sich an DIN 6800-1, Tab. 3. Zudem wurden die der Geometrie der verwendeten Therapiequelle entsprechenden radialen Dosisfunktionen gR,H(r) nach TG43 (2004) berechnet (Abbildung 1 links).
Ferner wurden die Phantommaterialien RW3 und RW1 der Firma PTW Freiburg in ihrem Anteil an anorganischen Stoffen
variiert und die Auswirkung auf die berechneten lateralen Dosisprofile geprüft. Alle simulierten Phantommaterialien und
Materialmischungen sind in Tabelle 1 gezeigt.
Ergebnisse: Die in Wasserphantomen berechneten radialen Dosisfunktionen gR,H(r) für variable Phantomradien und die
Phantomhöhe H = 40 cm passen gut mit der Literatur (Taylor and Rogers, 2008, Darin: Ballester et al.) zusammen. Ballesters Rechnung gilt für R = 20 cm, H = 40 cm, dabei wurde der Monte Carlo Code Geant 3 verwendet. Der Einfluss des
Phantomradius und der Phantomhöhe, der im Fehlen einer Rückstreuung aus nicht vorhandenen, weiter außen liegenden Phantomanteilen besteht, zeigt sich in unseren Ergebnissen deutlich.
Der Vergleich der Dosisprofile in den übrigen erprobten Materialien mit denen in Wasserphantomen zeigt einerseits deutliche Abweichungen bereits bekannter Phantommaterialien wie zum Beispiel PMMA und Polystyrol (Abbildung 1). Andererseits zeigt sich, wie durch Variation der anorganischen Beimischungsanteile von RW3 und RW1 eine sehr gute Annäherung an Wasser mit Werten von fmaterial/water, die von 1 nur noch um ca. 0.3 % abweichen, erreicht werden könnte. Abb.
1 ist ein Beispiel, das speziell für den Phantomradius R = 12 cm gilt. Die Untersuchungen werden fortgesetzt.
171
-
H2O
RW3 2% TiO2
RW3 1.2% TiO2
RW3 1% TiO2
RW3 0.8% TiO2
RW3 0.6% TiO2
RW1 1.0
RW1 80% (80% des anorganischen
teils)
teils)
teils)
teils)
Polyethylen
Solid Water (RMI-457)
Plastic Water
PMMA
Polystyrol
Polyethylenterephthalat (PET/Mylar)
23
-
ρ / g cm ³
ρ e / 10 cm ³
An-
1
1.045
1.045
1.045
1.045
1.045
0.97
0.97
3.336
3,376
3,379
3,3798
3,3806
3,3813
3.297
3,3042
1
1,012
1,0129
1,0131
1,0134
1,0136
0,9883
0,9905
An-
0.97
3,3111
0,9925
An-
0.97
3,3179
0,9946
An-
0.97
3,3248
0,9966
0.93
1.043
1.014
1.19
1.06
1.38
3,194
3,389
3,326
3,865
3,432
4,325
0,9574
1,0159
0,997
1,1586
1,0289
1,2965
Material
Tab. 1: Übersicht der simulierten Materialien.
Abb. 1: Der Vergleich aller gängigen Phantommaterialien bei einer Phantomgröße von
R = 12 cm und H = 40 cm. Links: Bei r = 1 cm normierte radiale Dosisfunktionen g R,T(r). Rechts: Radiale Dosisverteilungen in den
Feststoffen relativ zur Dosisverteilung in Wasser.
172
80
Interstitielle Teilbrustbestrahlung – erste Ergebnisse mit der MOSFET in vivo Dosimetrie
1
1
C. Melchert , G. Kovács
1
Universität zu Lübeck, Klinik für Strahlentherapie, Lübeck
Einleitung: Bei der interstitiellen HDR Brachytherapie eines Mamma Karzinoms werden Applikatoren in das Tumorbett
gelegt. Die Implantation kann zu einem Ödem im Gewebe führen. Das Ziel dieser Arbeit ist es, mit Hilfe der in vivo Dosimetrie zu prüfen, ob sich durch das Abschwellen des Gewebes im Laufe der Therapie die Abstände zwischen den Applikatoren verkleinern und damit die tatsächliche Dosis im Zielvolumen von der mit dem Bestrahlungsplanungsprogramm
berechneten abweicht.
Material und Methoden: Die Bestrahlungsplanung wird mit dem Programm „Oncentra“ (Fa. ELEKTA, Stockholm,
Schweden) durchgeführt. Die Dosiswerte an den Messorten können exakt bestimmt und berechnet werden.
Das Planungs-CT wird einen Tag nach Implantation der Applikatoren aufgenommen. Es repräsentiert die Lage der Applikatoren jetzt in dem angeschwollenen Gewebe. Die Therapie beginnt am fünften Tag nach der Implantation. Am achten
Tag nach der Implantation ist die Bestrahlung abgeschlossen. An diesem Tag werden mit einem C-Bogen orthogonale
Röntgenbilder zur Lagekontrolle der Applikatoren aufgenommen.
Zur Abschätzung der Größe des Ödems, werden die aus den Planungs-CT-Daten mit der maximum intensity projektion
(MIP) Radiographien berechnet. Diese werden mit den Kontrollaufnahmen am Ende der Bestrahlung verglichen. (Abb. 1
und Tab. 1)
Zur Einstellung der Maßstäbe der beiden unterschiedlich aufgenommenen Bilddatensätze, werden die Clipmarkierungen
zur Kennzeichnung des Tumorbetts verwendet. Die Distanzen der Knöpfe zur Fixierung der Applikatoren werden in dorsoventraler Richtung bestimmt. Um den Messfehler klein zu halten, werden nur Abstände größer als 25,2 mm berücksichtigt.
Abb. 1: Größenabschätzung des Ödems
Pos
MIP
C-Bogen

a
32,7
29,9
-2,8
b
27,6
26,1
-1,5
c
42,2
39,6
-2,6
d
28,7
27,1
-1,6
e
25,2
25,7
+0,5
f
31,3
29,0
-2,3
Alle Angaben in Millimetern
Tab. 1: Größenabschätzung des Ödems
Die in vivo Dosimetrie wird mit dem System mobileMOSFET Dose Verification System TN-RD-70-W (Fa. Best Medical
Canada, Ottawa) mit den microMOSFET Dosimetern TN-502RDM (standard) durchgeführt. Die Dimensionen dieser Detektoren passen in die implantierten Applikatorschläuche mit 6 French im Durchmesser.
173
Die Dosis wird in vivo dort in den Applikatoren gemessen, wo ein mehr oder weniger starker Einfluss auf die Verschiebung der Lage der Schläuche zu erwarten ist.
a) Orte mit kleinem Einfluss eines Ödems auf die Dosisverteilung:
nahe der Thoraxwand, nahe der Körperoberfläche und mit Abstand zum PTV.
b) Orte mit großem Einfluss eines Ödems auf die Dosisverteilung:
nahe dem PTV und innerhalb des PTVs.
Die Dosis wird bei drei Patientinnen an insgesamt elf verschiedenen Positionen gemessen. Die Messungen finden am
siebten bzw. am achten Tag nach der Implantation statt. Gemessen wird bei Patientin 1 in vier Applikatoren in der Nähe
der Thoraxwand, bei Patientin 2 in der Nähe der Körperoberfläche und bei Patientin 3 in einem Applikator mit Abstand
zum PTV, zwei Applikatoren innerhalb des PTVs und einem Applikator dicht am PTV, siehe Abb. 1.
Abb. 1: Messorte in den drei Patientinnen
Ergebnisse: Zur Abschätzung der Größe des Ödems ergibt der Vergleich der Abstände der Applikatorknöpfe in den Radiographien aus den Planungs-CTs mit den Röntgenbildern des C-Bogens im Mittel in den 8 Tagen eine Abnahme des
Abstandes um 5,3%.
Die Ortsungenauigkeit bei der Platzierung des MOSFET-Detektors beträgt ± 1 mm. Diese Ungenauigkeit beeinflusst das
Messergebnis wenig, weil sie innerhalb des Schlauches, und damit entlang der Isodosen in dorsoventraler Richtung verläuft. Der starke Dosisgradient senkrecht zu den Schläuchen nimmt trotz der Positionierungenauigkeit kaum Einfluss.
Die Messungen zeigen mit einer mittleren Abweichung von kleiner 1% eine gute Reproduzierbarkeit.
Das An- bzw. Abschwellen des Gewebes verläuft dagegen durchaus auch in Richtung des Dosisgradienten, wodurch
gerade die Schläuche innerhalb des Zielvolumens von allen Richtungen zusammenrücken. Hier wird mit 3,5 Gy auch der
größte Dosiszuwachs ermittelt.
Die Messungen nahe der Thoraxwand und der Körperoberfläche zeigen mit Abweichungen zu den berechneten Werten
mit kleiner als 0,4 Gy vernachlässigbare Dosisunterschiede, Abb. 2 links.
Abb. 2: Differenzen zwischen gemessenen und geplanten Dosiswerten
Der Vergleich der Dosismessungen ebenfalls nahe der Thoraxwand und der Körperoberfläche, aber dichter zum PTV
orientiert, zeigen mit den berechneten Werten Unterschiede zwischen 0,4 Gy und 0,7 Gy, Abb. 2 Mitte. Messungen nahe
dem PTV kommen auf Dosisunterschiede bis zu 2 Gy und bei Dosismessungen innerhalb des PTVs werden
Dosisunterschiede zwischen berechneten und gemessenen Werten bis zu 3,5 Gy ermittelt, Abb.2 rechts.
174
Zusammenfassung:Die Implantation von Applikatorschläuchen zur interstitiellen Teilbrustbestrahlung führt zu einem
Ödem. Während des Bestrahlungsverlaufs geht das Ödem zurück. Da das An- bzw. Abschwellen des Gewebes auch in
Richtung des Dosisgradienten verläuft, führt dieses zu einem Anstieg der Dosis innerhalb und sehr nahe des PTVs. Die
Schläuche liegen jetzt dichter nebeneinander als im Planungs-CT, auf welchem die Dosisplanung beruht. Die Messungen innerhalb des PTVs zeigen mit 3,5 Gy daher die größte Dosisdifferenz zwischen den geplanten Dosisdaten und den
Messwerten.
Die Schlauchapplikatoren, die nahe der Thoraxwand und der Körperoberfläche platziert sind, haben nur in eine Richtung
benachbart liegende weiterer Applikatoren, so dass ihre Positionen durch das Ödem weniger beeinflusst werden. Die
Dosisdifferenz ist dort daher mit maximal 0,7 Gy wesentlich geringer. Bei abseits des PTVs liegenden Applikatoren stimmen die berechnete und gemessene Dosis gut überein.
Die Messungen mit dem MOSFET-System sind reproduzierbar und ein gutes Mittel zur in vivo Dosimetrie.
175
81
Robotergestützte Freiformflächenbestrahlung mit niedrig-kV-Röntgenstrahlung
1
2
1
2
1
2
2
A. Rothfuss , F. Schneider , O. Österle , Z. Kalkan , J. Stallkamp , F. Wenz , S. Clausen
1
Fraunhofer PAMB, Mannheim
2
Universität Heidelberg, Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie, Medizinische Fakultät Mannheim, Mannheim
Fragestellungen: Das INTRABEAM-System der Firma Carl Zeiss Meditec AG ist aufgrund seiner Strahlenhygiene und –
biologie ausgezeichnet für die Durchführung von IORTs geeignet[1]. Da im Falle von Oberflächenbestrahlung die Zielfläche durch den Applikator mit einem maximalen Durchmesser von 6 cm beschränkt ist, ist die Anwendung dieser schonenden Form der Strahlentherapie für eine große Zahl von Patienten nicht möglich. Deshalb soll innerhalb des hier vorgestellten Projekts erstmals eine Möglichkeit entwickelt werden, beliebige, durch Gewebe vorgegebene Flächen mithilfe
von niedrig-kV-Röntgenstrahlung und einer reproduzierbar modulierbaren Dosisverteilung zu bestrahlen.
Material und Methoden: Um dieses Ziel zu erreichen wird das INTRABEAM-System mit einem Leichtbauroboter (LBR)
der Firma KUKA Roboter GmbH und einem Oberflächenscanner kombiniert. Die hier präsentierte Arbeit befasst sich mit
der homogenen Bestrahlung von ebenen Flächen. Hierzu wurde ein Bahnplaner entwickelt, dessen Basis die technischen Bewegungsmöglichkeiten des Roboters, eine Monte Carlo Simulation der Dosisverteilung des INTRABEAMs und
ein Simulationsmodel der Dosisverteilung auf der Zielfläche aufgrund der Bewegungstrajektorie bilden. Zur Applizierung
der Dosis wurde die Strahlenquelle, wie in Abb. 1 gezeigt, mit einem 1 cm Flatapplicator an dem Roboter angebracht und
über der Fläche entsprechend der durch den entwickelten Bahnplaner berechneten Trajektorien bewegt. Auf der Fläche
wurde ein Gafchromic EBT 3 Film angebracht, mit Hilfe dessen die Ergebnisse dieses Versuchs gemessen wurden. Die
Filme wurden durch ein Messverfahren, das von Kalkan et al. ebenfalls eingereicht wurde, auf absolute Dosis kalibriert.
Dadurch konnten die Messergebnisse mit den Ergebnissen der simulierten Bestrahlung verglichen werden.
Abb. 1: Am Roboter montierte Strahlenquelle
Ergebnisse: Die Simulation der Bestrahlung mit den geplanten Bahnen lieferte eine homogene Dosisverteilung auf der
gewünschten Fläche. Die Ergebnisse sind in Abb. 2 und Abb. 3 dargestellt. Der Roboter konnte die geplanten Bahnen mit
dem INTRABEAM abfahren. Die zur Verifikation verwendeten EBT3 Filme (Abb. 4) zeigten nach Auswertung (Abb. ) eine
Homogenität innerhalb von 3% und stimmten mit den Simulationsergebnissen überein.
176
Abb. 2: Simulierte Dosisverteilung auf der Zielfläche von oben
Abb. 3: Simulierte Dosisverteilung auf der Zielfläche von der Seite
177
Abb. 4: Auf EBT3-Film gemessene Dosisverteilung
Abb. 5: Dosisverteilung auf kalibriertem EBT3-Film
Zusammenfassung: Es konnte gezeigt werden, dass die vorgestellte Methode geeignet ist, um beliebige, durch Gewebe
vorgegebene Flächen robotergestützt und dosisoptimiert zu bestrahlen. Durch diese Technik ist man bei Oberflächenbestrahlungen nicht länger auf eine vom Applikator vorgegebene Geometrie festgelegt. Es lassen sich bestimmte Bereiche
schonen und eine präzisere Behandlung wird ermöglicht.
Literatur
[1]
Krengli, M., Sedlmayer, F., Calvo, F.A., Sperk, E., Pisani, C., Sole, C.V., Astner, G., Gonzales, C. und Wenz, F.
ISIORT pooled analysis 2013 update: clinical and technical characteristics of intraoperative radiotherapy [online].
Translational Cancer Research, 2014, 3(1), 48-58.
178
Session 16 – Partikeltherapie II: Bestrahlungsplanung und Bildgebung
Chairs: C. Graeff (Darmstadt), J. Heufelder (Berlin)
82
Potential dose degradation in advanced head and neck cancer patients during
fractionated proton therapy due to anatomical changes
1
1
1
1,2
1,2,3,4,5
K. Stützer , A. Jakobi , C. Arnsmeyer , A. Bandurska-Luque , C. Richter
1
OncoRay – Nationales Zentrum für Strahlenforschung in der Onkologie, Medizinische Fakultät und Universitätsklinikum
Carl Gustav Carus, Technische Universität Dresden, Helmholtz-Zentrum Dresden-Rossendorf, Hochpräzisionsstrahlentherapie, Dresden
2
Universitätsklinikum Carl Gustav Carus, Technische Universität Dresden, Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie,
Dresden
3
Deutsches Krebsforschungszentrum (DKFZ), Heidelberg
4
Deutsches Konsortium für Translationale Krebsforschung (DKTK), Dresden
5
Helmholtz-Zentrum Dresden-Rossendorf, Institut für Radioonkologie, Dresden
Introduction: Proton beams have the potential to generate tumor-conformal dose distributions with a clearly reduced
integral dose compared to advanced techniques in photon radiotherapy, but they are prone to range uncertainties if the
composition of the penetrated tissue changes during therapy. Such changes demand particular attention in advanced
head and neck cancer (HNC) patients, since a plenty of critical normal tissue structures (organs at risk, OARs) are closeby to the large elongated target volumes. For intensity modulated radiotherapy with photons (IMRT), it is known that
treatment plan adaptation is often required for HNC patients to fulfill target coverage on the one hand and to avoid overdose to OARs on the other hand [1-5]. However, the adaptation demand in proton therapy is not well investigated for
large patient cohorts so far [6-7]. Based on a computed tomography (CT) image representing the intra-therapy patient's
anatomy, we evaluate the potential proton dose degradation that can be expected during fractionated therapy due to typical anatomical changes.
Material and methods: From a cohort of HNC patients with available CT images taken prior to radiochemotherapy
(CTBaseline) and intra-therapy after approximately 20 fractions (CT Recalc) [8,9], we selected the patients who have not received intubation and have been positioned with treatment positioning devices (thermoplastic mask) for both image acquisitions. For each of the selected 32 patients, an intensity modulated proton therapy (IMPT) plan of the first treatment
series with a prescribed dose of 50 GyE to the adjuvant planned target volume (PTV, median volume (range) = 669 ml
(451 ml – 1249 ml)) had been generated using the XiO treatment planning system (Elekta AB, Stockholm, Sweden). For
these first 25 (of a total number of 36) fractions, maximum dose constraints were set to spinal cord, brain stem and
left/right plexus brachialis of 31.25 GyE, 37.5 GyE and 50 GyE, respectively. If possible, the mean dose in parotid glands
was aimed to be below 18 GyE and the D1ml of the mandible below 52.08 Gy, while fulfilling PTV coverage of at least
V95% > 95% and avoiding dose hot spots above 107% of the prescribed dose.
The CTRecalc images and their OAR contours were rigidly registered to the corresponding CT Baseline images using a sixdegrees-of-freedom algorithm with focus on bone structures (RayStation 4.5, Raysearch Laboratories, Stockholm, Sweden). The IMPT treatment plans were recalculated (XiO) on the registered CT Recalc scans (fig. 1), representing potential
dose distributions for the later fractions of the first series. Changes of constraint-relevant dose parameters for a single
fraction in spinal cord, brain stem, plexuses, parotid glands and mandible as well as changes of isodose volumes were
evaluated using the Computational Environment for Radiotherapy Research (CERR) in MATLAB R2010b.
Results: The 32 generated dose distributions on the CT Baseline images were rated to be acceptable for IMPT treatment
with only slight exceedance of OAR constraints for some patients: {0, 1, 2, 3, 4} of the 7 dose constraints were exceeded
in {2, 10, 13, 4, 3} patients. In contrast to that, {0, 1, 2, 3, 4, 5} constraints were exceeded for the recalculated dose distributions in {1, 2, 4, 9, 12, 4} patients (fig. 2a). In a high number of cases (24 times for spinal cord, 26/23 times for left/right
plexus brachialis, 24/20 times for ipsi-/contralateral parotid gland and 21 times for mandible) the constraint-relevant dose
values were increased after recalculation (fig. 2b). Accordingly, the constraints were more often exceeded than for the
initial dose distribution (tab. 1).
179
Volumes of several isodose levels (10, 20, …, 90, 95, 107, 110, 115, 120, 125 and 130% of the prescribed dose) were
calculated for the initial plan and for the recalculated dose and were compared to each other (fig. 3a). There was no tendency for a positive or negative volume change of lower isodose levels. Volumes of the 90% and 95% isodose level decreased in almost all (in 31 and 30) patients indicating a systematic generation of cold spots. Especially the 95% isodose
decreased in 10 patients to a volume smaller than the volume of the PTV contour drawn for treatment planning (fig. 3b).
Even though the exact location of the PTV is not known in the CT Recalc image (because it was not delineated), it becomes
clear that these 95% isodose contours cannot encompass the PTV volume anymore. The frequency and size of hotspot
formation was remarkably high (tab 2). In the initial plan only 10 patients had small hotspots with dose values above
107% of the prescribed dose. After recalculation on the CT Recalc image, the dose values exceeded the 107% for each
patient and hotspots with dose values of 115% and even higher were found in 28 patients.
Summary and Discussion: Intra-therapy changes of patient's anatomy play an important role in HNC patients treated
with IMPT. Strong dose degradation was found in several patients considering their anatomy after approximately 20 fractions. For IMPT, we present one of the first investigations that quantify the dose changes by dedicated dose parameters
for typically considered OARs and by the comparison of isodose volumes. Since only a single fraction was analysed, one
cannot conclude to the total dose that would be given by a complete therapy. However, the increase of dose to OARs in
many cases as well as the systematic formation of cold and especially hot spots let us conclude that treatment of HNC
patients with IMPT demands a careful surveillance and will potentially require plan adaptation for several patients.
Although the intra-therapy changes of patient's anatomy might be the main cause for the observed dose degradations,
there are additional influences like the following two: Dental artifacts of various manifestations had to be contoured manually (and were overwritten) in the CT images for 20 of the 32 patients without knowing the ground truth. The automatic
CT image registration showed in 8 cases non-sufficient results for the target region, i.e. bony parts of the skull matched
well while parts of the spine in the neck region differed a lot. The latter impact will be further investigated by comparing
with a manual three-degrees-of-freedom registration approach.
Currently, a similar investigation is under way for the same patient cohort using IMRT instead of IMPT plans. A comparison between beam modalities will be presented which is strongly required for a conclusive rating whether there are differences for adaptation demands in proton and photon therapy. Future investigations should include clinically approved robust treatment plans and more frequent control CT images to study the progress of dose degradation during the course of
therapy.
Fig. 1: Potential dose degradation in 2 arbitrary HNC patients during fractionated proton therapy. The axial CT slices (upper row) show
the anatomy at the stage of treatment planning with the respective PTVs (red contour) and after approximately 20 fractions. The exemplarily shown obvious shrinkage of a lymph node (a) leads to strong, not acceptable dose degradation in the target volume and to serious overdose in several OARs, well visible for the spinal cord. For minor anatomical changes (b), the resulting dose inhomogeneity is
less pronounced and would not necessarily demand a plan adaptation.
180
Fig. 2: (a) Number of patients with dose distributions exceeding 0 - 5 of the 7 OAR dose constraints for initial IMPT plans on CT Baseline
(light) and recalculated dose on CTRecalc (dark). (b) Change (Recalc-Baseline) of maximum dose (blue) in spinal cord (SpCo), brain
stem (BrSt), left / right plexus brachialis (lPb / rPb), of mean dose (grey) in ipsilateral and contralateral parotid gland (ipsPG / conPG)
and of D1ml (purple) for mandible (Mand) in the 32 HNC patients.
Maximum dose
Left
Spinal cord Brain stem
plexus
1.25
1.50
2.00
Right plexus
2.00
Mean dose
Ipsilat.
Contralat.
parotis
parotis
0.72
0.72
D1ml
Mandible
Fraction constraint / Gy
2.08
Baseline dose
Median / Gy
0.94
0.77
2.00
2.00
0.70
0.53
2.01
Range / Gy
0.50 – 1.10 0.02 – 1.15 1.96 – 2.07 1.96 – 2.11 0.43 – 1.56 0.28 – 0.83 1.1 – 2.04
(# exceeding constraint)
(0)
(0)
(20)
(20)
(15)
(5)
(0)
Recalc dose
Median / Gy
1.02
0.78
2.08
2.06
0.86
0.60
2.04
Range / Gy
0.65 – 1.78 0.01 – 1.36 1.92 – 2.21 1.97 – 2.34 0.25 – 1.48 0.15 – 1.01 0.96 – 2.17
(# exceeding constraint)
(4)
(0)
(27)
(26)
(24)
(9)
(9)
Tab. 1: Median and range of constraint-relevant dose values per fraction in OARs for the initial plan (Baseline dose) and for a potential
late fraction of the planned series (Recalc dose). Numbers in parentheses denote the amount of patients that exceeded the corresponding constraint.
Fig. 3: (a) Change of isodose volumes when recalculating the treatment plan on the registered CT Recalc image. Each horizontal line in
the columns corresponds to the value for one of the 32 patients. For interpretation of the results one has to keep in mind that the volume of isodose decreases with increasing dose level (e.g. average volume of 10% isodose = 3544 ml; average volume of 95%
181
isodose = 831 ml). (b) Comparison of the 95% isodose volumes in the treatment plan (light grey) and after recalculation on the registered CTRecalc image (dark grey) with the initially drawn PTV volume (white) for each of the 32 HNC patients.
Baseline dose
Mean / ml
Range / ml
(# volume > 0 ml)
Recalc dose
Mean / ml
Range / ml
(# volume > 0 ml)
Isodose level (x% of prescribed dose)
115
120
107
110
0.01
0 – 0.08
(10)
0.00
0 – 0.01
(1)
0
-(0)
80.88
2.36 – 420.59
(32)
36.52
0 – 227.05
(31)
8.57
0 – 53.83
(28)
125
130
0
-(0)
0
-(0)
0
-(0)
1.69
0 – 10.90
(21)
0.20
0 – 2.49
(9)
0.07
0 – 1.42
(3)
Tab. 2: Mean and range of isodose volumes indicating hotspots in the initial plan (Baseline dose) and in the later phase of the planned
series (Recalc dose). Dose distributions of all 32 patients were considered for the calculation; numbers in parentheses denote the
amount of dose distributions containing hotspots of the respective isodose level.
References
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tomotherapy for head and neck cancer, Strahlenther Onkol 188(3):243-7
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parotid glands and decrease the risk of xerostomia, Radiat Oncol 10(1):6
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advanced head and neck cancer patients based on individual and subgroup NTCP analysis, Int J Radiat Oncol
Biol Phys
182
83
Ermittlung eines notwendigen distalen Sicherheitssaums unter Berücksichtigung von
Blickwinkeln und Gewebeeigenschaften in der Protonentherapie von
Aderhautmelanomen
1,2
1,3
1,3
1,3
1,3
A.L. Klein , D. Cordini , R. Stark , A. Weber , J. Heufelder
1
Charité-Universitätsmedizin Berlin, BerlinProton am HZB, Berlin
2
Beuth Hochschule für Technik, Physikalische Technik / Medizinphysik, Berlin
3
Charité-Universitätsmedizin Berlin, Augenklinik Campus Benjamin Franklin, Berlin
Fragestellungen: In der Protonentherapie von intraokularen Tumoren wird üblicherweise ein distaler Sicherheitssaum
von 2,5 mm verwendet. Dieser setzt sich zusammen aus 1,0 mm Sicherheitssaum um das klinischen Zielvolumen (CTV)
zum Erreichen des Planungszielvolumen (PTV) und weiteren 1,5 mm für Reichweitenunsicherheiten. Es soll überprüft
werden, in wie fern ein das PTV Lagerungsunsicherheiten von 1 mm abfängt. Insbesondere muss hier das Augenmerk
darauf gerichtet werden, wie weit eine Blickwinkelabweichung des Patienten während der Therapie diesen Saum nicht
überstrapaziert. Alle weiteren Unsicherheiten, die bislang 1,5 mm des distalen Sicherheitssaums in Anspruch nehmen,
sollen betrachtet werden. Den Schwerpunkt bildet hierbei der Vergleich der Protonenreichweite in homogenen Augengewebe, wie bislang angenommen, und realem Augengewebe mit heterogener Dichte und Stöchiometrie. Eine Schwellung
des episkleralen Bindegewebes wirkt sich ebenfalls auf die Protonenreichweite aus und ist somit zu erfassen. Des Weiteren soll überprüft werden, ob es zu einer Unterschreitung des Sicherheitssaums aufgrund der Bulbuskrümmung oder der
Verwendung von Keilen im Übergang vom distalen zum lateralen Bereich kommen kann.
Material und Methoden: Die notwendigen Daten zur Stöchiometrie und Dichte der Gewebearten des Auges werden je
nach Verfügbarkeit der ICRP 23 [2] und der ICRU 46 [3] entnommen, beziehungs-weise einige Dichtewerte mithilfe von
CT-Daten ermittelt. Für die Reichweitenberechnungen wurde das Softwarepaket MCNPX 2.6.0 verwendet. Die Werte für
das Massenstoßbremsvermögen werden der ICRU 49 [1] entnommen. Bei der späteren Anwendung erfolgt die Berechnung der Protonenreichweite über das relative Stoßbremsvermögen. Zur Analyse des episkleralen Bindegewebes, wird
eine Optische Kohärenztomographie (OCT) des vorderen Augenabschnittes durchgeführt. Mit dem erstellten LabVIEW
Programm kann eine gewünschte Reichweite im realen Augengewebe sicher ermittelt werden kann. Es werden alle statistischen Fehler, wie zum Beispiel Unsicherheiten bei der Ermittlung des relativen Stoßbremsvermögens der verschiedenen Gewebearten gegenüber homogenen Augengewebe, so berücksichtigt, dass sich ein konservativer Therapieansatz
ergibt. Des Weiteren wird über hergeleitete Formeln, eine Einhaltung des Sicherheitssaums im Übergang vom distalen
zum lateralen Bereich ermöglicht. Hierbei fließen sowohl die Bulbuskrümmung, als auch die Keilposition in die Berechnungen ein.
Ergebnisse: Eine Reduktion des distalen Sicherheitssaums ermöglicht insbesondere eine Schonung des Sehnervens
(siehe Abbildungen 1). Im dargestellten Fall reduziert sich das bestrahlte Volumen des Sehnervens um 8%. Aufgrund der
Geometrie der Bestrahlung der Art der Kontur in der Protonentherapie von Augentumoren reduziert sich somit die bestrahlte Länge des Sehnervens um 0,8 mm. Des Weiteren fällt auf, dass es bei der herkömmlichen Planung durch die
Verwendung von Keilen, die zur Formung des bestrahlten Volumens verwendet werden, zu einer Unterschreitung des
Sicherheitssaums im Übergang von distalem zu lateralem Bereich kommen kann. Grund dafür ist, dass das verwendete
Bestrahlungsplanungsprogramm die Unterschreitung des Sicherheitssaums in diesem Bereich nicht erkennt. Es werden
lediglich distale und laterale Unterschreitungen erkannt.
Besonders wenn die Protonen zum Erreichen des distalen Punkts des Tumors einen großen Anteil an Tumorgewebe
durchdringen müssen, kann es zu einer solchen Unterschreitung kommen. Grund dafür ist das höhere Stoßbremsvermögen des Tumorgewebes gegenüber dem bisher angenommenen homogenen Augengewebe. Die Protonen dringen somit
nicht so tief wie bisher erwartet in das Gewebe ein. Folglich setzt auch die Keilwirkung an einem Punkt ein, der näher am
Tumor liegt und somit den Sicherheitssaum im Übergang von distalem zu lateralem Bereich verletzt (sieheAbbildung 2).
Zusammenfassung: Eine Reduktion des distalen Sicherheitssaums ist umsetzbar und kann zu einer Dosisreduktion im
Sehnerven führen. Es ist dabei stets auf die Einhaltung der Sicherheitssaums im Übergang vom distalen zum lateralen
Bereich zu achten. Das PTV darf nicht versehendlich kompromittiert werden. Dies gilt nicht nur bei der Anwendung des
neuen Planungsansatzes, sondern auch im Besonderen bei der herkömmlichen Planung. Damit die entwickelte Planungsmethode bei allen Tumoren angewendet werden kann, müssen weitere Anpassungen erfolgen.
183
Abb.1a: Dosis-Volumen-Histogramme des ursprünglichen Plans
Abb.1b: Dosis-Volumen-Histogramme des Plans mit reduziertem distalen Sicherheitssaum
Abb.2: Unterschreitung des Sicherheitssaums im Übergang von distalem zu lateralem Bereich durch Verwendung eines Keils
184
Literatur
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International Commission on Radiological Protection. Task Group and Walter Stephen
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Oxford, 1975.
[3]
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185
84
Korrekturfaktoren für die Elektronendichte-basierte Reichweitenvorhersage in der
Protonen- und Ionenstrahltherapie
1
2
3,4
3
1,5
1
C. Möhler , N. Hünemohr , P. Wohlfahrt , C. Richter , O. Jäkel , S. Greilich
1
Deutsches Krebsforschungszentrum (DKFZ), Heidelberg
2
ehemals Deutsches Krebsforschungszentrum (DKFZ), Heidelberg
3
OncoRay - Nationales Zentrum für Strahlenforschung in der Onkologie, Medizinische Fakultät und Universitätsklinikum
Carl Gustav Carus, Technische Universität Dresden, Helmholtz-Zentrum Dresden - Rossendorf, Dresden
4
5
Heidelberger Ionenstrahl-Therapiezentrum (HIT), Heidelberg
Fragestellungen: Aktueller Stand der Technik in der Therapieplanung für Teilchen ist die Ableitung der Reichweite aus
dem CT-Bild des zu bestrahlenden Gewebes mit Hilfe einer abschnittsweise linearen, heuristischen Relation [1, 2]. Aufgrund der unterschiedlichen physikalischen Wechselwirkungsmechanismen ist diese Umrechnung aber mit inhärenten
Unsicherheiten behaftet. Zudem werden individuelle Unterschiede zwischen Patienten und eingebaute Fremdmaterialien
wie Metalle nicht repräsentiert. Die Dual-Energy-Computertomographie (DECT) kann diese Unsicherheiten minimieren
[3].
Material und Methoden: Der für die Reichweite dominante Parameter, die Elektronendichte, kann methodisch eindeutig
und robust direkt aus DECT-Daten gewonnen werden. Dies gilt nicht für das mittlere Anregungspotential, welches im
logarithmischen Term der Bethe-Gleichung eine für die Reichweite untergeordnete, aber nicht zu vernachlässigende,
Rolle spielt. Die Ableitung des mittleren Anregungspotentials aus einer aus DECT-Daten abgeschätzten effektiven Kernladungszahl wie in [4] vorgeschlagen, ist problematisch, da zwischen den beiden Größen kein unmittelbarer physikalischer Zusammenhang besteht [5].
Wir schlagen daher vor, das mittlere Anregungspotential stattdessen als Korrekturfaktor aus der Messung der wasseräquivalenten Pfadlänge (WEPL) und der Elektronendichte für ein Trainingsset aus verschiedenen, repräsentativen Materialien mit Hilfe der Bethe-Formel zu gewinnen. Durch Interpolation zwischen den Messdaten mittels multivariater Regressionsverfahren wird eine kontinuierliche Vorhersage des Anregungspotentials und damit letztendlich der WEPL auf der
Basis von DECT-Bildern möglich, die als Produkt aus der wie in [3] bestimmten Elektronendichte und dem jeweiligen
Korrekturfaktor gegeben ist.
Ergebnisse: Die vorgeschlagene Methode wurde für den Datensatz von Gewebesurrogaten aus [3] implementiert und
evaluiert. Die Ergebnisse legen eine robustere Vorhersage der Ionenreichweite nahe. Diese kann insbesondere auch für
Materialien geringer Dichte angewendet werden, bei denen der Algorithmus zur Berechnung der effektiven Kernladungszahl divergiert.
Schlussfolgerung: Der neue Ansatz zur Reichweitenvorhersage aus DECT-Bildern eröffnet die Perspektive, Limitierungen im Zusammenhang mit dem mittleren Anregungspotential aufzuheben. Letztere sind im Übrigen für die konventionelle Photonentherapie irrelevant; hier kann die übliche mit o.g. Unsicherheiten und Einschränkungen verbundene heuristische Bestimmung der Elektronendichte unmittelbar durch die robuste Berechnung mit DECT ersetzt werden.
Literatur
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Jäkel et al., Carbon ion ranges and X-ray CT numbers, Med. Phys. 28 (4) 2001
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Hünemohr et al., Experimental verification of ion stopping power prediction from dual energy CT data in tissue
surrogates, Phys. Med. Biol. 59 (2014) 83–96
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Hünemohr et al., Reply to ‘Comment on “Experimental verification of ion stopping power prediction from dual energy CT data in tissue surrogates”’, Phys. Med. Biol. 59 (2014) 7085–7087
186
85
Clinical implementation of dual-energy computed tomography (DECT) for treatment
planning on pseudo-monoenergetic CT scans (MonoCT) in particle therapy
1,2
3
4
5
5
1,2,3,5,6
1,2,3,5,6
P. Wohlfahrt , S. Menkel , V. Hietschold , C. Möhler , S. Greilich , M. Baumann
, W. Enghardt
,
1,2,3,5,6
1,2,3,5,6
M. Krause
, C. Richter
1
OncoRay – National Center for Radiation Research in Oncology, Faculty of Medicine and University Hospital Carl Gustav Carus, Technische Universität Dresden, Helmholtz-Zentrum Dresden - Rossendorf, Dresden
2
Helmholtz-Zentrum Dresden - Rossendorf, Institute of Radiooncology, Dresden
3
Department of Radiation Oncology, Faculty of Medicine and University Hospital Carl Gustav Carus, Technische
Universität Dresden, Dresden
4
Department of Diagnostic Radiology, Faculty of Medicine and University Hospital Carl Gustav Carus, Technische
Universität Dresden, Dresden
5
German Cancer Research Center (DKFZ), Heidelberg
6
German Cancer Consortium (DKTK), Dresden
Introduction: Treatment planning in particle therapy is based on CT imaging using a heuristic CT calibration [1]. Due to
the lack of a direct physical relation between CT number and stopping power, this conversion is associated with uncertainties caused by beam hardening, metal artifacts or deviations from biological material compositions [2]. Compared to a
standard CT scan, dual energy computed tomography (DECT) offers a wide range of possibilities accompanied by additional information of two CT scans with different X-ray spectra. Based on DECT data, pseudo-monoenergetic CT scans
(MonoCT) can be calculated [3]. Depending on the selected energy of the reconstructed MonoCT, it is customized for
different applications, i.e. for contouring of target volumes and organs at risk (OAR), for particle treatment planning or for
reducing metal artifacts (Fig. 1). The aim of this study is the clinical implementation of DECT-based MonoCT in particle
therapy treatment planning, in particular the determination of an optimal DECT protocol and the quality assurance for CT
acquisition and dose calculation.
Fig. 1: Signal-to-noise ratio (SNR) and beam hardening ratio (BHR) depending on the energy of the reconstructed MonoCT dataset.
For DECT scans at tube voltages of 80 kVp and 140 kVp the MonoCT dataset of 66 keV is optimal for contouring (highest SNR), whereas 77 keV is optimal for particle treatment planning (best CT number constancy through less beam hardening artifacts). The blue curve
with low opacity shows qualitatively the decreasing CT number of bone material with increasing energy as additional information for
contrast-to-noise ratio (CNR).
Material and methods:For clinical application of MonoCT datasets in particle treatment planning different requirements
have to be fulfilled compared to standard 120 kVp CT scans: A similar image quality without additional CT dose, an at
least comparable precision by translating CT numbers into stopping power ratios (SPR) and no relevant changes in dose
volume histogram (DVH) and range prediction.
187
To quantify energy-dependent parameters of MonoCT datasets like signal-to-noise ratio (SNR) and beam hardening ratio
(BHR), ten tissue-equivalent materials manufactured by Gammex RMI Inc., five polymers, a water-equivalent material
produced by PTW and aluminum are measured with a Siemens “SOMATOM Definition AS” CT scanner in dual energy
mode with a tube potential combination of 80/140 kVp. Without neglecting beam hardening effects all materials are
scanned in different sizes (10 mm, 25 mm, 50 mm) and different environments simulating specific body regions of a patient
(thorax, head, pelvis). Based on these DECT scans, MonoCT datasets of 17 different energies are calculated and analyzed regarding material-specific CT numbers and their standard deviations in a defined region of interest (ROI).
For evaluating the image quality of a MonoCT dataset, the tube current-time product of the DECT scan is set to administer the same CT dose as a standard 120 kVp CT scan. The image analysis is performed qualitatively by judgment of experienced oncologists and quantitatively comparing the standard deviation of CT numbers in a homogenous ROI of different
head and body phantom CT scans.
Beyond the determination of material-specific CT numbers, the water-equivalent path length of each material is determined in range measurements to define the heuristic CT calibration for proton treatment planning on DECT-based
MonoCT datasets. The new method is compared to the current clinical approach (heuristic calibration on 120 kVp CT
scan) by evaluating deviations in particle range, dose distribution and DVH parameters using a commercial head phantom, biological tissues and a patient CT scan.
Fig. 2: Line dose profiles in beam direction of a treatment plan of a head phantom calculated on a standard 120 kVp CT scan (black
lines) and recalculated on a DECT-based MonoCT dataset of 77 keV (red lines). The beam direction was chosen to reflect a worstcase scenario (bone and air in beam path) rather than a realistic clinical plan. The absolute range deviations between both approaches
are less than 0.3 mm.
Results: MonoCT datasets exhibit severe variations in image quality and CT number constancy depending on the reconstructed energy (Fig. 1). The evaluation of material-specific CT numbers results in an optimal SNR for an energy of 66
keV. A substantial reduction of metal artifacts caused by prostheses or implants will be achieved by using MonoCT datasets in the range of 110 keV to 140 keV. For an energy of 77 keV, CT numbers are least affected by beam hardening
artifacts. Therefore, a 77 keV MonoCT dataset is optimal for conventional range prediction in particle treatment planning.
Using different MonoCT datasets enables a reduction of range uncertainties through metal or beam hardening artifacts
and a more precise definition of target volumes due to an increased tissue contrast.
The performed studies of different phantoms and biological tissues have shown that MonoCT data possess a similar SNR
and a slightly enhanced contrast-to-noise ratio compared to standard 120 kVp CT scans with the same CT dose. Moreover, an at least similar precision for translating CT numbers into SPR will be reached with a 77 keV MonoCT dataset (Fig.
2). The comparison of dose distributions calculated on the basis of standard 120 kVp CT scans and a 77 keV MonoCT
dataset both for a head phantom and a clinical patient dataset yield no clinical relevant changes in DVH and particle
range.
Conclusion: The DECT-based reconstruction of MonoCT datasets is a feasible approach to improve particle treatment
planning and can already be implemented clinically, because all requirements are fulfilled. Besides the actual benefits of
using MonoCT data, establishing a database of clinical DECT scans using a standardized and optimized DECT protocol
enables robustness analyses of new CT calibration methods [4] and studies of variations in tumor and tissue compositions in patients to reduce the current range uncertainties by introducing a patient-specific CT calibration.
188
References
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Hünemohr N, Krauss B, Tremmel C, Ackermann B, Jäkel O, Greilich S (2014) Experimental verification of ion
stopping power prediction from dual energy CT data in tissue surrogates. Physics in medicine and biology
59(1):83-96.
189
86
Helium-Radiografie mit einem kompakten Halbleiterdetektor: erste Messergebnisse
1,2
1
1,2
3
1,2,4
T. Gehrke , R. Gallas , G. Arico , J. Jakubek , O. Jäkel , M. Martisikova
1
DKFZ, E040, Heidelberg
2
Universitätsklinikum Heidelberg, Heidelberg
3
IEAP, Czech Technical University in Prague, Prag, Tschechische Republik
4
Heidelberger Ionenstrahl-Therapiezentrum, Heidelberg
1,2
Fragestellungen: Die starken Gradienten der Dosisverteilung bei der Ionenstrahltherapie sind einerseits ein großer Vorteil, weil umliegendes Gewebe geschützt werden kann, und stellen andererseits hohe Anforderungen an die Präzision
und Qualität der Dosisdeposition im Patienten dar. Ionenstrahl-Radiografie könnte als ergänzende Bildgebungsmodalität
zu CT und Röntgenradiografie zur Qualitätssicherung beitragen. Sie bietet unter anderem einen hohen Kontrast für
Weichgewebe, ermöglicht die Messung von wasseräquivalenter Dicke direkt mit Ionen und stellt eine relativ niedrige
Dosisbelastung dar [1]. In diesem Beitrag werden die Möglichkeiten der Ionenstrahl-Radiografie mithilfe eines kompakten,
halbleiterbasierten Detektors—Timepix [2]— untersucht und erste Messungen zur Schichtdicken-Auflösung präsentiert.
2
Material und Methoden: Der Timepix Detektor hat eine aktive Fläche von 2 cm , die aus 300 µm dickem Silizium besteht
und Pixel mit einer Größe von 55 µm x 55 µm enthält. Diese hohe Ortsauflösung ermöglicht die Detektion von einzelnen
Teilchen mit gleichzeitiger Energieverlustsensitivität in jedem Pixel.
Messungen unter Verwendung von Heliumstrahlen wurden am Heidelberger Ionenstrahl-Therapiezentrum (HIT) durchgeführt. Heliumionen stellen einen guten Kompromiss zwischen verringerter Mehrfachstreuung gegenüber Protonen und
kleinerer Energiedeposition im Patienten/Phantom gegenüber Kohlenstoffionen dar. Der Versuchsaufbau ist schematisch
in Abb. 1.a gezeigt. Das Cluster-Signal jedes auftreffenden Teilchen wird im Timepix Detektor gemessen und als Bildinformation für die Radiografie benutzt. Zusätzlich können verschiedene Teilchenarten anhand ihres Energieverlusts unterschieden werden [3]. Die gemessenen Radiografien wurden mit simulierten Radiografien verglichen, die auf Monte Carlo
Simulationen mit FLUKA [4] beruhen.
Ergebnisse: Die Monte Carlo Simulationen sagen vorher, dass ein Schichtdickenunterschied von
1 mm bei einer
Gesamtschichtdicke von 160 mm mit Ionenstrahl-Radiografie deutlich aufzulösen ist. Die gemessenen Radiografien (vgl.
Abb. 1.b) zeigen, dass dieser relative Schichtdickenunterschied von 0,6 % nicht nur theoretisch sondern auch praktisch
mit der Ionenstrahl-Radiografie unter Verwendung des Timepix Detektors aufgelöst werden kann. Das Kontrast-RauschVerhältnis kann mithilfe der Identifizierung und Auswahl der Heliumionen aus allen Cluster-Signalen um ca. 50 % verbessert werden.
Zusammenfassung: Es konnte gezeigt werden, dass die Ionenstrahl-Radiografie mit dem Timepix Detektor realisierbar
ist und eine hohe Auflösung bezüglich der Schichtdicke (vergleichbar mit der Dichteauflösung) erreicht werden kann. Die
Möglichkeit, verschiedene Ionen zu unterscheiden, verbessert die Bildqualität zusätzlich.
190
Abb.1: a) Versuchsaufbau, der für die Messungen und die Simulationen verwendet wurde.
1.b) Gemessene Radiografie, bei der nur He-Ionen zum Bild beitragen
Abb. 2) Mittleres Cluster Signal nach Projektion der Radiografie entlang der y-Achse (vgl. Abb. 1.b). Die blaue Kurve zeigt den Fall, bei
dem nur He-Ionen zum Bild beitragen. Die grüne Kurve zeigt den Verlauf, wenn alle auftreffenden Teilchen zum Bild beitragen. Die rote
und die orangene Kurve sind Fit-Funktionen, anhand derer das Kontrast-Rausch-Verhältnis und die örtliche Auflösung berechnet werden können.
Literatur
[1]
Schneider, U. et al.: First proton radiography of an animal patient, Medical Physics 31(5), S. 1046 -1051, 2004
[2]
Llopart, X. et al.: Timepix, a 65k programmable pixel readout chip for arrival time, energy, and/or photon counting
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[3]
Hartmann, B. et al.: Towards fragment distinction in therapeutic carbon ion beams: A novel experimental approach using the Timepix detector, NSS/MIC, 2012 IEEE, S. 4076-4079, 2012
[4]
Bohlen, T.T. et al.: The FLUKA Code: Developments and Challenges for High Energy and Medical Applications,
Nuclear Data Sheets 120, S. 211-214, 2014
191
87
A systematic Monte-Carlo study of the influence of different acquisition and detector
parameters on the image quality of carbon ion radiography and tomography using a
range telescope
1
1,2
1,2
1
1
1,2
3
2,4
1,5
S. Meyer , L. Magallanes , T. Tessonnier , G. Landry , G. Dedes , I. Rinaldi , B. Voss , O. Jäkel , C. Gianoli ,
1
K. Parodi
1
Ludwig Maximilians Universität München, Lehrstuhl für Medizinische Physik, Garching b. München
2
3
GSI Helmholtzzentrum für Schwerionenforschung, Darmstadt
4
Deutsches Krebsforschungszentrum, Heidelberg
5
Klinikum der Universität München, Department of Radiation Oncology, München
Introduction: Carbon ion beam therapy offers the possibility of a highly conformal tumor-dose distribution, due to the
inverted depth-dose profile and the finite range of ions in the patient. A main challenge is the need of a precise knowledge
of the Bragg-Peak position in tissue, which makes the technique highly sensitive to range uncertainties in the treatment
planning process, due to the conversion of Hounsfield Units of the X-ray planning CT to relative ion stopping power. Ionbased transmission radiography offers the possibility of a low-dose imaging technique that allows verifying the beam
range as well as the patient positioning at the treatment site. In this work we performed a thorough simulation study to
support the upgrade and optimization of a first prototype system, which could soon reach maturity for clinical use.
Materials and methods: Extensive Monte Carlo simulations have been performed to quantitatively characterize the performance of a range telescope consisting of 61 parallel-plate ionization chambers (PPIC) interleaved with 3 mm absorber
plates of PMMA [1]. For this prototype, radiographic images were simulated for phantoms of different complexity (including different tissue equivalent samples) and compared to experimental results. We investigated the influence of different
acquisition parameters and of already ongoing detector upgrades in terms of reduced absorber plate thickness, as well as
possible future technological changes such as single ion tracking capability. Moreover, the impact of improvements in the
data processing and tomographic image reconstruction were examined for different detector setups.
Results: For most of the tissue equivalent materials investigated, the prototype system with a simple data processing,
using only the maximum PPIC signal as Bragg-Peak position, is able to reconstruct the correct Water Equivalent Thickness (WET) values with a relative error of 1.5%, consistent with experimental data [2]. This value can be reduced below
1% by decreasing the thickness of the PMMA absorbers between the ionization chambers to 1mm, as being performed
for the next generation prototype. From the simulations, it is shown that with the ongoing detector upgrade the system will
provide a robust tool for range verification even at low dose levels (0.2mGy), and further improvements are expected from
better data processing methods. First ion-based computed tomographies have been obtained with a dose of ca. 50 mGy,
which can be further reduced by decreasing the number of primaries per raster point without compromising neither the
accuracy in Water Equivalent Path Length (WEPL) reconstruction nor the spatial resolution.
Conclusion: Experimentally validated simulations of carbon ion transmission radiography and tomography with a range
telescope quantitatively support the benefit of the ongoing system upgrade to provide a robust tool for range verification
even at low dose exposure. Further possible improvements of the detector setup and of the data processing and reconstruction will be outlined and discussed.
Acknowledgement: This work is supported by the DFG (project “A novel imaging technique for ion beam therapy: Ion
Computed Tomography" and cluster of Excellence Munich Advanced Photonics). Chiara Gianoli and Thomas Tessonnier
acknowledge supports from BMBF (project “SPARTA”) and DFG (KFO214), respectively.
References
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L. Magallanes, S. Meyer, S. Brons, O. Jäkel, B. Voss and K. Parodi “Carbon ion radiography: experimental study
integrated with Monte Carlo simulations”, Submitted to PTCOG54
192
Session 17 – Stereotaxie und Radiochirurgie
Chairs: H. Treuer (Köln), S. Klöck (Zürich/CH)
88
Einführungsvortrag I – DIN 6809-8: Dosimetrie kleiner Photonen- Bestrahlungsfelder
1
G. Bruggmoser , Freiburg i. Br
1
Universitäts- Klinikum Freiburg, Klinik für Strahlenheilkunde (ehem.)
Einleitung / Anwendungsbereich: Für die Dosimetrie kleiner Strahlungsfelder wurde im Arbeitsausschuss 1 des Normenausschusses Radiologie eine neue Norm entwickelt. Diese neue Norm basiert auf der DIN 6800, Teil 2
Dosismessverfahren nach der Sondenmethode für Photonen- und Elektronenstrahlung. Die DIN 6800-2 trifft Festlegungen zur Dosimetrie unter Referenzbedingungen, d.h. bei einer Feldgröße von 10 cm x 10 cm, einem FokusOberflächenabstand von 100 cm und einer Tiefe im Phantom von 10 cm. Der Anwendungsbereich dieser Norm endet bei
einer Feldgröße von 4 cm x 4 cm. Ab dieser Feldgröße beginnt der Anwendungsbereich der Norm DIN 6809-8, Dosimetrie kleiner Photonen-Strahlungsfelder.
Da die Referenzbedingungen der DIN 6800-2 verlassen werden, müssen weitere Korrektions- und Störungsfaktoren berücksichtigt werden. Neu ist hierin auch, dass neben den Ionisationskammern auch Festkörper-Detektoren zum Einsatz
kommen.
Die neue Norm DIN 6809-8 beschreibt die grundlegenden physikalischen Randbedingungen für die klinische Dosimetrie
kleiner regulär und irregulär geformter Felder in der stereotaktischen und fluenzmodulierten Strahlentherapie (IMRT), bei
fluenzmodulierten Rotationsbestrahlungen (VMAT) und bei der TomoTherapie mit der in Elektronenbeschleunigern mit
und ohne Ausgleichsfilter erzeugten hochenergetischen Photonenstrahlung. Sie gilt sowohl bei hochenergetischer Gammastrahlung mit Energien zwischen 1,0 MeV und 1,5 MeV, als auch bei hochenergetischer Photonenstrahlung von Elektronenbeschleunigern mit Erzeugungsspannungen von 1 MV bis 25 MV.
Methodik: In dieser Norm werden als „kleine Strahlungsfelder“ Felder bezeichnet, bei denen mindestens eine der Feldabmessungen bezogen auf das Isozentrum kleiner oder gleich 4 cm ist. Dies hat bei kleinen, im Unterschied zu großen
Strahlungsfeldern zur Folge, dass die innerhalb des Feldes im Phantom erzeugte Streustrahlung zu einem großen Teil in
einen Bereich außerhalb der Feldgrenzen transportiert wird; deshalb sind an Punkten auf oder nahe der Strahlachse weniger Streustrahlungsanteile der Dosis sowie geringere niederenergetische Anteile des Photonenspektrums vorhanden.
Zur Messung der Dosis und der Dosisprofile kleiner Felder werden Detektoren mit genügend kleinen Abmessungen benötigt. Bei sehr kleinen Feldern kann es notwendig werden, Störungen, die durch das Einbringen eines Detektors mit
endlichem Volumen und einer von Wasser unterschiedlichen Elektronendichte hervorgerufen werden, zu berücksichtigen.
Für räumlich hochauflösende Detektoren (z.B. Flüssigkeits-Ionisationskammern, Mikro-Ionisationskammern, Silizium60
Dioden, Diamant-Detektoren und Szintillationssonden) sind meist keine Korrektionsfaktoren und bei
CoGammastrahlung ermittelten Kalibrierfaktoren bekannt. Räumlich hochauflösende Detektoren werden daher in einem
kleinen Kalibrierfeld der Feldgröße 4 cm x 4 cm einer Anschlussmessung unterzogen. In der Norm werden für die Anschlussmessungen hochstabile Ionisationskammern sowie deren Regeln und Korrektionsfaktoren für genaue Messungen
der Wasser-Energiedosis, einschließlich der Kennzeichnung der Strahlungsqualität zur Ermittlung des Korrektionsfaktors
kQ,M und deren Vorschrift zur Positionierung genannt. Weiterhin werden Regeln und Korrektionsfaktoren für Messungen
der zu kalibrierenden räumlich hochauflösenden Detektoren beschrieben. Die Anschlussmessung muss bei jeder Strahlungsqualität durchgeführt werden, für die der Detektor bestimmt ist.
Klinische Dosimetrie kleiner Strahlungsfelder: Wie in der Abbildung zu ersehen ist, wird zunächst in einem kleinen
Kalibrierfeld (4 cm x 4 cm) im Rahmen einer Anschlussmessung mit einer hochstabilen Ionisationskammer als Bezugsnormal (z.B. mit einem Volumen von 0,125 cm³) ein Kalibrierfaktor Nkk für kleine, hochauflösende Detektoren (z.B. eine
Silizium-Diode) bestimmt. Für die Anschlussmessung zur Bestimmung der Wasser-Energiedosis DKK im kleinen
Kalibrierfeld ist der Faktor kNR,Q für die Bezugs-Ionisationskammer erforderlich. Dieser Faktor berücksichtigt das im kleinen Kalibrierfeld (KK) vorhandene Photonenspektrum. Mit Kenntnis des Kalibrierfaktors Nkk sowie des Faktoren kNKK,
der die Abweichungen („nicht kleines Kalibrierfeld“ NKK) von den Bedingungen des kleinen Kalibrierfeldes (KK) für den
hochauflösenden Detektor beschreibt, kann die Wasser-Energiedosis DNKK in kleinen Strahlungsfeldern gemessen werden. Dieser Faktor korrigiert Störungen, die durch das endliche Detektorvolumen, die Elektronendichte des Detektors, die
resultierende Störung der Fluenz und das energieabhängige Ansprechvermögen des Detektors bedingt sind. Zur Korrektur dieser Störungen können Monte-Carlo-berechnete, detektor- und feldgrößenabhängige „non-reference correction
factors“ nach Alfonso verwendet werden.
193
Ermittlung der Streubeiträge: Werte der Wasser-Energiedosis werden weiterhin zur Bestimmung von Streufaktoren
benötigt, da z.B. der totale Streufaktor (total output factor in water) Scp über das Verhältnis der Wasser-Energiedosis für
beliebige Blendenstellungen zur Wasser-Energiedosis bei einem Referenzfeld, ermittelt wird.
Zusammenfassung: Die Festlegungen dieser neuen Norm umfassen die klinische Dosimetrie bei kleinen Photonenfeldern und deren physikalische Besonderheiten. Es werden Begriffe und Benennungen eingeführt sowie Verfahren festgelegt, ergänzt durch die Angabe von Zahlenwerten.
Abb.: Schemazeichnung des Verfahrens (Entwurf DIN 6809-8)
Literatur
[1]
DIN 6800-2: 2008, Dosismessverfahren nach der Sondenmethode für Photonen- und Elektronenstrahlung —
Teil 2: Dosimetrie hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung mit Ionisationskammern
[2]
DIN 6809-8: 2014, Entwurf, Klinische Dosimetrie — Teil 8: Dosimetrie kleiner Strahlungsfelder
194
89
Verifikation der berechneten Monitor-Einheiten bei der intrakraniellen Radiochirurgie mit
einem Cyberknife
1
1
1
1
1
1
1
H. Treuer , M. Hoevels , K. Luyken , A. Hellerbach , B. Lachtermann , V. Visser-Vandewalle , M. Ruge
1
Uniklinik Köln, Klinik für Stereotaxie und Funktionelle Neurochirurgie, Köln
Einleitung: Bei der stereotaktischen Radiochirurgie (SRS) werden fokal hohe Einzeldosen am Gehirn appliziert. Neben
den klassischen isozentrischen Bestrahlungstechniken werden hierfür heute zunehmend robotisch geführte nichtisozentrische Systeme (Cyberknife) eingesetzt. Die mit einem Cyberknife realisierbaren komplexen nicht-isozentrischen
Strahlenfeldkonfigurationen führen dabei zu deutlich konformeren Dosisverteilungen als bei der klassischen
isozentrischen SRS [1]. Wie bei der intensitätsmodulierten Strahlentherapie (IMRT), bei der klassische Strahlenfelder in
kleine Beamlets zerlegt werden, erfordert auch die nicht-isozentrische Überlagerung kleiner Rundfelder am Cyberknife
längere Bestrahlungszeiten bzw. eine erhöhte Anzahl an einzustrahlenden Monitor-Einheiten (MU). Wegen der zentralen
Bedeutung der Anzahl der Monitoreinheiten wird in der Strahlentherapie grundsätzlich eine unabhängige Verifikation dieses Bestrahlungsparameters vor jeder Patientenbestrahlung empfohlen [2], wiewohl dies für nicht-isozentrische Bestrahlungen mit dem Cyberknife prinzipiell schwierig und aufwendig ist [3].
Ziel dieser Arbeit ist es, für das Cyberknife einen einfachen Algorithmus zu entwickeln und zu testen, der eine Verifikation
bzw. Plausibilitätsprüfung der von dem Bestrahlungsplanungsprogramm bestimmten Gesamtzahl an Monitor-Einheiten
ermöglicht.
Material und Methoden: Der entwickelte Prüfalgorithmus basiert auf dem Vergleich von Dosis-Flächenprodukten (DAP).
Das für ein gegebenes Zielvolumen VT und einer zu applizierenden Dosis (mittlere Dosis im Zielvolumen Dmean) zu errei-
(
)
2
chende DAPPlan = Dmean × p 3VT 4 p 3 wurde mit dem nach Gleichung (1) und anhand der vom Planungsprogramm
(Multiplan 4.5.0) ausgegebenen Beam-Liste bestimmten DAPcheck verglichen:
(1)

DAPcheck
50%Isodose
SADmean, path 2
 CRP  MUtotal, path  
 OAFpath RdRd .
  OFpath  TPRpath
 800

100%Isodose
path
Hierbei bedeuten CRP = Dosis pro MU im Referenzpunkt, SADmean = mittlerer Fokusabstand, OF = Outputfaktor, TPR =
Gewebe-Phantom-Verhältnis in der mittleren Tumortiefe und OAF = Dosisquerprofil in der mittleren Tumortiefe und im
mittleren Fokusabstand. Als Prüfgröße wurde der Wert
(2)
DAPratio =
DAPcheck
DAPplan
definiert und mit dem Sollwert 1 verglichen.
Der Algorithmus wurde für 100 in Folge (04/2014 – 01/2015) in unserer Klinik bestrahlte Patienten (mit je einem intrakraniellen Zielvolumen) evaluiert. Die statistische Auswertung erfolgte mit R 3.1.0 (http://www.r-project.org/).
Ergebnisse: Von den 100 Zielvolumina waren 42 Metastasen, 26 Meningeome, 20 Akustikusneurinome, 6
Hypophysenadenome und 6 sonstige Tumoren. Median (und Streuweite) der Maximaldosis war 27.7 Gy (16.3–38.5 Gy),
der Randdosis 70% (60–80%), des Zielvolumens 2.1 ml (0.1–22.6 ml), der mittleren Isozentrumstiefe 89 mm (35–121
mm), des mittleren Fokusabstand 812 mm (770–848 mm), der Coverage 99.9 % (94.8–100%) und des Konformitätsindex
nCI 1.21 (1.05–1.59). 23 Patienten wurden mit einem Pfad (Kollimator), 59 mit zwei und 18 mit drei Pfaden bestrahlt. Die
Anzahl der Beams war im Median 125.5 (60–289). Die verwendeten Kollimatorgrößen lagen zwischen 5 mm und 30 mm.
Das Verhältnis maximale Kollimatorgröße zu mittlerem Durchmesser des Zielvolumens war im Median 0.69 (0.46–0.98).
Das Verhältnis von Gesamtzahl an MU zu Maximaldosis (in cGy) war im Median 6.6 (2.5–17.1).
2
Die Prüfgröße DAPratio war im Mittel -3.5% ± 9.8% (-23.9 – 22.7 %). Eine geringe Abhängigkeit (R < 0.1) vom Konformitätsindex nCI, vom Verhältnis maximaler Felddurchmesser zu Tumordurchmesser, von der Anzahl der Beams und von
2
der Isodose wurde beobachtet. Zusammen in einem multiplen linearen Modell ergaben diese vier Faktoren R = 0.40.
Korrigiert man die gefundenen DAPratio Werte anhand dieses multiplen linearen Modells so ergibt sich ein korrigierter
DAPratio-Wert von im Mittel 0.0% ± 7.6% (-19.9 – 20.5%).
195
Diskussion und Schlussfolgerung: Die patientenbezogene Verifikation der Monitor-Einheiten eines Bestrahlungsplans
ist fester Bestandteil der Qualitätssicherung in der Strahlentherapie [2]. Wegen der im Vergleich zur klassischen SRS
sehr großen Variabilität der Gesamtzahl an MU relativ zur Maximaldosis in cGy am Cyberknife von im Median 6.6 (Streuweite: 2.5-17.1) erscheint eine solche Kontrolle auch als dringend. Prinzipiell kann die Überprüfung (i) mit einem zweiten,
unabhängigen Bestrahlungsplanungsprogramm erfolgen, (ii) mit Hilfe spezieller (kommerzieller oder hauseigener) MUVerifikationssoftware oder (iii) durch Messung der applizierten Dosis in einem Phantom, auf das der Bestrahlungsplan
„übertragen“ wurde (Plan-QA). Da die erste Option mit erheblichem Aufwand und Kosten verbunden ist, bleibt für das
Cyberknife nur die Messung am Phantom oder die Verwendung spezieller MU-Verifikationssoftware. Plan-QAMessungen sind zwar einfach durchführbar, aber auch sehr zeitaufwendig und belasten das Bestrahlungssystem. Auch
erlaubt die Messung nur die Verifikation an einem Punkt, der Position der Ionisationskammer. Dieser Begrenzung auf
einen Kontroll-Punkt unterliegt auch die MU-Verifikation, bei der die Beam-Liste zeilenweise überprüft und abschließend
die ermittelten Dosiswerte pro Feld summiert werden, da diese Prüfung sich nur auf den Punkt des Dosismaximums beschränkt und damit keine Aussage darüber erlaubt, ob mit der gegebenen Konfiguration an Strahlenfeldern die gewünschte Dosis im gesamten Zielvolumen erreicht wird. Um diese Lücke zu schließen wurde dem hier vorgestellten Algorithmus zur MU-Verifikation ein Zielvolumen-basiertes Dosismodell zugrunde gelegt. Dieses Modell basiert auf der
Superposition der Dosis-Flächenprodukte der eingestrahlten Strahlenfelder und dem Vergleich mit dem zur Erreichung
der gewünschten Dosis im Zielvolumen erforderlichen DAP-Wert.
Der entwickelte Algorithmus ist konzeptionell einfach und erlaubt die Verifikation der Gesamt-MU mit einer Genauigkeit
von im Mittel -3.5% ± 9.8% (Streuweite: -23.9 – 22.7 %). Wie zu erwarten führen die in dem DAP-Modell gemachten Näherungen zu Abhängigkeiten von Konformitätsindex nCI, vom Verhältnis maximaler Felddurchmesser zu Tumordurchmesser, von der Anzahl der Beams und von der Isodose. Diese sind klein und entsprechen in ihrer Tendenz der Erwartung. Zusammengefasst in einem multiplen linearen Modell kann damit 40% der beobachteten Varianz erklärt werden
und ein korrigierter DAPratio-Wert von im Mittel 0.0% ± 7.6% (Streuweite:-19.9 – 20.5%) bestimmt werden. Die erreichte
Genauigkeit ist damit zwar geringer als die im Report der AAPM TG 135 geforderten 2% Genauigkeit. Dieser Wert erscheint aber auch sehr ambitioniert und liegt unterhalb der bei der Plan-QA erreichbaren Messgenauigkeit und unterhalb
des in einer Genauigkeitsstudie empfohlenen Schwellwertes von 3% bis 5% (abhängig von der Komplexität der Feldkonfiguration) [4]. Tatsächlich liegt der hier gefundene Wert von 0.0% ± 7.6% in der gleichen Größenordnung wie der für
IMRT im Kopf-Halsbereich gefundene Wert von -1.0 ± 7.3% für dynamische IMRT [4]. Der hier vorgeschlagene Algorithmus erscheint daher als ausreichend und vernünftig genau für die MU-Verifikation von intrakraniellen Cyberknife-Plänen.
Da dabei die Dosis nicht nur in einem Punkt, sondern im gesamten Zielvolumen betrachtet wird ist seine Aussagekraft
auch höher als die der nur punktweisen Kontrolle. Allerdings ist die Anwendbarkeit des Algorithmus auf Patienten mit nur
einem Zielvolumen beschränkt, da die vom Multiplan ausgegebene Beam-Liste keine Zuordnung der einzelnen Strahlenfelder zu einem Zielvolumen ermöglicht.
Literatur
[1]
Treuer H. et al. Intracranial stereotactic radiosurgery with an adapted linear accelerator vs. robotic radiosurgery:
Comparison of dosimetric treatment plan quality. Strahlenther. Onkol. 2014 Nov 22 [Epub ahead of print]
[2]
Stern R.L. et al. Verification of monitor unit calculations for non-IMRT clinical radiotherapy: Report of AAPM Task
Group 114. Med. Phys. 38(2011)504-530
[3]
Dieterich S. et al. Report of AAPM TG 135: Quality assurance for robotic radiosurgery. Med. Phys. 38(2011)29142936
[4]
Georg G. et al. Clinical evaluation of monitor unit software and the application of action levels. Radiother. Oncol.
85(2007)306-15
196
90
Eigenschaften und Stabilität des ersten kommerziellen MLCs für ein robotergestütztes
Bestrahlungssystem
1,2
1
1
1
C. Fürweger , P. Prins , H. Coskan , B.J.M. Heijmen
1
Erasmus MC Cancer Institute, Department of Radiation Oncology, Rotterdam, Niederlande, Niederlande
2
Europäisches Cyberknife Zentrum München, München
TM
Fragestellungen: Der „Incise “ ist der erste verfügbare Multi-Lamellenkollimator (MLC) für die robotergestütze
TM
Radiochirurgieplattform „CyberKnife M6 “ und verfügt über 41 Lamellenpaare von je 2.5 mm Breite im Referenzpunkt.
TM
Dieses Blendensystem steht dem CyberKnife M6 alternativ zu den bisherigen Rundfeldern (fixe Rundblenden bzw.
variable Iris-Blende) zur Verfügung. Von November 2014 bis März 2015 wurde dieses System einem intensiven präklinischen Testprogramm unterzogen, um wesentliche Leistungsmerkmale zu ermitteln und die Stabilität im praktischen
Einsatz zu prüfen.
Material und Methoden: Basisdaten und weitere Strahleigenschaften wurden mit unabgeschirmten Silizium-Dioden und
Radiochrom-Filmen (EBT3) gemessen. Der nicht-koplanare CyberKnife Arbeitsraum mit MLC wurde zur Auswertung
mittels Transformation der Roboterkoordinaten (cranial / body paths) in eine Eulergeometrie (Ebenen-, Gantry- und
Kollimatorwinkel) überführt. Bayouth (Garden Fence-) Testmuster zur Bestimmung der Genauigkeit von Lamellen- /
Bankpositionierung wurden in Standardgeometrie (A/P) und in klinisch relevanten nicht-Standard Positionen auf Film
appliziert und quantitativ ausgewertet. Weitere Bayouth Tests wurden vor und nach motorischer Beanspruchung des
MLCs über 10+ Minuten (Dummy-Plan mit exzessiver Lamellenbewegung) durchgeführt. Die Gesamtgenauigkeit des
Systems wurde in End-to-End Tests bestimmt und Beispielpläne wurden dosimetrisch verifiziert. Die zeitliche Stabilität
über den Testzeitraum wurde mittels Picket-Fence- und für das Cyberknife adaptierten Winston-Lutz-Tests (AQA) für
unterschiedliche Kollimatorwinkel verfolgt.
Ergebnisse: Die Halbschattenbreite (Strahl ohne Ausgleichsfilter: 80-20%, mit 100%=2*Dosis am Umkehrpunkt; SAD 80
cm; Tiefe 10 cm) parallel bzw. normal zur Lamellenbewegungsrichtung war 2.87 bzw. 2.64 mm für das kleinste
(0.76x0.75cm²) und 5.34 bzw. 4.94 mm für das größte (9.76x9.75cm²) quadratische Feld. Für mit dem MLC erzeugte
Rundfelder ergaben sich breitere Halbschatten als mit fixen Rundkollimatoren (z.B. 60 mm: 4.0 vs. 3.6 mm; 20 mm: 3.6
vs. 2.9 mm). Die Leckstrahlung zwischen benachbarten Lamellen lag bei <0.5%. Der klinisch zugängliche Arbeitsraum
mit MLC umfasste Gantrywinkel von [-113°; +112°] (cranial) und [-108°; +102°] (Körper), sowie Kollimatorwinkel von [100°; +107°] (cranial) und [-91°; +100°] (Körper). Pro Arbeitspunkt im Raum stand je nur eine vordefinierte Kombination
aus Gantry- und Kollimatorwinkel zur Verfügung. Die mittlere Abweichung der Lamellen von der Sollposition war ≤ 0.2
mm in 14 Standard A/P Bayouth Tests und ≤ 0.6 mm in 8 weiteren Tests aus nicht-Standard Richtungen. Motorische
Beanspruchung vor dem Bayouth Test führte zu einem erhöhten Versatz einzelner Lamellen von der mittleren Bankposition (min/max ±0.3 mm vor vs. ±0.5 mm nach Belastung) und ermöglichte die Identifikation eines fehlerhaften Motors. Die
Gesamtgenauigkeit in der Applikation mit MLC lag bei 0.39 ± 0.06 mm in 6 End-to-End tests. Picket-Fence und AQA
ergaben keine negativen Trends über den Testzyklus.
TM
TM
Zusammenfassung: Der Incise MLC für das CyberKnife M6 zeigte eine hohe Genauigkeit und mechanische Stabilität über den Testzeitraum. Die besondere Geometrie des CyberKnife Arbeitsraums und das Verhalten des MLCs nach
Belastung verlangen nach speziell zugeschnittenen Maßnahmen zur Qualitätssicherung.
197
91
Eine neue und effizientere Methode für die Irisblenden-QA des Cyberknife
1
1
1
S.-C. Heidorn , N. Kremer , C. Fürweger
1
Europäisches Cyberknife Zentrum München-Grosshadern, Medizinphysik, München
TM
Fragestellungen: Das „CyberKnife M6 “ am Cyberknife Zentrum München-Großhadern besitzt eine Irisblende (IRIS
v3), mit der im klinischen Betrieb diskrete Felder (12 Rundfelder mit Durchmesser d von 5 – 60 mm im Referenzabstand)
mit einer Präzision von ±0,2 mm laut Herstellerspezifikation angefahren werden können. Zur Patientenbehandlung werden die Felddurchmesser von 5 und 7,5 mm aufgrund der den Spezifikationen entsprechenden, höheren prozentualen
Abweichungen (im Vergleich zu den größeren Irisöffnungen) derzeit nicht eingesetzt. Die einzige aktuelle Empfehlung
zur Qualitätssicherung (QA) dieser Blende sieht monatliche Filmmessungen aller Feldgrößen vor [1]. Um eine hinreichende Messgenauigkeit zu erreichen, ist ein Zeitaufwand von mehreren Stunden pro Messserie erforderlich [2]. Die
Bragg Peak-Ionisationskammer ist ursprünglich für Protonenmessungen bestimmt, wurde aber auch zur Messung des
Dosisflächenprodukts in der Kleinfeld-Photonendosimetrie vorgeschlagen [3]. Wir präsentieren eine alternative Methode
zur Iris-QA mit einer Bragg Peak-Ionisationskammer, eine Analyse von Grenzwerten und Einflussfaktoren der Methode,
sowie Daten aus dem klinischen Einsatz über 19 Monate.
Material und Methoden: Eine Bragg Peak-Ionisationskammer (TM34070-2,5, PTW- Freiburg, Durchmesser der aktiven
Fläche 81,6 mm) wird auf einem fest mit dem Linac-Kopf verschraubten Adapter entlang der Zentralstrahlachse in SAD
70,5 cm ausgerichtet. Für je 100 MU werden die unkorrigierten Messwerte θIris(d) für alle 12 Irisfelder und die des fixen
60 mm Rundfeldes θFixed(60mm) (CK Referenzfeld) gemessen und zueinander ins Verhältnis gesetzt. Durch die Verwendung einer relativen, dimensionslosen Messgröße
θ(d) = θIris(d) / θFixed(60mm)
(1)
werden tägliche Einflussfaktoren (Temperatur, Luftdruck, MU-Kalibrierung) ausgeblendet. Folgende Eigenschaften von
θ(d) werden charakterisiert:
Grenzwerte und Einflussfaktoren: Es soll ermittelt werden um wieviel sich θ(d) ändert, wenn die Feldgröße von der nominellen Feldgröße abweicht. Als maximale Abweichung in mm wird die spezifizierte Präzision von ±0,2 mm für alle Felddurchmesser d angenommen. Dafür werden alle 12 nominalen Irisfelder um ±0,2 mm angefahren, 100 MU abgestrahlt
und θ+-0,2mm(d) gemessen. Anschließend wird für jedes der 12 Irisfelder die prozentuale Abweichung von den Messdaten bei nomineller Feldgröße bestimmt
δ±0,2mm(d) = (θ ±0,2mm(d)/ θnominal(d) - 1) * 100.
(2)
Diese maximal zulässige Abweichung wird als vom Felddurchmesser abhängiger Grenzwert definiert. Aus Basisdaten
wird zudem der Grenzwert δRechnung,±0,2mm(d) analytisch durch Modifikationen der gemessenen Profile um +-0,2mm und
Verwendung interpolierter Feldgrößenfaktoren bestimmt.
Der Einfluss der Kammerposition auf θ(d) wird durch Messung bei bewusster Fehlpositionierung von 2-10 mm neben
dem Zentralstrahl mittels δFehlpos(d) in Analogie zu Gleichung (2) abgeschätzt.
Die Abhängigkeit von θ(d) durch maximal zu erwartenden Änderungen des Primärstrahls wird durch bewusste Manipulation von Symmetrie und Homogenität untersucht und durch δStrahlmod(d) analysiert (Analog zu Gleichung (2).
Monatliche QA: Es werden alle 12 klinischen Irisfelder zwischen drei und fünf Mal angefahren und jeweils θ(d) gemessen. Aus den Einzelwerten θ(d) wird der arithmetische Mittelwert θ,Mittel(d) berechnet und der Quotient
θ(d)QA = θMittel (d) / θMittel(60mm)
(3)
mit θMittel(60mm) dem arithmetischen Mittelwert des CK Referenzfeldes, gebildet. Die Abweichung von θ(d)QA von denen
zum Zeitpunkt der Kommissionierung durch wiederholte Messungen gewonnenen Mittelwerten der Referenzdaten θRef(d)
wird durch
δ(d) = (θ(d)QA / θ Ref(d) - 1) * 100,
(4)
mit θ Ref = θRef,Iris(d) / θRef,fixed(60mm), berechnet und ihre Standardabweichung σ ermittelt. Die prozentuale Abweichung
δ(d) wird mit den Grenzwerten δRechnung,±0,2mm(d) verglichen.
198
Ergebnisse: Grenzwerte und Einflussfaktoren Eine Modifikation der Basisdaten, die einer Feldgrößenänderung von 0,2
mm entspricht, führt zu eine Grenzwert δRechnung,±0,2mm(d) von 0,65% bzw. -0,67 % (d = 60mm) und 11,67 % bzw. 13,72% (d = 5mm) (orange Linien in Abbildung 1). Diese berechneten Grenzwerte sind ab einem Felddurchmesser von
7,5mm in guter Übereinstimmung mit den gemessenen Daten δ±0,2mm(d) (ohne Abbildung). Positionierungsfehler der
Messkammer bis 5 mm abseits des Zentralstrahles resultieren in einer maximalen Abweichung δFehlpos (d) von unter
0,25%, liegen deutlich unter den Grenzwerten und sind somit vernachlässigbar. Vergleichbares gilt für die Abweichung
δStrahlmod(d).
Abb. 1: monatliche QA: alle Messwerte (schwarze Rauten) aus einem Zeitraum von 19 Monaten. Zusätzlich eingezeichnet sind die
berechneten Grenzwerte δRechnung, ±0,2mm(d) (orange Linien) und oben rechts die Standardabweichung von σ (d) (für Details siehe Text).
Monatliche QA Die QA mit der Bragg Peak Kammer dauert circa eine Stunde und ist somit deutlich schneller als die FilmQA. In diesem Zeitfenster erlaubt die Bragg Peak Ionisationskammer-Methode zusätzlich eine statistische Abschätzung
durch mehrfache Messwiederholung, während bei der Film-QA aufgrund des Aufwands üblicherweise nur ein Messwert
pro Öffnungsgröße erfasst wird [1]. Alle Messdaten (schwarze Rauten in Abbildung 1) der monatlichen QA liegen innerhalb der Grenzwerte. Die Streuung der im Zeitraum von 19 Monaten gewonnenen QA-Messwerte, dargestellt als Standardabweichung σ(d), ist bei kleineren Öffnungen höher als bei größeren Öffnungen (rechts oben in Abbildung 1). Sie ist
maximal 1,01% (d = 5mm) und schlussfolgernd besitzt die Irisblende auch für kleine Feldgrößen eine hohe Präzision.
Zusammenfassung: Die neue Bragg-Peak-Ionisationskammer Methode zur QA der CK Irisblende ist unkompliziert und
robust gegenüber sekundären Einflussfaktoren. Es wird mindestens die Messgenauigkeit der derzeitigen StandardMethode [2] erreicht, bei deutlich geringerem Zeitaufwand. Über 19 Monate befinden sich alle Iris-Feldgrößen innerhalb
der Grenzwerte. Insbesondere die tatsächliche Präzision der kleinen Öffnungen liegt deutlich unter der Herstellerspezifikation, was wesentlich für deren klinischen Einsatz bei anspruchsvollen radiochirurgischen Fällen spricht.
Literatur
[1]
Accuray Physics Essentials Guide 2012, P/N 1023868-ENG A, Accuray Inc. (Sunnyvale, CA)
[2]
Baart V, Devilllers M, Lenaerts E. Validation and use of the “Iris Quality Assurance Tool”. Proc. SRS/SBRT Scientific Meeting 2013,Carlsbad, CA. http://www.therss.org/document/docdownload.aspx?docid=1312
[3]
Djouguela, A, Harder, D, Kollhoff, R, Rühmann, A, Willborn, K C, Poppe B. The dose-area product, a new parameter for the dosimetry of narrow photon beams. Z. Med. Phys, Vol 16, 3, 09-2006, pp. 217-227 (11)
[4]
Nikolic M, Masterson-McGary M, Toner S, Kilby W, Thomson L, Colliander S, Noll M, Goggin L. Dose-area product as a method for small field geometric QA. Proc. 55th AAPM Annual Meeting, Indianapolis, IN, 2013.
https://www.aapm.org/meetings/2013AM/PRAbs.asp?mid=77&aid=22378
199
92
Einführungsvortrag II – Physikalische Aspekte der Stereotaktischen Bestrahlung von
Lebertumoren
W. Baus
1
Universitätsklinikum Köln
Introduction: Treatment of bronchial carcinoma is challenging for radiation therapy due to intra-fractional tumor motion.
Modern treatment techniques allow a precise irradiation of the tumor while sparing healthy tissue. Nevertheless,
knowledge of the current tumor position is essential and has to be further evaluated. This study quantifies the inter- and
intra-fractional tumor motion based on repeated four-dimensional computed tomography (4DCT).
Fragestellung: Extrakranielle stereotaktische Strahlentherapie (Stereotactic Body RadioTherapy, SBRT) ist eine Methode der perkutanen Strahlentherapie, die es erlaubt, Tumore des Körperstamms präzise in einer oder einigen wenigen
Fraktionen von deutlich mehr als 2 Gy (Hypofraktionierung) zu bestrahlen. Die wichtigsten Indikationen für SBRT sind
derzeit Tumore der Lunge und der Leber und Läsionen der Wirbelsäule in der Nähe des Rückenmarks nebst
kleinvolumiger Re-Bestrahlung bereits vorbehandelter Gebiete. Weitere Indikationen sind die Bestrahlung von Pankreasund Nierentumoren; die SBRT der Prostata ist – zumindest für Deutschland – derzeit Gegenstand von Studien. Bei den
Lebertumoren handelt es sich entweder um Metastasen (von kolorektalen Tumoren, Mamma-Karzinomen u.a.), oder, als
primäre Lebertumore, um Hepatozelluläre Karzinome (HCC) oder, seltener, um Cholangiokarzinome (CCC). Im Allgemeinen ist die Resektion oder die Lebertransplantation die Therapie erster Wahl. Allerdings kommt nur der geringere Teil der
Läsionen für eine Operation (OP) in Frage und für Lebertumore gibt es eine breite Palette von Optionen, falls eine OP
nicht möglich oder nicht gewünscht ist. Dies ist in erster Linie meist Radiofrequenzablation (RFA) oder Transarterielle
Chemoembolisation (TACE). Die SBRT als eine weitere Möglichkeit kommt bisher meist erst nachgeordnet zum Zuge,
wenn die anderen Methoden nicht durchführbar sind oder keinen Erfolg brachten. Die Arbeitsgruppe Stereotaxie der
DEGRO hat den Stand der SBRT von Lebertumoren zusammen mit Empfehlungen für die Durchführung in einer Richtlinie zusammengefasst. [1] Diese Richtlinie, vertieft im Hinblick auf physikalische Aspekte, ist Grundlage des Vortrages.
Material und Methoden: Die Richtlinie [1] gibt einen Überblick über die vorliegende Evidenz der SBRT von Lebertumoren im Vergleich zu anderen Behandlungsmethoden. Zur praktischen Durchführung werden durch Literatur belegte Hinweise gegeben, erweitert durch die Erfahrungen innerhalb der Arbeitsgruppe Stereotaxie. Die praktischen Erfahrungen
mit der Leber-SBRT in der Strahlentherapie der Uniklinik Köln werden dargestellt.
Ergebnisse: Da nur etwa ein Viertel der Lebertumore resektabel sind, gibt es großen Bedarf an alternativen Behandlungsmethoden. Obgleich es fast keine randomisierten Vergleiche der verschiedenen Therapieoptionen gibt, zeigt sich
innerhalb der vorliegenden Ergebnisse die SBRT den anderen Methoden durchaus gleichwertig (z.B. lokale Kontrolle bei
Metastasen SBRT vs. RFA 67 – 92 % vs. 79 – 93 %, 2-Jahres Gesamtüberleben 30 – 62 % vs. 42 – 77 %). Die
Dosisverschreibungen sind sehr unterschiedlich und auch abhängig von der Art der Verschreibung (z.B. umschließende
Isodose), weshalb es in der Richtlinie keine eindeutige Empfehlung gibt. Eine BED von mindestens 80, besser 100 Gy
sollte aber angestrebt werden. Bezüglich der zulässigen Dosisbelastung der Risikoorgane (gesunde Leber, Duodenum,
Magen u.a.) belässt es die Richtlinie ebenso bei der Auflistung der einschlägigen Literaturwerte. Auf Grund der atemabhängigen Bewegung der Leber ist Bewegungsmanagement unabdingbar. Sei es ein Internal-Target-Volumen Konzept
(ITV-Konzept), das die Bewegung durch einen erweiterten Zielvolumensaum berücksichtigt, möglichst auf der Grundlage
eines 4D-CT. Oder durch Beschränkung der Bewegung durch eine sog. Bauchpresse, bis hin zu atemgesteuerter Bestrahlung in Form von sog. Gating oder Tracking. Grundsätzlich sollte ein Rechenalgorithmus verwendet werden, der
auch im Fall von gestörtem Sekundärelektronengleichgewicht zuverlässig rechnet (wobei allerdings in Fällen, in denen
der Tumor nicht zu nahe zum Zwerchfell gelegen ist, die Abweichungen zu einem einfachen sog. pencil beam Algorithmus vernachlässigbar gering sind). Für die vorliegenden Untersuchungen wurden sowohl 3D-konformale als auch
fluenzmodulierte und Rotations-Techniken verwendet. Die Verwendung von 6 MV Photonen und eine MLCLamellenbreite von nicht mehr als 5 mm scheinen angemessen. Ausgleichsfilter-freie Strahlenqualitäten sind bei
Hypofraktionierung im Hinblick auf die Behandlungszeit vorteilhaft. Entsprechend der Wahl des Bewegungsmanagements
muss bei der Bestrahlung eine angemessene Bildgebung verwendet werden. Schließlich stellt die SBRT im Vergleich zur
konventionellen Bestrahlung auch erhöhte Anforderungen an die Qualitätssicherung. Da es keine eigenen Normen für
SBRT in Deutschland gibt, kann man sich an DIN 6875 Teil 1 und Teil 2 für die kranielle Stereotaxie orientieren und zusätzlich die Standards anderer Fachgesellschaften heranziehen (z.B. Report der Task Group 101 der AAPM).
200
Zusammenfassung: Es wurde die Richtlinie zur SBRT der Leber der Arbeitsgruppe Stereotaxie der DEGRO vorgestellt
und um einige praktische Erfahrungen erweitert, unter besonderer Berücksichtigung der physikalischen Aspekte.
Literatur
[1]
Sterzing, F., Brunner, Th.B., Ernst, I, Baus, W.W., Greve, B., Herfahrt, K., Guckenberger, M.: Stereotactic body
radiotherapy for liver tumors, Strahlenther. Onkol., 190 (2014) 10, S. 872-881
201
93 Quantification of inter- and intra-fractional motion of lung tumor patients using multiple
four-dimensional computed tomographies
1,2
1
1,2
1,2,3
J. Wölfelschneider , S. Lettmaier , R. Fietkau , C. Bert
1
Universitätsklinikum Erlangen, Strahlenklinik, Erlangen
2
Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg, Medizinische Fakultät, Erlangen
3
GSI - Helmholtzzentrum für Schwerionenforschung GmbH, Biophysik, Darmstadt
Introduction: Treatment of bronchial carcinoma is challenging for radiation therapy due to intra-fractional tumor motion.
Modern treatment techniques allow a precise irradiation of the tumor while sparing healthy tissue. Nevertheless,
knowledge of the current tumor position is essential and has to be further evaluated. This study quantifies the inter- and
intra-fractional tumor motion based on repeated four-dimensional computed tomography (4DCT).
Material and methods: The analysis is based on data of twenty patients treated for bronchial carcinoma or metastasis at
the University Hospital Erlangen with stereotactic body radiation therapy using a hypo-fractionated protocol with 12 x
6 Gy. Patient details are provided in Tab.1. Multiple 4DCTs before and during the treatment course were recorded within
the clinical routine using a Somatom Sensation Open CT scanner (Siemens, Erlangen, Germany). Eight respiratory phases were defined using the Anzai system (Anzai Medical Co., Tokyo, Japan) to provide the respiratory waveform. The tumor volume was contoured by a physician in the reference phase (forced exhale) and propagated to each state of the
repeated 4DCTs using deformable image registration [1,2]. Center of Gravity (CoG) coordinates and tumor volumes were
calculated for each propagated contour and compared to the initial contour as a ground truth as well as to the reference
phase of each 4DCT to quantify inter- and intra-fractional motion. Furthermore, differences in the tumor volume were
investigated over time.
Result: The results of inter- and intra-fractional changes for all patients are shown in Fig. 1. Huge inter-patient variations
are visible especially for lateral and longitudinal shifts. The inter-fractional motion are significant for superior-inferior (S-I)
direction as well as for left-right (L-R) direction with mean values of (5.51 ± 22.95) mm and (-0.47 ± 17.15) mm, respectively. Changes in anterior-posterior (A-P) direction are negligible with a mean of (-0.20 ± 4.72) mm. The intra-fractional
motion is constant in first instance over the whole treatment course and also dominant in S-I direction with a mean of
(0.95 ± 9.0) mm. The tumor volume decreases over the treatment time with an average of 8.2 %.
Summary: Inter-fractional motion is most dominant in S-I direction but can be compensated by adaptive treatment planning. Intra-fractional motion has also been regarded during treatment planning and is compensated using an enlarged
target volume plus deep expiration breath hold technique. Dosimetric effects are currently evaluated.
Acknowledgements: This work was funded in parts by the German Research Council (DFG) – KFO 214/2.
Patient
Age
Gender
102
104
105
106
107
108
110
111
112
114
116
117
118
119
120
121
123
124
125
126
58
66
56
68
63
65
63
75
68
50
56
51
44
33
80
45
80
38
78
75
f
f
m
f
m
m
m
m
m
m
m
m
m
m
m
m
m
f
m
m
Tumor location
right middle lobe
right middle lobe
left upper lobe
right lower lobe
right upper lobe
right middle lobe
left lower lobe
right lower lobe
left upper lobe
right lower lobe
left lower lobe
right upper lobe
left lower lobe
right lower lobe
right lower lobe
right lower lobe
right middle lobe
right lower lobe
right upper lobe
left upper lobe
Tumor volume
[ccm]
8.2
66.3
32.5
5.7
15.7
6.1
55.7
6.9
24.3
119.1
15.5
4.4
62.4
3.2
43.5
27.5
7.9
81.7
43.0
29.6
Tab. 1: Patient data including age at treatment time, gender (female / male), tumor location and tumor volume.
202
Fig. 1: Boxplots of inter-fractional (left) and intra-fractional (right) motion for all patients. The overall median for each direction is shown
with a red dashed line.
References
[1]
Sharp GC, Kandasamy N, Singh H, et al. GPU-based streaming architectures for fast cone-beam CT image reconstruction and Demons deformable registration. Phys Med.Biol. 2007; 52:5771-5783.
[2]
Shackleford JA, Kandasamy N, Sharp GC. On developing B-spline registration algorithms for multi-core processors. Phys Med Biol 2010; 55:6329-6351.
203
Session 20 – Strahlenschutz
Chairs: M. Borowski (Braunschweig), R. Simmler (Aarau/CH)
94
Einführungsvortrag – Role of medical physicist in medicine (with a special focus on the
role in radiation diagnostics)
1
C. Caruana
1
University of Malta, Msida, Malta
Fragestellungen: The role of the clinical Medical Physicist has traditionally not been well defined. The IOMP defines
Medical Physicists as ‘professionals with education and specialist training in the concepts and techniques of applying
physics in medicine’ [1]. However the phrase ‘applying physics in medicine’ means different things to different Medical
Physicists and is mostly incomprehensible to health policy makers and hospital managers most of whom have very little
knowledge of physics. For the profession to be appreciated it needs a mission statement and clear definition of its key
activities based on its relevance to medicine and in a language which can be understood by all.
Material und Methoden: During the European Commission funded project project ‘European Guidelines on the Medical
Physics Expert’ [2], Medical Physicists in Europe were surveyed about their role and deep discussions were carried out
with the aim of constructing a forward looking strategic mission statement which encapsulates both the present role and
future role development, which would give the profession a legal foundation and to identify and define clearly the key
activities of the role - and to do this in a language which can be understood by other health care professionals, policy
makers and the general public. An initial mission statement and list of key activities proposed by the author of this presentation was subsequently further developed in an iterative manner by an international group under the auspices of the European Commission and the EFOMP. Subsequently, since the scope of the ‘European Guidelines on the Medical Physics
Expert’ was restricted to ionizing radiation only, the EFOMP further developed the mission statement and key activities to
include all specialties of Medical Physics (non-ionizing radiation, physiological measurement etc) [3].
Ergebnisse: The mission statement and key activities of the role will be presented and applied to the case of the specialty ‘Diagnostic and Interventional Radiology’.
Zusammenfassung: At long last, Medical Physicists have an agreed mission statement and list of well defined key activities which have a legal basis, which indicate the relevance of the profession in medicine to all stakeholders and which
give a clear direction to new entrants to the profession. It is very important that all Medical Physicists promote this mission
statement in all their activities.
“Medical Physicists and Medical Physics Experts will contribute to maintaining and improving the
quality, safety and cost-effectiveness of healthcare services through patient-oriented activities
requiring expert action, involvement or advice regarding the specification, selection, acceptance
testing, commissioning, quality assurance/control and optimized clinical use of medical devices
and regarding patient risks from associated physical agents including protection from such physical agents, installation design and surveillance, and the prevention of unintended or accidental
exposures to physical agents; all activities will be based on current best evidence or own scientific
research when the available evidence is not sufficient. The scope includes risks to volunteers in
biomedical research and carers and comforters”[3]
Note: “In those states where the scope of the role of the Medical Physicist (MP) and Medical Physics Expert (MPE) are presently delimited to radiological medical devices and ionizing radiation, the
policy statement may if desired be amended by replacing ‘medical devices’ with ‘radiological
medical devices’ and ‘physical agents’ by ‘ionising radiations’”
Abb.1: Mission Statement for clinical Medical Physicists and Medical Physics Experts
204
Literatur
[1]
International Organization for Medical Physics (IOMP) http://www.iomp.org/?q=node/76
[2]
Guibelalde E., Christofides S., Caruana C. J., Evans S. van der Putten W (2014). European Guidelines on the
Medical Physics Expert (Radiation Protection Series 174) https://ec.europa.eu/energy/en/publications-medicalexposure
[3]
C.J. Caruana, S. Christofides, G.H. Hartmann (2014) European Federation of Organisations for Medical Physics
(EFOMP) Policy Statement 12.1: Recommendations on Medical Physics Education and Training in Europe 2014
Physica
Medica,
Volume
30,
Issue
6,
September
2014,
Pages
598-603
http://www.physicamedica.com/article/S1120-1797%2814%2900103-3/fulltext
205
95
Implementierung eines stereotaktischen Ganzkörper-Röntgensystems in der Orthopädie
1,2
3
4
1
S. Schörner , J. Franke , S. Rohde , A. Block
1
Klinikum Dortmund , Institut für Medizinische Strahlenphysik und Strahlenschutz, Dortmund
2
TU Dortmund, Lehrstuhl Experimentalphysik IV, Dortmund
3
Klinikum Dortmund, Klinik für Radiologie und Neuroradiologie, Dortmund
4
Klinikum Dortmund, Klinik für Wirbelsäulenchirurgie, Dortmund
Einleitung: Seit einigen Jahren befindet sich ein stereotaktisches Ganzkörper-Röntgensystem (Fa. EOS Imaging) auf
dem Markt, das sich in einigen Komponenten grundlegend von konventionellen Röntgengeräten unterscheidet. Im Jahr
2013 wurde dieses System, als eine der ersten Installationen in Deutschland, im Klinikum Dortmund aufgebaut. Als Vorteile gegenüber konventionellen Röntgengeräten werden vom Hersteller die Möglichkeit Ganzkörper Röntgenaufnahmen
im Stehen durchzuführen und die niedrige Strahlenexposition aufgeführt [1]. Die Größe der Gantry erlaubt eine maximale
Bildfläche von 175 cm x 45 cm in einer Ebene, was insbesondere für Fachrichtungen wie die Orthopädie und die Wirbelsäulenchirurgie von Bedeutung ist, da die natürliche Körperhaltung mit entsprechenden Knochenschiefstellungen abgebildet wird. Die verwendete Technik weicht von der gängigen der Projektionsradiographie ab und kombiniert stattdessen
einen Fächerstrahl mit einer sich auf und ab bewegenden Scan-Vorrichtung. Diese Technik wird als Slit-Scan Technologie bezeichnet. [2] Zwei herkömmliche Röntgenröhren bewegen sich simultan mit einer Geschwindigkeit zwischen 3,8
cm/s und 30,5 cm/s [3] über die gesamte Höhe der Gantry (vgl. Abb. 1).
Abb. 1: Schematische Darstellung des EOS [2]
Insgesamt sind 8 Geschwindigkeitsstufen wählbar. Ihnen jeweils gegenüber liegen die Detektoren, die sich auf der gleichen Höhe zu den Röntgenröhren bewegen. Durch diese Methodik werden Röntgenphotonen, die im Patient gestreut
worden sind und damit keine relevante Bildinformation mehr besitzen, nicht detektiert. Auf diese Weise wird das Rauschen in den Röntgenbildern deutlich reduziert [4]. Es sind auch Röntgenuntersuchungen mit nur einer Röntgenröhre
einer Ebene möglich. Die Firma EOS Imaging hat die Slit-Scan Technologie mit einem Gasdetektor kombiniert. Dieser
stellt eine Weiterentwicklung der 1992 nobelpreisprämierten Technologie der Vieldrahtkammer (George Charpark), die
sog. MICROMEGAS-Technologie (Micromesh Gaseous Structure Technology) dar. Der Detektor arbeitet mit Xenon-Gas
(5% Ethan) und steht unter einem Druck von etwa 6 atm. Durch das 0,5 mm hohe Eintrittsfenster und eine 0,5 mm dicke
Aluminiumplatte (nicht dargestellt in Abb. 2) treten die Photonen in das Innere des Detektors, in die Conversion-Zone,
ein.
206
Abb. 2: Aufbau des Detektors [2]
Dort werden die Gas-Moleküle ionisiert, die Elektronen werden zum Gitter hin beschleunigt und bewirken hier eine lawinenartige Ionisation durch ein extrem hohes elektrisches Feld in der Amplification-Zone. An den Auslesestreifen (gelbe
Streifen) wird das elektrische Signal detektiert. Diese Streifen sind in Richtung des Fokus ausgerichtet. Insgesamt spannen sich 1764 Kanäle über die gesamte Breite des Detektors, was eine Pixelgröße von 254 µm bedeutet [2]. Neben den
Unterschieden in der Gerätetechnik gegenüber den konventionellen Röntgengeräten, bietet die Software SterEOS ebenso besondere Auswertungen, wie die Berechnung von verschiedensten klinisch relevanten Winkeln und Längen im Bereich der Wirbelsäule, des Beckens und der Knie sowie globale Parameter aus den biplanaren Bilddaten an, die für konventionelle Röntgengeräte nicht existiert [5]. Nach Aufnahme der Bilddaten werden manuell verschiedene Landmarken
markiert und in Kombination mit einem Konturen-Erkennungs-Algorithmus wird die Oberfläche der Knochen rekonstruiert
und als Basis für die Berechnung der Winkel und Längen verwendet.
Der Aufbau des Gerätes lässt die Anfertigung von anterior-posterior und lateralen Aufnahmen gleichzeitig zu. Winkel und
Längen können unter Belastung bestimmt werden und es ist kein Zusammenfügen von Einzelaufnahmen (Stitching) notwendig um großflächige Aufnahmen zu erhalten. Dies alles soll laut Herstellerangaben mit einer geringen Strahlendosis
verbunden sein. Nachteilig sind neben der erheblichen Lärmbelästigung für den Patienten die gegenüber konventionellen
Röntgengeräten mit Flachdetektortechnik geringere Ortsauflösung (2,2 Lp/mm), sowie das Fehlen einer Belichtungsautomatik [6]. Anstelle der Belichtungsautomatik treten vorgegebene Aufnahmeparameter, die sich an der Statur des Patienten orientieren (drei verschiedene freie Belichtungsstufen sind möglich). Die geringere Ortsauflösung war der Hauptgrund dafür, dass die Aufsichtsbehörde nach Rücksprache mit der ärztlichen Stelle der Ärztekammer dieses Röntgengerät nicht für den uneingeschränkten Einsatz im klinischen Bereich zugelassen hat. Die Zulassung liegt vor für Ganzbeinaufnahmen zur Achsenbeurteilung und Beckenstellungsaufnahmen zur Beurteilung der Beckenstellung für Hüftprothesen,
sowie die Analyse von Wirbelsäulendeformitäten und Planung von korrigierenden Eingriffen am Achsenskelett. Im Klinikum Dortmund konzentrieren sich die Aufnahmen mit etwa 60 % auf die Wirbelsäule (Aufnahmen von Kopf bis Fuß) und
40 % auf das Becken oder die unteren Extremitäten (Aufnahmen von L2 bis zu den Füßen). Ob in einer oder zwei Ebenen geröntgt wird, wird je nach Fragestellung entschieden. Entscheidend bei allen Aufnahmen ist die gute Darstellung der
gesamten Knochenrahmenstruktur unter Belastung und die Vermeidung möglicher Fehlinterpretationen in Knochenstellungsfragen durch 3D Modulation mit SterEOS.
Der Dosisbedarf des stereotaktischen Systems wurde bereits in früheren Studien untersucht. Eine klinische Studie des
Erasmus Hospital (Brüssel) und des St. Vincent de Paul Krankenhauses (Paris), verglich die Eintrittsdosis (ohne Rückstreuung) für 64 Skoliose-Patienten/innen, die sowohl radiographische Aufnahmen am stereotaktischen, als auch an einem Film-Folien-System erhalten haben. Die Dosisreduktion am stereotaktischen Röntgensystem belief sich auf 85% für
PA-Aufnahmen und 89% für laterale Aufnahmen [7].
Eine Studie des Sainte-Justine Hospital und des Notre-Dame Hospital (beides Montreal, Kanada) mit 50 Patienten zum
Vergleich der Oberflächendosis (mit Rückstreuung) zwischen EOS und einem CR-System bei Wirbelsäulenaufnahmen
ergab eine 6- bis 9-fach reduzierte Dosis am EOS im Bereich des Abdomen und des Thorax und eine 3-fach reduzierte
Dosis im Bereich des Nackens [8].
207
Fragestellung: Im Rahmen mehrerer Bachelorarbeiten am Klinikum Dortmund sollten verschiedene Fragestellungen zur
Dosis, zum Dosis-Flächen-Produkt und zur Bildqualität behandelt werden:
Im ersten Schritt sollte sich ein quantitativer Überblick über die Dosisreduktion aus bisher durchgeführten Studien zur
Dosisreduktion verschafft werden. Zudem erfolgt eine Einschätzung zur Dosis-Einsparung im Vergleich zum konventionellen Röntgengerät im Klinikum Dortmund, einem Siemens AXIOM Multix TM.
Um retrospektiv Aussagen über die verwendete Dosis treffen zu können wird das Dosis-Flächen-Produkt (DFP) generell
als relevante Größe verwendet. Da es sich beim EOS allerdings nicht um einen statischen konischen Strahl handelt, sondern um einen bewegten Fächerstrahl, kann der gängige Zusammenhang zwischen Fokus-Haut-Abstand, FokusDetektor-Abstand und DFP nicht mehr angenommen werden. Um die Verwendung des DFP in diesem Zusammenhang
zu ermöglichen, wurden Dosis-Messungen durchgeführt.
Zu diesem Zeitpunkt wurden noch keine Dosismessungen bei realen Aufnahmen durchgeführt. Allerdings wurden für die
Aufnahmen ‚Schulter‘, ‚Becken‘ und ‚Knie‘ die DFPs analysiert und daraus die jeweilige Eintrittsdosis bestimmt. Dies gibt
einen ersten Dosisvergleich zwischen EOS und dem AXIOM Multix TM (DR-System).
Der Dosisbedarf sollte aber nicht losgelöst von der Bildqualität betrachtet werden. Daher wurden die Aufnahmen der beiden Röntgensysteme auch in Bezug auf die Bildqualität hin untersucht. Es sollte sich bei dem stereotaktischen Röntgensystem eine gleichwertige oder zumindest den medizinischen Anforderungen entsprechende Bildqualität ergeben.
Material und Methode: Die Dosismessungen wurden mit dem Dosimeter Diados (PTW) und Halbleiterdioden Messkammern durchgeführt. Das DFP wird, zusammen mit der Angabe über die Größe des Untersuchungsfeldes, in den Informationen des DICOM-files gespeichert und ist somit jederzeit zugänglich. Die Analyse der Bildqualität wurde anhand
von humanoiden Phantomen sowie technischen Prüfplatten durchgeführt. Die Analyse der medizinischen relevanten
Bildqualität wurde mit Hilfe von Wirbelsäulen-, Knie- und Hüft-Phantom durchgeführt und von Radiologen und Wirbelsäulenchirurgen anhand der Kriterien der Leitlinien der Bundeärztekammer befunded und auf einer Punkte-Skala von 1 bis 5
(1: Anatomische Struktur in allen Abschnitten gut darstellbar; 5: Anatomische Struktur nicht beurteilbar) bewertet. Die
drei Phantome (echte Knochen und realistisches Absorptionsmaterial als weiches Gewebe) wurden sowohl am EOS als
auch am Siemens Multix Axiom MT unter Standardbedingungen geröntgt. Das Siemens Gerät verwendet einen indirekten
Flachdetektor der Firma Canon (CXDI-50G), der mit Terbium-dotiertem Gadoliniumoxysulfid als Szintillationsmaterial
arbeitet. Die Aufnahmen werden sowohl von Radiologen wie auch von Wirbelsäulenchirurgen des Klinikums
Ergebnisse: Für den konischen Strahl des konventionellen Röntgengerätes ist der Zusammenhang zwischen DFP, Fläche F, Fokus-Haut-Abstand (FHA), Fokus-Detektor-Abstand (FDA) und Luft-Kerma KE wie folgt (DFP ist unabhängig vom
Abstand zum Fokus):
2
KE = DFP / F * (FDA) / (FHA)
2
(1)
2
2
Hier ist die Dosis proportional zu 1/r , entsprechend dem Abstands-Quadrat-Gesetzes, und die Fläche proportional zu r .
Damit ist das DFP unabhängig vom Abstand zum Fokus.
Auch am stereotaktischen Röntgengerät ist das DFP unabhängig vom Abstand, allerdings ist in diesem Fall, aufgrund der
veränderten Strahlgeometrie, die Dosis proportional zu 1/d und die Fläche proportional zu d. Um den Dosisverlauf in der
Gantry darzustellen, wurden Dosis-Messungen an drei Stellen in der Gantry (Mitte des Fächerstrahls, 3 verschiedene
Abstände zum Fokus) durchgeführt. In der nebenstehen Abbildung sind die gemessenen Luft-Kerma-Werte (rot) abhängig vom Abstand zum Detektor markiert. Der Verlauf der Dosis in der Gantry wurde auf Grundlage des vom Gerät angezeigten DFPs (lila) im Abstand von 1,235 m geplottet. Der Zusammenhang Dosis ~ 1/Entfernung wurde verwendet, um
den Dosisverlauf in der Gantry zu approximieren. Es lässt sich eine gute Übereinstimmung feststellen (gemittelte Abweichung der Messwerte zur Kurve: 0,002 mGy). Die Eintrittsdosis lässt sich nun auf zwei verschiedene Wege bestimmen,
wenn das DFP, die Untersuchte Fläche F (B*H) am Detektor und der Abstand zwischen Fokus und Patientenoberfläche
(FHA) bekannt sind:
KE(DFP,FHA,F) = DFP / F *1,235 / FHA
(2)
Auch am DR-System wurden Messungen zum DFP durchgeführt. Die Grenze der Zuverlässigen Bestimmung der Dosis
aus dem DFP beträgt 0,1 mGy. Werte des DFPs, die unter Berücksichtigung der Fläche eine geringe Dosis indizieren,
sind nicht mehr zuverlässige Indikatoren der Eintrittsdosis.
208
Abb. 3: Dosisverlauf zwischen Röntgenröhre und Detektor (vertikale blaue Begrenzungen stellen Grenzen der Gantry dar)
Aufgrund dieser Erkenntnisse wurde die Eintrittsdosis für verschiedene Aufnahmen am EOS und am konventionellen
Siemens AXIOM Multix MT verglichen. Am EOS wurden die Einstellungen für einen durchschnittlichen Erwachsenen
gewählt. Hier sind für eine bestimmte Aufnahme die Einstellungen immer konstant und somit auch das DFP. Im Folgenden wurden nur AP Aufnahmen betrachtet. Es wurde angenommen, dass der Patient direkt an der Det ektoroberfläche
steht, da dies der Fall für konventionelle Aufnahmen ist. Mittels Formel (2) wurde die Eintrittsdosis bestimmt. Am konventionellen Gerät wurden Aufnahmen von 30 Patienten durchschnittlicher Statue gewählt und auf DFP, Feldgröße, FDA und
FDH untersucht. Aus diesen Angaben konnte ebenfalls die Eintrittsdosis bestimmt werden. Auch hier steht der Patient
direkt an der Detektoroberfläche. Die Ergebnisse sind in folgender Tabelle aufgeführt:
Bereich
FHA(*) \cm
Schulter
Becken
Knie
FDA - 30
70
0,22
62
1,05
Reduktion
um Δ KE
\%(**)
79
FDA - 40
FDA - 15
104
68
0,73
0,27
77
64
2,46
0,36
70
25
kV
EOS ap
KE \mGy
kV
AXIOM ap
KE \mGy
Tab. 1: Durchschnittliche Spannung und Eintrittsdosis KE für das neue stereotaktische und konventionelle-Gerät (*) Der Abstand von
Körperoberfläche zum Detektor wurde approximiert (**). Als Referenz (100%) gilt der Wert des konventionellen Geräts: (1 - KE,EOS /
KE,Axiom) * 100 = Δ KE
Abb. 4: Grauwerteprofil einer Cu-Treppe der Röntgenbilder beider Systeme, bei gleicher Spannung aufgenommen .
209
die Bewertung der Phantomröntgenbilder ergab, dass die Aufnahmen der Wirbelsäule am EOS als generell besser einzustufen sind (Ø: 1,5), als die Aufnahmen am konventionellen Gerät (Ø: 1,8). Lediglich in einer von 12 Kategorien schnitten die EOS-Bilder schlechter ab.
Die Knie-Aufnahmen des stereotaktischen Röntgengerätes schnitten durchschnittlich mit ca. 0,2 Punkten schlechter ab
als die CR-Aufnahmen (EOS Ø: 1,6, CR Ø: 1,4). Das gleiche trifft auch für die Aufnahmen der Beckenregion zu (EOS Ø:
2,0, CR Ø: 1,6) [9].
Im Zuge dieser Evaluation wurde besonders die gute Darstellung der Knochenrahmenstruktur erwähnt. Diese stellt einen
großen Vorteil in der ganzheitlichen Beurteilung von Fehlstellungen und der sagittalen Balance eines Patienten dar. Im
Zuge der graphischen Präsentation der Auswirkung dieser Algorithmen wurde ein Kupfertreppe (0 – 2,3 mm) des IBA
Prüfkörpers DIGI-13 verwendet, die bei gleicher Spannung und möglichst ähnlicher Dosis sowohl am DR System sowie
am EOS abgebildet wurde. Basierend auf den Grauwerten dieser Aufnahmen wurden Grauwert-Profile angefertigt. Diese
sind in Abb. 4 dargestellt. Dabei fällt eine Steigung innerhalb der homogenen Kupferstufen auf. Diese ist auf die unterschiedliche Verarbeitung der Detektorsignale zurückzuführen. An Dichte-Sprüngen (oder abrupten Dicke-Sprüngen) wird
der Grauwert an der einen Seite verstärkt und an der anderen verringert. Dadurch entsteht eine subjektive Kontrastverstärkung die zur besagten guten Darstellung der Knochenrahmenstruktur führt.
Fazit und Ausblick: Das stereotaktische Röntgengerät besitzt seine Vorteile bei den Achsen-Aufnahmen, d.h. Aufnahmen der Wirbelsäule (Ganzkörper-Achse) und die Aufnahmen der unteren Extremität (Bein-Achse). Diese Aufnahmen,
inklusive der Winkelberechnung, können von konventionellen Geräten nicht geleistet werden. Durch die großflächige
zusammenhängende Detektionsfläche, die Reduktion der Streustrahlung durch die Slit-Scan-Technologie und die subjektive Kontrastverstärkung bietet das stereotaktische Ganzkörper-Röntgengerät viele Vorteile zur Beurteilung der Knochenrahmenstruktur und der globalen sagittalen Balance. Die Strahlenexposition für die Patienten ist signifikant niedriger als
bei konventionellen Röntgengeräten.
Das untersuchte stereotaktische Röntgensystem kann nicht die Ansprüche an die Bildqualität von konventionellen Röntgenaufnahmen erfüllen, so wird zum Beispiel ein Knochentumor mit diesem System nicht erkennbar sein. Allerdings dürften sich noch weitere Indikationen zeigen, für die dieses System sich ebenfalls als geeignet erweist. Vorbereitende Untersuchungen sind diesbezüglich schon gestartet worden.
Literatur
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Website EOS imaging www.eos-imaging.com
[2]
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Bedienerhandbuch: ‘EOS-DAS-Manuel Utilisateur-G-DE 2010-12-31’
[4]
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Radiology 235(3), 940 – 949 (2005)
TM
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T. Illés, S. Somoskeöy: “The EOS imaging system and its use in daily orthopaedic practice”, In. Orthop. 36(7),
1325 – 1331 (2012)
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Ewen, M. Hellmich, D. Maintz: “Comparison of image quality using a X-ray stereotactical whole-body system and
a direct flat-panel X-ray device in examinations of the pelvis and knee”, RöFo 186(1), 67 - 76 (2014)
[7]
Website
EOS
imaging:
Clinical
Cases
http://www.eos-imaging.com/uploads/PDFs/EN-007-BROC_Clinical%20Study_Dose_EmoryUniversity.pdf
[8]
S. Deschênes, G. Charron, G. Beaudoin, H. Labelle, J. Dubois, M.-C. Miron, S. Parent: “Diagnostic Imaging of
Spinal Deformities – Reducing Patients Radiation Dose With a New Slot-Scanning X-ray Imager”, SPINE 35(9),
989 – 994 (2010)
[9]
S. Zientek, A. Dierse: Bachelorarbeit, Hochschule Hamm-Lippstadt (2014)
210
96
Untersuchungen zur Strahlenexposition des radiologisch tätigen Personals bei der
Radiographie von Heimtieren, Reptilien sowie Zier- und Wildvögeln
1
2,1
2
1
M. Lüpke , Y. Eckert , M. Fehr , H. Seifert
1
Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover, Fachgebiet Allgemeine Radiologie und Medizinische Physik, Hannover
2
Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover, Klinik für Heimtiere, Reptilien, Zier- und Wildvögeln, Hannover
Fragestellungen: Die Radiographie wird bei Heimtieren, Reptilien sowie Zier- und Wildvögeln sehr häufig als weiterführende Diagnostik angewendet. Ziel dieser Studie war es, die Strahlenexposition des radiologisch tätigen Personals bei
der Radiographie dieser Tierarten zu bestimmen. Hierbei sollte vor allem die Strahlenexposition des radiologisch tätigen
Personals in Relation zum Narkoserisiko der Patienten abgewogen werden, um darzulegen, ob ein routinemäßiges Röntgen der Patienten ohne Narkose im Sinne der Röntgenverordnung als gerechtfertigt einzustufen ist.
Material und Methoden: Die Dosismessungen wurden in der Klinik für Heimtiere, Reptilien, sowie Zier- und Wildvögel
der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover (HRZWV), im Rahmen der täglichen Sprechstunde am Patienten durchgeführt.
Das radiologisch tätige Personal umfasste neben Tierärztinnen und Tierärzten, veterinärmedizinisch-technische- Angestellte, Doktorandinnen und Doktoranden, sowie Studentinnen und Studenten im praktischen Jahr.
Alle Personen, die während der Radiographie anwesend waren, trugen Strahlenschutzschürzen, die Brust- und Rückenbereich bedeckten und einen Schilddrüsenschutz. Optional standen dem radiologisch tätigen Personal Strahlenschutzhandschuhe und Strahlenschutzbrillen zur Verfügung. Die Strahlenschutzkleidung wies einen Bleigleichwert von 0,5 mm Pb auf.
Die Dosismessungen wurden mit Thermolumineszenzdosimetern (TLD) des Typs TLD-100H (LiF: MgCuP, Rods, 1 mm x 1
mm x 6 mm) durchgeführt. Die TLDs wurden in Hülsen aus Plexiglas platziert. Ausgewählt nach der zu erwartenden Empfindlichkeit der Körperregionen und Organe, wurde an zehn verschiedenen Positionen gemessen. Beim Röntgen von Heimtieren, Reptilien und Vögeln wurden relativ geringe Strahlendosen erwartet, so dass sich neun der zehn Messpositionen
oberhalb der Schutzkleidung befanden. Um einen direkten Vergleich zu erhalten, wurden im Brustbereich ein Dosimeter
über und. ein Dosimeter unter der Strahlenschutzschürze platziert.
Nach dem Auslesevorgang mit Hilfe des TLD Readers 5500, Fa. Thermo) wurde das Messergebnis jedes einzelnen TLD
auf dem Computer in Form einer Glühkurve dargestellt und gespeichert.
Die Erkennungsgrenze für die verwendeten Dosimeter wurde gemäß DIN ISO 11929 bestimmt und betrug 0,39 µSv (DIN
ISO 11929, 2010).
Mit Hilfe des Kalibrier- und des Energiekorrektionsfaktors wurden aus der Fläche unterhalb der Glühkurve die Kerma und
die Energiedosis ermittelt (Stock, 2011). Die Messunsicherheiten wurden ebenfalls gemäß DIN ISO 11929 berechnet.
Da sich die Röntgenuntersuchung eines Tiers aus mehreren Aufnahmen zusammensetzt, wurden die ermittelten Dosiswerte
durch die Anzahl der Aufnahmen pro Untersuchung geteilt.
Ergebnisse: Über den gesamten Messzeitraum erfolgten Dosismessungen an insgesamt 366 Personen. Von den insgesamt 3660 Dosiswerte lagen 1573 der Werte oberhalb der Erkennungsgrenze von 0,39 µSv. In Tabelle 1 sind die Anzahl
der Dosismessungen, die Minimal- und Maximalwerte pro Aufnahmesowie die arithmetischen Mittelwerte und Medianwerte
pro Aufnahme in Abhängigkeit von der jeweiligen Klinikabteilung aufgeführt.
Die höchsten Dosiswerte wurden an den Messpositionen Finger und Auge bestimmt (s. Abb. 1 und 2).
Zusammenfassung: Für die verschiedenen Messpositionen wurden die folgenden maximalen Dosiswerte pro Aufnahme
gemessen: Augenlinse 11,4 µSv, Schilddrüse 11,5 µSv, Brustbereich unterhalb der Bleischürze 5,67 µSv, Brustbereich
oberhalb der Bleischürze 3,47 µSv, Gonaden 1,86 µSv, 182 µSv und Fuß 2,05 µSv. Der Median aller Dosiswerte betrug
0,53 µSv.
Die Ergebnisse zeigen, dass die Strahlenbelastung bei der Radiographie von Heimtieren, Reptilien, Zier- und Wildvögeln
als sehr gering zu betrachten ist. So wurde die effektive Dosis mit ca. 0,022 µSv pro Aufnahme abgeschätzt. Das führt
unter extrem konservativen Annahmen zu einer effektiven Dosis von etwa 150 µSv pro Jahr für eine beruflich strahlenexponierte Person. Auch an den Fingern, die als die am stärksten exponierte Körperregion bestimmt wurden, lagen die auf
ein Kalenderjahr extrapolierten Dosiswerte deutlich unter den gesetzlich vorgeschriebenen Dosisgrenzwerten.
Die Beurteilung der Ergebnisse hinsichtlich des Narkoserisikos der Patienten ermöglicht es, das routinemäßige Röntgen
der Tiere ohne Narkose als gerechtfertigt anzusehen.
211
Abb. 1: Dosiswerte pro Röntgenbild in den Abteilungen Heimtiere, Reptilien und Vögel für die Messposition „Finger“ (Heimtiere 238 von
312, Vögel 185 von 216 und Reptilien 109 von 204 Dosiswerten über der Erkennungsgrenze).
Abb. 2: Dosiswerte pro Röntgenbild in den Abteilungen Heimtiere, Reptilien und Vögel für die Messposition „Augenlinse“ (Heimtiere
315 von 468, Vögel 109 von 324 und Reptilien 109 von 306 Dosiswerten über der Erkennungsgrenze).
Abteilung
Dosismessungen
[Anzahl]
Minimalwert
[µSv]
Maximalwert
[µSv]
Arith. Mittelwert [µSv]
Median [µSv]
Vögel
Reptilien
Heimtiere
1080
1020
1560
0,13
0,07
0,14
182
69,3
94,6
2,61
0,88
1,39
0,53
0,44
0,55
Tab. 1: Anzahl der Dosismessungen, Minimal- und Maximalwerte, arithmetische Mittelwerte und Medianwerte für die Abteilungen Vögel,
Reptilien und Heimtiere; Dosisangaben in µSv pro Röntgenbild.
Literatur
[1]
DIN ISO, 11929, 2010. Bestimmung der charakteristischen Grenzen (Erkennungsgrenze, Nachweisgrenze und
Grenzen des Vertrauensbereichs) bei Messungen ionisierender Strahlung- Grundlagen und Anwendungen. DIN
Deutsches Institut für Normung e.V. Beuth Verlag GmbH Berlin.
[2]
Stock, T., 2011. Vergleich und Optimierung der Messeigenschaften von Thermolumineszenzdosimetern der neuartigen typen GR-200 und MCP-100D. tierärztliche Hochschule Hannover, Hannover.
212
97
Vergleichende Untersuchung dreier Ortsdosimeter auf ihre Eignung zur Messung in
gepulsten Feldern
1
1
1,2
M. Gotz , L. Karsch , J. Pawelke
1
OncoRay - Nationales Zentrum für Strahlenforschung in der Onkologie, Medizinische Fakultät und Universitätsklinikum
Carl Gust, Dresden
2
Fragestellungen: Gepulste Strahlungsfelder werden vielfach in der medizinischen Anwendung ionisierender Strahlung
eingesetzt. Das gilt sowohl in der therapeutischen Anwendung von Elektronen-Linearbeschleunigern als auch in der
interventionellen Radiologie. Darüber hinaus sind Felder mit noch kürzeren und intensiveren Pulsen Gegenstand aktueller Forschung, z.B. aufgrund möglicher reduzierter Nebenwirkungen [1] und in der Entwicklung Laser basierter Teilchenbeschleuniger [2,3]. Entgegen dieser verbreiteten Präsenz gepulster Felder, sind Ortsdosimeter im Allgemeinen nur in
kontinuierlichen Feldern getestet und bis jetzt auch nur für solche Bauartzugelassen. Im Bereich der Personendosimeter
wird diese Problematik seit längerem diskutiert [4,5] und mit der Vornorm DIN IEC/TS 62743 für elektronisch zählende
Dosimeter ist ein Entwurf zur Regulierung geschaffen [6]. Für Ortdosimeter existieren jedoch kaum Untersuchungen,
obwohl die Problematik ähnlich relevant ist. In der vorgestellten Arbeit wurden drei kommerziell verfügbare Dosimeter
unterschiedlichen Messprinzips in verschieden gepulsten Feldern untersucht. Damit lässt sich überprüfen, inwieweit die
auf dem Messprinzip basierenden Erwartungen mit der tatsächlichen Eignung für gepulste Felder übereinstimmen und für
das zählende Dosimeter lassen sich die Anforderungen der DIN IEC/TS 62743 überprüfen.
Material und Methoden: Untersucht wurden drei kommerzielle Dosimeter: Eine Ionisationskammer RamION von Rotem
Industries, ein Proportionalzählrohr LB 1236-H10 von Berthold und ein Szintillator 6150AD-b von Automess. Zur Untersuchung der Dosimeter wurde ein gepulster Elektronstrahl des supraleitenden Elektronen Linearbeschleunigers ELBE am
Helmholtz-Zentrum Dresden-Rossendorf in einem Faradaycup aus Aluminium vollständig abgestoppt. Die Dosimeter
maßen die dabei entstehende Bremsstrahlung. Als Referenz für die durch die Bremsstrahlung applizierte Dosis wurden
Thermoluminiszenz Dosimeter (TLD) im Bremsstrahlungsfeld mit bestrahlt und damit eine Kalibrierung der Messungen
des primären Elektronenstrahls erzeugt, welche mit dem Faradaycup sowie einer zusätzlichen Ionisationskammer erfolgte.
Für jedes Dosimeter wurden zwei Messreihen durchgeführt. Zum Einen wurde bei konstanter Pulsdauer und Pulswiederholfrequenz die Pulsdosis variiert. Zum Anderen wurde bei konstanter Pulsdosis und konstanter Pulswiederholfrequenz
die Pulsdauer variiert. Die angezeigte Dosisleistung der Messgeräte sollte dabei nicht mehr als 20 % vom Dosiswert der
Referenzmessung abweichen.
Ergebnisse: Das RamION misst über den untersuchten Bereich von Pulsdosen bis 16,5 µGy und Pulsdauern zwischen
5 ps und 80 µs korrekte Dosisleistungen, siehe beispielhaft Abb. 1. Das LB 1236-H10 weicht bei Pulsdosen von über
14,8 pGy um mehr als 20 % von der Referenzdosis ab und erreicht bei noch höheren Pulsdosen einen Sättigungswert,
der einer Zählrate von genau einem Zählimpuls pro Strahlungspuls entspricht, siehe Abb. 2. In der Variation der Pulsdauer zeigt sich im Wesentlichen eine lineare Abhängigkeit der Messantwort von der Pulsdauer. Die ist bedingt durch die
zählende Bauweise des Messgeräts. Bei sehr kurzen Pulsen wird nur ein Zählimpuls detektiert und die restliche Dosis
des Pulses kann aufgrund der Totzeit nicht mehr registriert werden. Wird die Pulsdauer nun verlängert, können mehr
Zählimpulse pro Strahlungspuls registriert werden. Beide Beobachtungen decken sich mit den Überlegungen der DIN
IEC/TS 62743 zu zählenden Dosimetern.
Der 6150AD-b Szintillator weicht bereits bei der geringsten angewandten Pulsdosis von 39 pGy um mehr als 20 % von
der Referenzmessung ab. In der Variation der Pulsdauer (siehe Abb. 3) zeigt sich zunächst eine ähnliches Verhalten zum
LB 1236-H10: Eine mit der Pulsdauer linear ansteigende Messantwort. Allerdings erreicht diese ein Maximum bei
156,5 µSv/h, welches sich auch mit weiter verlängerter Pulsdauer nicht verändert. Im 6150AD-b wird ein Szintillator mit
einem Photomultiplier (PMT) ausgelesen, wobei das Ladungssignal des PMT in eine Frequenz umgewandelt und an das
Anzeigegerät übertragen wird. Die Beschränkungen des 6150AD-b beruhen vermutlich auf einer Sättigung des PMT,
wobei die Ladung bei sehr starken Signalen nicht mehr linear verstärkt wird.
Aus dem linearen Anstieg der Messantwort in Abhängigkeit von der Pulsdauer lässt sich eine maximal messbare
Pulsdosisleistung der beiden Geräte LB 1236-H10 und 6150AD-b abschätzen. Für das LB 1236-H10 beträgt diese 158
mSv/h und für das 6150AD-b 640 mSv/h. Obwohl diese Werte höher sind als die im jeweiligen Datenblatt angegebene
maximale kontinuierliche Dosisleistung, so sind sie doch zu niedrig, um für gepulste Felder in Betracht zu kommen. So
definiert z.B. die DIN IEC/TS 62743 als minimale Anforderung eine messbare Pulsdosisleistung von 1 Sv/h.
213
Zusammenfassung: Von den untersuchten Dosimetern gibt lediglich die Ionisationskammer des RamIONs die
Dosisleistung der gepulsten Felder korrekt wieder. Die anderen beiden Dosimeter sind auf die Messung sehr geringer
Pulsdosen beschränkt. Für das LB 1236-H10 Proportionalzählrohr bestätigt dies die Erwartungen an ein zählendes Dosimeter und die in der DIN IEC/TS 62743 dargelegten Anforderungen. Das Messprinzip des 6150AD-b Szintillators könnte prinzipiell eine Messung gepulster Felder zulassen, allerdings zeigt auch dieser entgegen unseren Erwartungen bereits
bei kleinen Pulsdosen eine große Abweichung von der Referenzmessung. Die Ergebnisse sind in ausführlicher Form in
[7,8] veröffentlicht.
Dieses Projekt wurde durch das BMBF (Förderkennzeichen 03Z1N511) und durch das sächsische Landesamt für Umwelt, Landwirtschaft und Geologie (Nr. B 209) gefördert.
Abb. 1: Messungen des RamION mit Pulsen variabler Dosis mit einer Wiederholungsrate von 5 Hz. Der ideale Verlauf ist
die korrekte Messantwort bei der jeweiligen Pulsdosis. Höhere Pulsdosen erforderten längere Pulse, 1 Mikropuls entspricht einer Pulsdauer von 5 ps, 10 Mikropulse von ~700 ns und 50 Mikropulse von ~3,8 µs.
Abb. 2: Messungen des LB 1236-H10 mit 5 ps Pulsen variabler Dosis mit einer Wiederholungsrate von 25 Hz. Der ideale
Verlauf ist die korrekte Messantwort bei der jeweiligen Pulsdosis.
214
Abb. 3: Messungen des 6150AD-b mit Pulsen variabler Dauer. Die Regressionsgerade erlaubt eine Abschätzung der
maximal gemessenen Pulsdosisleistung.
Literatur
[1]
V. Favaudon, L. Caplier, V. Monceau, F. Pouzoulet, M. Sayarath, C. Fouillade, M.-F. Poupon, I. Brito, P. Hupé, J.
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U. Ankerhold, O. Hupe, and P. Ambrosi, Radiat. Prot. Dosimetry 135, 149 (2009).
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I. Clairand, L. Struelens, J.-M. Bordy, J. Daures, J. Debroas, M. Denozières, L. Donadille, J. Gouriou, C. Itié, P.
Vaz, and F. d’ Errico, Radiat. Prot. Dosimetry 129, 340 (2008).
[6]
DIN IEC/TS 62743:2013-05, Strahlenschutz Messgeräte: Zählende elektronische Dosimeter für gepulste Felder
ionisierender Strahlung (2013).
[7]
M. Gotz, L. Karsch, and J. Pawelke, J. Radiol. Prot. (accepted).
[8]
M. Gotz, L. Karsch, and Pawelke, Ortsdosimetrie in gepulsten Strahlungsfeldern (Schriftenreihe des Sächsichen
Landesamt für Umwelt, Landwirtschaft und Geologie, Dresden, 2015).
215
98
Pränatale Dosisberechnung von CT-Untersuchungen im voxellierten Phantom
1
1
2
2
1,3
R. Schmidt , J. Wulff , M. Zankl , J. Becker , K. Zink
1
Technische Hochschule Mittelhessen, Institut für Medizinische Physik und Strahlschutz, Gießen
2
Helmholtz Zentrum München, Research Unit Medical Radiation Physics and Diagnostics, München
3
Fragestellungen: Aufgrund der erhöhten Sensitivität des Fötus gegenüber ionisierender Strahlung ist ein geeigneter
Schutz geboten [1]. Generell sollte die pränatale Strahlenexposition 20 mSv nicht überschreiten [2]. Deterministische Effekte, die einen Schwangerschaftsabbruch diskutieren lassen, treten ab etwa 100 mGy auf [1, 2]. Bei radiologischen Interventionen während der Schwangerschaft sollte die Dosis des Fötus möglichst genau abgeschätzt werden: Zum einem,
um eine quantitative Dokumentations- und Bewertungsgrundlage zu haben, und zum anderen, die Toleranz für eventuell
weitere Interventionen zu kennen. Bei CT-Untersuchungen kann die Dosis mittels Tabellen [2] oder Programmen wie z.B.
CTDosimetry [3] oder CTExpo [4] abgeschätzt werden, wobei die Uterusdosis eines nicht schwangeren mathematischen
Phantoms üblicherweise der Dosis des Fötus gleichgesetzt wird. Die vorliegende Arbeit stellt eine Methode zur Berechnung von Organdosen im Voxelphantom einer Schwangeren mittels Monte-Carlo Simulationen vor. Die Ergebnisse werden den üblichen Abschätzungen gegenübergestellt. Des Weiteren wurde das Dosisreduktionspotential im Fötus durch
Bleischürzen im Streustrahlenbereich untersucht.
Material und Methoden: Für die Dosisberechnungen wurde das Voxelphantom ‚Katja‘ verwendet [5], welches auf dem
Referenzphantom ‚ICRP adult female‘ basiert [6]. Das Phantom repräsentiert eine Frau in der
24. Schwangerschaftswoche. Die Anatomie und Lage des Fötus wurde CT-Studien angepasst [5]. Die Materialzusammensetzung der Organe des Fötus basiert im Wesentlichen auf Daten der ICRU 46 [7]. Untersucht wurden zwei Szenarien: eine Beckenuntersuchung mit Fötus im Direktstrahl und eine CT-Thoraxstudie. Hierbei wurde die Wirksamkeit einer
Bleischürze für die Abschirmung des Fötus gegen Streustrahlung untersucht. Die Scanbereiche wurden jeweils typischen
Untersuchungsparametern angenähert (Becken: Landmarke z= 107,9 cm, Scanlänge 24,7 cm / Thorax: Landmarke
z= 143,7 cm, Scanlänge 23,7 cm) [8]. Simuliert wurde eine Spirale mit einer nominellen Kollimation von 5 mm, einem Pitch
von 1 und einer Strahlqualität von 120 kVp. Die CT Simulationsgeometrie wurde an einen Siemens Definition AS Scanner
angepasst. Der Fokus-Isozentrums Abstand betrug hierbei 59,5 cm [9], das Overbeaming 4 mm [4] und der Formfilter
wurde anhand von Schwächungsmessungen moduliert. Die berechneten Dosiswerte wurden auf 100 mAs normiert und
über eine CTDIa-Messung gleicher Scanparameter frei Luft kalibriert. Für die virtuelle Schürze wurde ein Bleigleichwert
von 0.25 mm gesetzt [10] und diese im Abdomenbereich (außerhalb des Scanbereich) mit einer Voxelbreite von 1, um
das virtuelle Phantom gelegt (Abb.1). Alle Berechnungen wurden mit der Software GMctdospp (v. 0.3.0.8) durchgeführt,
welche eine graphische Benutzeroberfläche speziell für CT Simulationen für das Monte-Carlo Paket EGSnrc bietet [11].
Folgende Simulationsparameter wurden abweichend der EGSnrc Grundeinstellungen gewählt: Photonentransport
(PCUT) bis 1 keV, kein Sekundärelektronentransport (KERMA Berechnung) und aktivierte Rayleigh-Streuung.
Ergebnisse: Die mittlere berechnete Organdosis des Fötus im Voxelphantom ‚Katja‘ der Beckenuntersuchung ergab
7,8 mSv. Dies ist in sehr guter Übereinstimmung mit dem Wert der Uterusdosis von 7,3 mSv aus der Software
CTDosimetry. Wenn man den CT Scanner bedingten Unterschied des jeweiligen Eingangsparameter CTDI a berücksichtigt (CTDosimetry: 17,4 mGy / eigene Messung: 18,5 mGy) und GMctdospp auf den CTDI a-Wert von CTDosimetry umstellt, ergibt sich ein mittlerer Dosiswert des Fötus von 7,4 mGy, was eine nahezu perfekte Übereinstimmung bedeutet.
Verallgemeinern lässt sich diese Aussage jedoch nicht: Gu et al. zeigt bei einem ähnlichen Vergleich zwischen „schwangeren“ Voxelphantom (RPI-P6) und CTDosimetry einen Unterschied von 46 % [12]. Die Dosiswerte der einzelnen Organe
des Fötus unterschieden sich maximal um den Faktor 2 (siehe Tab. 1). Bei der CT-Thoraxstudie wurde bedingt durch die
Bleischürze eine mittlere Dosisreduktion um 53 % beobachtet. Es gab nur geringe organspezifische Unterschiede in der
Dosisreduktion (siehe Abb. 2). Generell war die Streustrahlendosis äußerst gering, im Mittel etwa 10 µSv für das Phantom
ohne Abschirmung. CTDosimetry kommt hierbei auf ein ähnliches Ergebnis. Generell muss gesagt werden, dass die Simulationsgeometrie z.B. Gantrygehäuse oder Patiententisch nicht beinhaltet und somit Streustrahlung aus diesen Teilen
unberücksichtigt bleibt. Auch eine mögliche Röhrenstrommodulation wird in dieser Arbeit, wie auch in den üblichen Abschätzungen, nicht berücksichtigt. Die statistischen Unsicherheiten der berechneten Organdosen lagen für
Thoraxuntersuchung bei maximal 2,2 % (Augenlinse), im Mittel bei 0,5 %. Für die Beckenuntersuchung waren die statische Unsicherheiten größer (siehe Abb. 2), das Mittel lag bei 8 %. Die Signifikanz der Bleiabschirmung war, trotz der hohen statistischen Unsicherheitswerte bei der Thoraxuntersuchung, für alle Organe aber immer gegebenen.
Zusammenfassung: Es konnte gezeigt werden, dass die Abschätzungsgenauigkeit der pränatalen Strahlenexposition,
mit der in der Literatur empfohlenen Methode über die Uterusdosis mathematischer Phantome, bei CT-Untersuchungen
hoch ist. Spezialfälle könnten mit der vorgestellten Methode aber verifiziert werden. Bleiabschirmung außerhalb der
Scanbereich hat einen Nutzen, in absoluten Zahlen ist dieser aber vergleichsweise gering.
216
Abb. 1: Transversales Schichtbild im Abdomenbereich des Voxelphantoms Katja. Blau markiert ist die eingebrachte virtuelle Bleiabschirmung.
Organname
Dosis / mSv Organname
Dosis / mSv
Fetus Head tissue
8,1
Fetus Eye lenses
8,5
Fetus cerebrospinal fluid
8,5
Fetus Spinal cord
7,9
Fetus Spine
12,4
Fetus Lungs
8,6
Fetus Skin
7,5
Fetus Heart
8,5
Fetus Trunk
6,3
Fetus Kidneys
7,8
Fetus Arms
7,9
Fetus Liver
8,3
Fetus Legs
7,1
Fetus Stomach
7,5
Fetus Brain
8,7
Fetus Gall bladder
7,7
Fetus Eyes
8,0
Fetus Cranium
13,0
Tab. 1: Berechnete Organdosen des Fötus der CT Beckenuntersuchung. Die statistischen Unsicherheiten der Dosisberechnung lagen
Fetus Cranium
Fetus Stomach
Fetus Gall bladder
Fetus Liver
Fetus Kidneys
Fetus Heart
Fetus Lungs
mit Bleischürze
Fetus Spinal cord
Fetus Eyes
Fetus Eye lenses
Fetus Legs
Fetus Brain
Fetus Arms
Fetus Skin
Fetus Trunk
Fetus…
Fetus Spine
ohne Abschirmung
180
160
140
120
100
80
60
40
20
0
Fetus Head tissue
Dosis / µSv
bei maximal 2,2 % (1σ). Die Organnamen entsprechen denen, die mit der Phantomdatei mitgeliefert wurden.
Abb. 2: Berechnete Organdosen des Fötus der CT-Thoraxuntersuchung mit und ohne Bleischürze. Die Fehlerbalken entsprechen den
jeweiligen statistischen Unsicherheiten (1σ). Die Organnamen entsprechen denen, die mit der Phantomdatei mitgeliefert wurden.
Literatur
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DGMP-DRG 7: Pränatale Strahlenexposition aus medizinischer Indikation, 2002
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217
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Danova, D. et al.: Reduction of uterus dose in clinical Thoracic Computed Tomography, Rofo 182 (2010),
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Kawrakow, I. et al.: The EGSnrc Code System: Monte Carlo Simulation of Electron and Photon Transport NRC
Report PIRS-701, 2013
Gu, J., Xu, X.G., Caracappa, P.F., Liu, B.: Fetal doses to pregnant patients from CT with tube current modulation
calculated using Monte Carlo simulations and realistic phantoms, Radiat Prot Dosimetry 155 (2013), S. 64–72
218
99
Die Hodenkapsel als effektives Strahlenschutzmittel in der Computertomographie
1
1
E. Bohrer , M. Fiebich
1
Fragestellungen: Im Vergleich zur konventionellen Radiographie werden in der Computertomographie Hodenkapseln
zum Schutz der Gonaden kaum eingesetzt. Dies liegt zum einen an den dadurch hervorgerufenen Bildartefakten und zum
anderen an einer Dosiserhöhung in diesem Bereich bei Verwendung von Röhrenstrommodulation. Die Weiterentwicklung
in der Bildverarbeitung reduzieren die Bildartefakte jedoch auf ein für die Untersuchung meist tolerables Maß. Bisherige
Untersuchungen zur Verwendung einer Hodenkapsel bei CT-Untersuchungen erfolgten meist nur mittels
Thermolumineszenzdosimetrie und Alderson-Phantomen [1-4]. Eine Untersuchung des Nutzens einer Hodenkapsel auch
bei einer CT-Übersichtsaufnahme erfolgte jedoch nicht. Ziel war es daher, die Schutzwirkung einer Hodenkapsel bei einer
CT-Untersuchung auch unter Berücksichtigung der Übersichtsaufnahme zu untersuchen.
Material und Methoden: Die Untersuchung der Schutzfunktion einer Hodenkapsel während einer CT-Aufnahme wurde
mittels Monte Carlo Simulation durchgeführt. Dazu wurde sie Software GMctdospp verwendet eine grafische Benutzeroberfläche für den egsnrc user code [5]. Es wurde mit Geräteparametern simuliert, die dem CT-Scanner Somatom Definition DS (Siemens Healthcare, Forchheim) entsprechen. Als Untersuchungsprotokoll wurde eine Beckenuntersuchung
gewählt, mit 120 kV, 210 eff.mAs, 24 x 1,2 mm Kollimation und einem Pitch von 0,8. Die Scanregion wurde so gewählt,
dass die Gonaden einmal im primären Strahlengang lagen und einmal nur indirekt exponiert wurden. Die Scanparameter
für die entsprechende Übersichtsaufnahme waren 120 kV, 185 mAs, 3,6 mm Kollimation und 51,2 cm Scanlänge. Um
den Einfluss der Röhrenposition auf die Organdosis zu untersuchen, wurde die Übersichtsaufnahme jeweils in posterioranterior (ap), anterior-posterior (pa) und lateraler (lat) Röhrenposition simuliert. Die Dosisberechnungen erfolgten am
ICRP Voxelphantom adult male. CT Scan und Übersichtsaufnahmen wurden jeweils einmal ohne Hodenkapsel und einmal mit Hodenkapsel simuliert. Als Hodenkapsel wurde eine Voxelkontur aus Blei um das komplette Geschlechtsteil des
Voxelphantoms gelegt (Abb.1). Da die Voxelgröße des Phantoms in x-, y-Richtung 2,137 mm beträgt, wurde eine Dichteanpassung des Bleis vorgenommen, so dass die Hodenkapsel 1 mm Bleiäquivalent entsprach. Auf Grund der großen
Voxelgröße in z-Richtung von 8,0 mm blieb die Bleikontur in dieser Richtung unverändert um zu große Abweichungen
von 1 mm Bleiäquivalent zu vermeiden. Durch die Bleikontur gingen Voxel des umliegenden Weichteilgewebes verloren,
bzw. lagen innerhalb der Hodenkapsel. Die dadurch hervorgerufenen Abweichungen in den hier betrachteten
Dosisberechnungen wurden als vernachlässigbar betrachtet.
Ergebnisse: Die statistische Unsicherheit der Gonadendosis war max. 9 %. Die Gonadendosis kann bei Verwendung
einer Hodenkapsel bei einer Übersichtsaufnahme bis zu 94 % gesenkt werden und bei einer CT-Aufnahme um 93 %
wenn die Gonaden direkt exponiert werden und um 53 % wenn die Gonaden indirekt exponiert werden (Tab. 1). Liegen
die Gonaden im direkten Strahlenfeld, bewirkt die Verwendung einer Hodenkapsel eine signifikante Reduzierung der
effektiven Dosis um 29 % bei der ap-Übersichtsaufnahme und um 26 % beim CT-Scan (Tab. 2).
Zusammenfassung: Die Ergebnisse der Effektivität der Hodenkapsel beim CT-Scan stimmen gut mit den Ergebnissen
anderer Studien überein [1-4]. Diese lagen zwischen 58 % (indirekte Exposition) und 95% (direkte Exposition). Diese
Arbeit zeigt auch dass die Verwendung einer Hodenkapsel bei einer Übersichtsaufnahme eine signifikante Reduzierung
der Organdosis bewirkt. Liegen die Gonaden im direkten Strahlenfeld, so kann auch die effektive Dosis signifikant reduziert werden. Es wurde gezeigt, dass die Verwendung einer Hodenkapsel ein effektives Strahlenschutzmittel darstellt.
Wird keine Röhrenstrommodulation verwendet, bzw. erfolgt eine Röhrenstrommodulation nicht auf Basis der Übersichtsaufnahme so sollte eine Hodenkapsel im Sinne des ALARA-Prinzips verwendet werden.
219
Abb. 1: Für die Simulationen verwendete Hodenkapsel als Bleikontur(dicker weißer Pfeil) im ICRP Voxelphantom adult male in x- und
Y- Richtung. Die Hoden sind mit roten Pfeilen gekennzeichnet.
Übersichtsaufnahme
Organdosis in mSv
ap
pa
lat
mit Hodenkapsel
ohne Hodenkapsel
0,039
0,671
0,013
0,137
0,006
0,047
Schwächung in %
94
91
87
CT Scan
Hodenkapsel im
Hodenkapsel nicht im
primären Strahlengang
1,56
0,87
22,43
1,84
93
53
Tab. 1: Gonadendosis mit und ohne Verwendung einer Hodenkapsel bei einer CT-Beckenuntersuchung und die durch Verwendung
einer Hodenkapsel erreichte Schächung.
Effektive Dosis in
mSv
Übersichtsaufnahme
CT Scan
0,066
0,069
Hodenkapsel im primären Strahlengang
4,75
6,45
Hodenkapsel nicht im
7,78
7,86
4
26
1
ap
pa
lat
mit Hodenkapsel
ohne Hodenkapsel
0,127
0,179
0,072
0,082
Schwächung in %
29
12
Tab. 2: Effektive Dosis mit und ohne Verwendung einer Hodenkapsel bei einer CT-Beckenuntersuchung und die durch Verwendung
einer Hodenkapsel erreichte Schächung.
Literatur
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Hidajat N., Schröder R.-J., Vogl T., et al., Effektivität der Bleiabdeckung zur Dosisreduktion beim Patienten in der
Computertomographie, Fortschr. Röntgenstr., 1996, 165,5: 462-465
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22: 2487-2490
220
Session 21 – Dosimetrie III: Detektoren
Chairs: R.-P. Kapsch (Braunschweig), H. Treuer (Köln)
100 Beiträge zur Untersuchung des dosimetrischen Verhaltens verschiedener
Festkörperdetektoren
1
1
1
1
1
1
1
D. Poppinga , T. Failing , J. Meyners , B. Delfs , R. Kollhoff , H.K. Looe , B. Poppe
1
Fragestellung: Festkörperdetektoren aus Silizium oder Diamant sind etablierte Standard-Detektoren für die Dosimetrie
kleiner Felder. Aufgrund der unterschiedlichen atomaren Zusammensetzung weisen beide Detektortypen jedoch spezifische dosimetrische Eigenschaften auf. Ein Beispiel dieser Unterschiede ist etwa die erhöhte Abhängigkeit auf niederenergetische Streustrahlung der Siliziumdioden gegenüber wasseräquivalenten Detektoren. Typischerweise kann dieses
Verhalten der gegenüber Wasser erhöhten Ordnungszahl des Materials und dem damit erhöhten Wirkungsquerschnitt für
den Photoeffekt oder der unterschiedlichen Materialdichte zugeschrieben werden. Zum besseren Verständnis dieses
Verhaltens wurden die dosimetrischen Eigenschaften von Siliziumcarbid (SiC), bestehend aus Silizium (Si) und Kohlenstoff (C) als Mischung der typischen Materialien untersucht und mit üblichen Festkörperdetektoren aus Silizium und Kohlenstoff verglichen.
Methoden: Kommerziell erhältliche Schottky Dioden in unterschiedlichen Größen bestehend aus 4H-SiC wurden jeweils
mit einem PTW M-Kabel kontaktiert und wasserdicht ummantelt [1]. Zur Untersuchung der dosimetrischen Eigenschaften
wurden die Linearität, Stabilität, Signalstärke, Ortsauflösung, Dosis per Puls Abhängigkeit und Energieabhängigkeit untersucht.
Die Linearität und Stabilität wurden im Vergleich zu einer luftgefüllten Semiflex Ionisationskammer vom Typ 31013 (PTW
Freiburg) verglichen. Alle anderen Eigenschaften wurden im Vergleich zu einer Siliziumdiode vom Typ 60017 (PTW Freiburg), einem Diamantdetektor Typ 60019 (PTW Freiburg) und einer luftgefüllten PinPoint Ionisationskammer Typ 31014
(PTW Freiburg) vermessen.
Die Ortsauflösung wurde bei quadratischen Feldgrößen mit einer Seitenlänge von [0,5; 1; 3; 5] cm untersucht; für die
Energieabhängigkeit wurden Tiefendosiskurven bis zu einer Tiefe von 25 cm bei einer Feldgröße von 10 cm x 10 cm
sowie 40 cm x 40 cm aufgenommen und gegen eine luftgefüllte Referenzkammer verglichen. Die Dosis per Puls Abhängigkeit wurde für einen Bereich von 0,1 mGy / Puls bis 1,3 mGy / Puls untersucht, wobei eine Semiflex 31013 Ionisationskammer als Referenzkammer genutzt wurde, welche nach DIN 6800-2 mit kS korrigiert wurde.
Alle Messungen wurden bei 6 MV und teilweise 15 MV Photonenstrahlung mittels eines MP3 Wasserphantoms an einem
Siemens Artiste sowie einem Elekta Synergy Beschleuniger durchgeführt.
Ergebnisse: Alle fünf bisher untersuchten Schottky Dioden zeigen gute Linearitäts- und Stabilitätseigenschaften [1]. Die
Signalstärke ist mit 3,8 nC/Gy (1,9 mm x 1,9 mm Diodenfläche) bzw. 0,69 nC/Gy (1 mm x 0,7 mm) in beiden Fällen ausreichend groß.
Die Messung von Dosisprofilen zeigt bei allen vermessenen Feldgrößen und allen vermessenen SiC Dioden einen in
etwa mit der Siliziumdiode 60017 vergleichbaren Volumeneffekt (siehe Abb. 2). Bei der Vermessung der
Tiefendosiskurven bei einer Feldgröße von 40 cm x 40 cm zeigt sich eine relative Abweichung der untersuchten SiC Dioden zur luftgefüllten Kammer von bis zu 5% (siehe Abb. 1). Die kommerzielle Siliziumdiode zeigt hier eine maximale Abweichung von bis zu 7,5%, wohingegen der Diamantdetektor eine maximale Abweichung 1,5% aufweist. Wie aufgrund
der Materialzusammensetzung zu erwarten ist, zeigen die SiC Dioden somit eine geringere Energieabhängigkeit als der
reine Siliziumdetektor, jedoch eine höhere Abhängigkeit als der Diamantdetektor. Des Weiteren weisen die vermessenen
SiC Dioden eine Dosis per Puls Abhängigkeit von +/- 0,5% im vermessenen Dosis per Puls Bereich auf (siehe Abb. 3).
Zusammenfassung: Die von uns aufgebauten Detektoren aus Siliziumcarbid zeigen wie erwartet dosimetrische Eigenschaften die sich sowohl aus dem Verhalten der Siliziumdioden als auch der Diamantdetektoren erklären lassen. Bedingt
durch den Kohlenstoffanteil zeigt sich bspw. eine niedrigere Energieabhängigkeit als bei reinen Siliziumdioden, welche
jedoch noch nicht mit der Wasseräquivalenz von Diamantdetektoren vergleichbar ist.
221
1
rel. Signal
0.9
0.55
0.8
0.5
0.7
0.45
150
160
170
180
190
200
0.6
0.5
0.4
Ionisationskammer
Diode E 60017
SiC
microDiamond 60019
50
100
150
200
250
Tiefe / mm
Abb. 1: Messungen von Tiefendosiskurven bei einem 40 cm x 40 cm Feld mit 6MV Photonenstrahlung. Alle Halbleiterdetektoren zeigen
Abweichungen zur luftgefüllten Ionisationskammer. Der microDiamond weist die geringste Abhängigkeit auf, die Siliziumdiode die
höchste. Das SiC Material liegt zwischen Silizium und Diamant.
Abb. 2: Querprofil eines 1 cm x 1 cm Strahlungsfeld bei 6MV Photonenstrahlung in 10 cm Messtiefe.
222
1.015
1.01
1.005
1
0.995
0.99
0.985
0
SiC
Diode E 60017
microDiamond
0.2
0.4
0.6
0.8
Dosis per Puls / mGy
1
1.2
1.4
Abbildung 3: Abhängigkeit des Messsignals gegenüber der Dosis per Puls. Alle Messreihen wurden auf den Messwert bei 0,55 mGy /
Puls normiert und zeigen jeweils den Unterschied zur luftgefüllten Ionisationskammer. Der microDiamond zeigt keine signifikante Dosis
per Puls Abhängigkeit im vermessenen Bereich, wohingegen das Silizium eine Abweichung von +/- 1,5% aufweist. Das SiC Material
liegt mit einer Abweichung von +/- 0,5% zwischen Silizium und Diamant.
Literatur
[1]
Failing et al: Verwendung von Leistungsdioden zur Detektion hochenergetischer Strahlung, DGMP 2015
223
101 Untersuchungen zur Bestimmung der Kammerstörfaktoren im 60Co Strahlenfeld mittels
Monte-Carlo-Simulationen
1
1
1,2
D. Czarnecki , P. von-Voigts-Rhetz , K. Zink
1
2
Einleitung: Die in den Dosimetrieprotokollen hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung [1,2] definierten
Korrektionsfaktoren sowie Störfaktoren werden vermehrt mittels Monte-Carlo-Simulationen berechnet [3,4]. Um die Ergebnisse aus Monte-Carlo Simulationen mit experimentell ermittelten Daten Vergleichen zu können und dies dann in der
klinischen Dosimetrie einsetzen zu können, muss die Unsicherheit der auf Monte-Carlo-Simulationen basierenden Größen bekannt sein. Neben den statistischen Unsicherheiten (Typ A), die durch lange Rechenzeiten und Varianzreduktionverfahren beliebig reduzierbar sind, beeinflussen Typ B Unsicherheiten das Ergebnis von Monte-Carlo-Simulationen [5,6].
Da alle in den nationalen sowie internationalen Dosimetrieprotokollen gelisteten Korrekturfaktoren auf Bezugsbedingun60
gen mit Co-Gammerstrahlung zurückzuführen sind, ist eine möglichst genaue Bestimmung der Kammerstörfaktoren im
60
Co-Strahlenfeld für alle Dosismessungen in der Strahlentherapie relevant.
60
Ziel dieser Arbeit war es den Einfluss der Monte-Carlo-basierten virtuellen Co-Strahlenquelle auf die Berechnung von
Korrektionsfaktoren verschiedener Kammern zu untersuchen. Des Weiteren wurde der Einfluss der Änderung der mittleren Ionisationsenergie von Wasser und Graphit von 75 auf 78 eV respektive von 78 eV auf 81 eV gemäß der Auswertung aktueller Daten untersucht [6].
Material und Methoden: Zur Untersuchung der Kammerstörfaktoren wurde der Faktor Fch,Co aus der Energiedosis im
sensitiven Volumen der Ionisationskammer Dch und der Wasserenergiedosis Dw am Messort der Ionisationskammer bestimmt.
Fch ,Co  p sw,a 
Dw
Dch
Dabei ist der Faktor Fch,Co das Produkt aus dem Gesamtstörfaktor p und dem Verhältnis der beschränkten Massenstoßbremsvermögen Wasser zu Luft.
Alle Monte-Carlo-Simulationen wurden mit dem Programmpaket EGSnrc/BEAMnrc [7,8] durchgeführt. Als Strahlenquelle
60
diente ein virtuelles BEAMnrc-Modell der Co-Bestrahlungseinheit Eldorado6. Die Input-Daten dieses Modells wurden
entnommen aus Muir et al [9]. Jedoch wurde der Boundary Crossing Algorithmus EXACT anstatt PRESTA-I verwendet
und die Rayleigh Streuung simuliert. Des Weiteren wurde als Strahlenquelle ein isotropes auf die Feldgröße 10x10 cm²
60
60
kollimiertes Photonenspektrum der Co-Bestrahlungseinheit sowie ein Photonenspektrum des offenen Co Nuklids verwendet. Die Simulation des Strahlentransports im Wasserphantom sowie die Berechnung der Dosisdeposition im Wasser
wie auch im sensitiven Volumen der zylindrischen Ionisationskammern wurden mit dem Anwendercode egs_chamber [10]
durchgeführt. Zwei Ionisationskammern der Firma Nuclear Enterprises (Edinburg, UK) NE 2561 und NE 2571 sowie zwei
Ionisationskammern der Firma PTW (Freiburg) PTW 31010 und PTW 31014 wurden mit dem Geometriepaket egs++ [11]
detailliert modelliert.
Ergebnisse: Der aus Monte-Carlo-Simulationen mit unterschiedlichen Strahlenquellen berechnete Faktor Fch,Co60 ist für
vier verschiedene Ionisationkammern in Tabelle 1 aufgeführt. Wurde als Strahlenquelle nur ein tabelliertes Photonenspektrum verwendet so zeigte sich ein systematischer Anstieg für den Faktor Fch,Co60 von 0.2% bis 0.3% für alle betrachteten Ionisationskammern. Ein Unterschied zwischen den zwei verwendeten Spektren ist jedoch nicht erkennbar.
In Tabelle 2 ist der berechnete Faktor Fch,Co60 der vier Ionisationskammern unter Verwendung der in EGSnrc standardmäßig verwendeten Ionisationsenergie für Wasser (Iw = 75 eV) und Graphit (Igraphit= 78 eV) im Vergleich zu den geänderten Ionisationsenergien auf Basis neuer Daten (Iw = 78 eV und Igraphit= 81 eV). Die Änderung der Ionisationsenergien hat
den größten Einfluss von 0.4% auf die Ionisationskammern NE 2561 und NE 2571. Die Ergebnisse aus Tabelle 2 für die
Ionisationskammer NE 2571 sind in guter Übereinstimmung mit den Monte-Carlo-Berechnungen aus [6]. Keine signifikante Änderung des Faktors Fch,Co60 aufgrund von der Änderung der Ionisationsenergien konnte für die PinPoint
Ionisationkammer PTW 31014 festgestellt werden. Bei allen anderen Ionisationskammern hingegen konnte eine Annäherung an die Werte im TRS-398 Dosimetrieprotokoll festgestellt werden.
Zusammenfassung: Die Ergebnisse dieser Arbeit deuten darauf hin, dass die Definition einer realistischen Strahlenquelle bei den Berechnungen von Korrektionsfaktoren mittels Monte-Carlo-Simulationen einen Einfluss von bis zu 0.3% haben kann. Darüber hinaus konnte gezeigt werden, dass die Änderung der Ionisationsenergien von Wasser und Graphit
einen viel größeren Einfluss hat und zu einer besseren Übereinstimmung mit den experimentelle Daten im TRS-398 Protokoll führt.
224
rel. Differenz
realistisches
Co Spektrum
60
Kammer
virtuelles Modell
des Eldorado 6
NE 2571
1,1138 ± 0.02%
-0,21%
-0,19%
NE 2561
1,1082 ± 0,03%
-0,23%
-0,26%
PTW 31010
1,1171 ± 0,06%
-0,31%
-0,25%
PTW 31014
1,1290 ± 0,03%
-0,15%
-0,19%
60
Co Nuklid
Spektrum
Tab. 1: Mittels Monte-Carlo Simulationen berechneter Faktor Fch,Co60 für verschiedene zylindrische Ionisationskammermodelle unter
60
Verwendung einer realistischen Co-Bestrahlungseinheit nach [9] im Vergleich zu Fluenzspektren als Strahlenquelle .
Kammer
Konv. I-Werte
neue I-Werte
TRS-398
NE 2571
1,1138 ± 0,0003
1,1095 ± 0,0006
1,102
NE 2561
1,1082 ± 0,0003
1,1037 ± 0,0007
1,105
PTW 31010 /
31002
PTW 31014
1,1171 ± 0,0007
1,1136 ± 0,0007
1,114
1,1290 ± 0,0003
1,1282 ± 0,0013
1.118
Tab. 2: Mittels Monte-Carlo Simulationen berechneter Faktor Fch,Co60 unter Verwendung von den konventionellen Ionisationsenergien
für Wasser (Iw = 75 eV) und Graphit (Igraphit= 78 eV) im Vergleich zu neuen Empfelungen von für Wasser (I w = 78 eV) und Graphit
(Igraphit= (81 eV). Die Ergebnisse wurden mit den Angaben aus dem IAEA Dosiemetrie Protokoll TRS-398 verglichen.
Literatur
[1]
DIN 6800-2: Dosismessverfahren nach der Sondenmethode für Photonen- und Elektronenstrahlung – Teil 2: Dosimetrie hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung mit Ionisationskammern. 2008, Berlin: Beuth
Verlag
[2]
IAEA TRS-398: Absorbed Dose Determination in External Beam Radiotherapy: An International Code of Practice
for Dosimetry based on Standards od Absorbed Dose to Water. International Atomic Energy Agency IAEA, Vienna 2004
[3]
Wulff, J.; Heverhagen, J. T.; Zink, K.: Monte-Carlo-based perturbation and beam quality correction factors for
thimble ionization chambers in high-energy photon beams. In: Physics in medicine and biology 53 (2008) 11, S.
2823-2836.
[4]
Muir, B. R.; Rogers, D. W. O.: Monte Carlo calculations of k Q, the beam quality conversion factor. In: Med. Phys.
37 (2010) 11, S. 5939-5950
[5]
Wulff, J.; Heverhagen, J. T.; Zink, K.; Kawrakow, I.: Investigation of systematic uncertainties in Monte Carlocalculated beam quality correction factors. In: Physics in medicine and biology 55 (2010) 16, S. 4481–4493
[6]
Andreo, P.; Wulff, J.; Burns, D. T.; Palmans, H.: Consistency in reference radiotherapy dosimetry: resolution of an
60
apparent conundrum when Co is the reference quality for charged-particle and photon beams. In: Physics in
medicine and biology 58 (2013) 19, S. 6593–6621
[7]
Kawrakow, I.; Rogers, D. W. O.; Tessier, F.; Walters, B. R. B.: The EGSnrc code system: Monte Carlo simulation
of electron and photon transport. NRCC Report PIRS-701, National Research Council of Canada, Ottawa, Canada 2013
[8]
Rogers, D. W. O.; Walters, B. R. B.; Kawrakow, I.: BEAMnrc Users Manual. NRCC Report PIRS-0509(A)revL,
National Research Council of Canada, Ottawa, Canada 2013
60
[9]
Muir, B.; Xiong, G.; Selvam, T. P.; Rogers, D. W. O.: Co phase-space files generated using BEAMnrc. CLRPReportCLRP-09-01 2009
[10]
Wulff, J.; Zink, K.; Kawrakow, I.: Efficiency improvements for ion chamber calculations in high energy photon
beams. In: Med. Phys. 35 (2008) 4, S. 1328-1336
[11]
Kawrakow, I.: EGSnrc C++ class library, NRCC Report PIRS-898, National Research Council of Canada, Ottawa,
Canada 2006
225
102 Bestimmung der mittleren Photonenenergie am CyberKnife mit Hilfe der
Zweikammermethode
1
1
1
1
2
3
1
J. Meyners , D. Poppinga , H.K. Looe , J. Fischer , O. Blanck , D. Harder , B. Poppe , N. Chofor
1
Carl von Ossietzky Universität, Medizinische Strahlenphysik, Oldenburg
2
Saphir Radiochirurgie, Norddeutschland und Frankfurt am Main
3
Georg August Universität, Medizinische Physik und Biophysik, Göttingen
1
Fragestellung: Nach DIN 6802-2 ist die Wasserenergiedosis definiert als das Produkt des Messwertes M mit verschiedenen Korrekturfaktoren ki. Der Korrekturfaktor für die Strahlungsqualität, kQ,R, gilt unter Referenzbedingungen, also einer
2
Feldgröße von 10×10 cm , einem SSD von 100 cm und einer Messtiefe von 10 cm. Bei Abweichung von diesen Bedingungen muss zusätzlich der Korrekturfaktor für Nichtreferenz-Bedingungen, kNR berücksichtigt werden.
In früheren Publikationen wurde für verschiedene Strahlungsdetektoren eine eindeutige Korrelation zwischen kNR und der
über die spektrale Photonenfluenz gemittelten Photonenenergie ĒF gefunden [1]. Zur experimentellen Bestimmung von
ĒF kann die „Zweikammermethode“ eingesetzt werden [5]. Diese beruht auf der Anwendung zweier am gleichen Messort
platzierter hochauflösender Detektoren, welche unterschiedliche Ansprechvermögen auf niederenergetische Photonen
aufweisen. Aus dem Signalverhältnis der beiden Detektoren bei Bestrahlung mit der gleichen Dosis wird das normierte
Signalverhältnis (NSR) und daraus die mittlere Photonenenergie ĒF ermittelt. Aus dieser wird aufgrund vorhandener empirischer Korrelationen [1] der Korrekturfaktor kNR bestimmt.
In dieser Arbeit wurde die Zweikammermethode mit einer ungekapselten Diode E 60017 und einem microDiamond 60019
(beide PTW Freiburg) an einem Beschleuniger angewendet. Die mittlere Energie wurde bei unterschiedlichen
Kollimatorgrößen tiefenabhängig bestimmt und mit vorhandenen Monte Carlo Simulationen [3] verglichen.
Material und Methoden: Im ersten Schritt der Arbeit wurde einerseits das Signalverhältnis SR für das Detektorpaar aus
Diode 60017 und microDiamond 60019, andererseits die mittlere Photonenenergie ĒF durch Monte Carlo Simulationen
für verschiedene Punkte und Feldgrößen in einem Wasserphantom berechnet. Hierfür wurde das Modell eines Siemens
Artiste Linearbeschleunigers mit nominellen Photonenenergien von 6 MV und 15 MV verwendet. Die Photonenspektren
an den interessierenden Punkten wurden mittels FLURZnrc/EGSnrc [2] berechnet. Das Signalverhältnis der beiden Detektoren (Diode E 60017 und microDiamond 60019) wurde in „Kermanäherung“ berechnet:
  en ( Ei ) 
  E ( E i ) Ei Ei
  w

i 1
SR( x) n
  (E ) 
 Y2 ( Ei ) en i   E ( E i )Ei Ei

w
i 1
n
 Y1 ( Ei )
(1)
Hierbei ist Y(Ei) das aus der Literatur bekannte energieabhängige Ansprechvermögen des Detektors, μen(E)/ρ der Massenenergieabsorptionskoeffizient von Wasser und ΦE(Ei) die spektrale Photonenfluenz bei der Energie Ei. Aus dem Signalverhältnis SR ergibt sich das normierte Signalverhältnis NSR durch die Normierung auf Referenzbedingungen:
NSR(x) = SR(x) / SR(ref )
(2)
Abb. 1 zeigt die so berechnete Korrelation zwischen NSR und ĒF.
Im zweiten Teil der Arbeit wurde unter Verwendung der Korrelation gem. Abb. 1 am CyberKnife Beschleuniger die mittlere Energie ĒF für unterschiedliche Kollimatoren tiefenabhängig experimentell bestimmt. Hierzu wurden bei Felddurchmessern von 20 mm, 40 mm und 60 mm mit beiden Detektoren die Tiefenprofile entlang des Zentralstrahls aufgenommen. Für die Messungen wurde ein MP3 Wasserphantom verwendet, und die Detektoren wurden mit ihrem effektiven
Messpunkt am jeweiligen Messort positioniert. Aus den Messdaten wurde zunächst an jedem Messort das Signalverhältnis SR bestimmt. Zur Bestimmung der Werte des normierten Signalverhältnisses NSR wurden die SR-Werte auf den SRWert in 10 cm Tiefe bei einer Feldgröße von 60 mm normiert. Aus den gemessenen NSR-Werten wurde anschließend die
mittlere Energie ĒF für die vermessenen Kollimatoren tiefenabhängig bestimmt.
Ergebnisse: Der durch Monte-Carlo-Simulationen ermittelte Zusammenhang zwischen der mittleren Photonenenergie ĒF
und dem normierten Signalverhältnis NSR ist in Abbildung 1 dargestellt. Die Daten wurden mit folgender Linearkombination aus Exponentialfunktionen approximiert:
EF  4.579e10* exp(-25.16* NSR) + 7.663* exp(-2.2* NSR)
226
(3)
Aus der Messung des normierten Signalverhältnisses am CyberKnife ergeben sich unter Anwendung von Gl. 3 mittlere
Photonenenergien entsprechend Abbildung 2. Die mittlere Photonenenergie steigt mit zunehmender Messtiefe und kleinerer Feldgröße. Die mittleren Energien nach Araki [3] sind in Abbildung 2 ebenfalls dargestellt und die mittels der Zweikammermethode ermittelten Ergebnisse stimmen im Rahmen der Messunsicherheit damit überein. Der Anstieg der mittleren Photonenenergie mit zunehmender Tiefe ist typisch für ein ohne Ausgleichsfilter erzeugtes Photonenspektrum; die
von der Strahlung durchlaufene Wasserschicht wirkt hier als Filter.
Zusammenfassung: Die Zweikammermethode mit der Diode E 60017 und dem microDiamond 60019 als Detektorpaar
dient als gutes Werkzeug zur Bestimmung der mittleren Photonenenergie ĒF. Aus dieser kann anschließend mit Hilfe der
bekannten Beziehung der Korrekturfaktor kNR für den jeweiligen Detektor bestimmt werden.
Abb. 1: Korrelation der mittleren Photonenenergie mit dem normierten Signalverhältnis aus Simulationsdaten
Abb. 2: Vergleich der mittleren Photonenenergien aus der Messung am CyberKnife mit simulierten Werten aus der Arbeit von Araki [2]
Literatur
[1]
N. Chofor, D. Harder, B. Poppe. Non-reference condition correction factor kNR of typical radiation detectors applied for the dosimetry of high energy photon fields in radiotherapy. Z. Med. Phys. 2012; 22: 181 - 196.
[2]
I. Kawrakow and D. W. O. Rogers, “The EGSnrc code system: Monte Carlo simulation of electron and photon
transport,” Technical Report No. PIRS-701, (National Research Council of Canada, Ottawa, Canada, 2003).
[3]
Fujio Araki. Monte Carlo study of a CyberKnife stereotactic radiosurgery system. Med. Phys. 2006; Vol. 33;
2955-2963
[4]
DIN 6800-2: Dosismessverfahren nach der Sondenmethode für Photonen- und Elektronenstrahlung (BeuthVerlag, Berlin, 2008)
[5]
N. Chofor, D. Harder, H. K. Looe, R.-P. Kapsch, R. Kollhoff, K.Willborn, A. Rühmann, B. Poppe, Mapping radiation quality insidephoton-irradiated absorbers by means of a twin-chamber method. Z. Med. Phys. 19 (2009) 252263.
227
103 Experimentelle Bestimmung des Gesamtstörfaktors von zylindrischen
Ionisationskammern in klinischen Elektronenfeldern
1
1
2
1,2
P. von Voigts-Rhetz , T. Pretzsch , H. Vorwerk , K. Zink
1
2
Einleitung: Nach Empfehlungen von nationalen und internationalen Dosimetrieprotokollen [1,2] sollen für die Qualitätssicherung in klinischen Elektronenfeldern von Linearbeschleunigern Flachkammern eingesetzt werden. Für Energien oberhalb von 10 MeV dürfen auch zylindrische Ionisationskammern verwendet werden. Ziel dieser Studie ist die experimentelle Untersuchung des tiefenabhängigen Gesamtstörfaktors von gängigen Kompaktkammern in klinischen Elektronenfeldern.
Material und Methoden: Für die experimentelle Bestimmung wird ein Elekta Synergie Linearbeschleuniger eingesetzt.
Alle Messungen werden mit einem Tubus, welcher das Bestrahlungsfeld in 95 cm Abstand auf 10x10 cm² kollimiert, für
drei unterschiedliche Energien durchgeführt (E nom= 6, 12 und 18 MeV). Der Fokus-Oberflächenabstand beträgt 100 cm.
Untersucht werden zylindrische Ionisationskammern der Firma PTW mit einen sensitiven Volumen von 0.016 cm³ bis 0.6
cm³ (siehe Tabelle 1).
Name
0.3 cm³ Semiflex Kammer
0.125 cm³ Semiflex Kammer
PinPoint 3D Kammer
Farmer Kammer
Roos Kammer
Typ
31003
31010
31016
30013
34001
Sensitives Volumen
0.300 cm³
0.125 cm³
0.016 cm³
0.600 cm³
0.350 cm³
Tab. 2: Technischen Daten der Zylindrischen Ionisationskammern
Alle verwendeten Ionisationskammern werden in einem 50x50x50cm³ Wasserphantom mit Hilfe des TRUFIX System der
Firma PTW positioniert. Die in der DIN 6800-2 vorgegebene Verschiebung, in den effektiven Messort (EPOM), wird durch
die Verwendung des TRUFIX System realisiert. Für die experimentelle Bestimmung des Gesamtstörfaktors der zylindrischen Ionisationskammern wird als Referenz eine Roos Kammer DRoos verwendet. Die Wahl der Rooskammer beruht auf
den in der Literatur beschrieben störungsfreien Eigenschaften. Um einen tiefenunabhängigen Gesamtstörfaktor
zu erhalten, ist zusätzlich zu der Positionierung nach DIN eine Verschiebung von
in Richtung
des Fokus des Beschleunigers an zuwenden [3,4,5].
Der Gesamtstörfaktor p wird nach DIN 6800-2 [1] als das Verhältnis der Wasserenergiedosis Dw zu dem Produkt der Dosis im Detektor Ddet und dem Massenstoßbremsvermögen sw,a angegeben:
Daraus ergibt sich der Gesamtstörfaktor für eine Ionisationskammer
Durch die Verschiebung der Roos Kammer in den EPOM nimmt
Daraus folgt:
als:
in guter Näherung den Wert
an.
Ergebnisse: Für den Gesamtstörfaktor der verschiedenen Ionisationskammern ist eine Tiefenabhängigkeit ersichtlich. Ab
einer Tiefe von
wird der Gesamtstörfaktor für alle Energien größer als 5%. Mit zunehmender Energie verringert
sich der maximale Gesamtstörfaktor von 50% für 6 MeV auf weniger als 20% für das 18 MeV klinische Elektronenfeld
(siehe Abbildung 1). Die Messungen belegen damit erstmals experimentell die in vielen Monte Carlo Simulationen aufgezeigten tiefenabhängigen Störungsfaktoren von Zylinderkammern in klinischen Elektronenfeldern. Ein direkter Vergleich
mit Monte-Carlo Simulationen steht noch aus.
228
Abb. 4: Experimentell bestimmter Gesamtstörungsfaktor p von Kompaktkammern in klinischen Elektronenfeldern nach Gl. (3).
Literatur
[1]
DIN 6800-2: Dosismessverfahren nach der Sondenmethode für Photonen- und Elektronenstrahlung – Teil 2: Dosimetrie hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung mit Ionisationskammern, März 2008.
[2]
Andreo P, Burns DT, Hohlfeld K, Huq MS, Kanai T, Laitano F, SmythV, Vynckier S, Absorbed dose determination
in external beam radiothe-rapy. An international code of practice for dosimetry based on standards of absorbed
dose to water, Technical Reports Series TRS-398,Vienna.International Atomic Energy Agency 2000.
[3]
Zink K, Wulff J, Positioning of a plane-parallel ionization chamber in clinical electron beams and the impact on
perturbation factors Phys. Med. Biol. 54 (2009) 2421-2435
[4]
von Voigts-Rhetz P, Czarnecki D, Zink K, Effective point of measurement for parallel plate and cylindrical ion
chambers in megavoltage electron beams. Z Med Phys 24 (2014) 216-223;
[5]
Looe HK, Harder D, Poppe B, Experimental determination of the effective point of measurement for various detectors used in photon and electron beam dosimetry. Phys Med Biol. 2011 21;56(14):4267-90
229
104 Effektive Messpunktverschiebung und Gesamtstörungsfaktor p von Flachkammern in
hochenergetischer Photonenstrahlung
1
1
1
1,2
N. Langner , D. Czarnecki , P. von Voigts-Rhetz , K. Zink
1
2
Fragestellungen: In aktuellen Dosimetrie Protokollen [1, 2] werden Flachkammern hauptsächlich für Dosismessungen in
Elektronenstrahlung empfohlen. Allerdings könnten diese aufgrund ihrer Bauweise auch gut für präzise Messungen von
Tiefendosiskurven in hochenergetischer Photonenstrahlung geeignet sein. Aktuell gibt es nur wenige Informationen zur
Verwendung von Flachkammern in Photonenstrahlung. Daher beschäftigt sich diese Studie mit der Bestimmung des effektiven Messpunktes und des Gesamtstörungsfaktors p von verschiedenen Flachkammern in hochenergetischer Photonenstrahlung.
Material und Methoden: Zur Bestimmung des effektiven Messpunktes und des Gesamtstörungsfaktors wurde das Monte-Carlo Code System EGSnrc und der user code egs_chamber verwendet [3]. Bei den Berechnungen wurden die Varianzreduktionsverfahren Photon Cross Section Enhancement (XCSE) und Intermediate Phase-Space Scoring (IPSS) [6]
angewandt.
Für fünf verschiedene Energiespektren (4 MV, 6 MV, 10 MV, 15 MV, 18 MV) [4] wurden Tiefendosiskurven von vier
Flachkammern (Roos, Markus, Advanced Markus, NACP-02) und einem Wasservoxel (Radius: 0.1 cm, Höhe 0.05 cm)
berechnet. Die Kammern wurden dabei mit ihrem Referenzpunkt (Mittelpunkt der Innenseite des Strahlungseintrittsfensters) in der jeweiligen Tiefe positioniert.
Für die Bestimmung des effektiven Messpunktes wurden nach der Methode von Wang und Rogers [5] vorgegangen. Die
entsprechende Tiefendosiskurve des Wasservoxels und die der jeweiligen Kammer wurden so um einen Wert z gegeneinander verschoben, so dass die mittlere quadratische Abweichung rms² der beiden Kurven ihr Minimum annimmt:
(1)
Die sich ergebenden Punkte dienen als Stützstellen für einen quadratischen Fit, dessen Minimum anschließend bestimmt
wird (siehe Abbildung 1).
Für die Bestimmung des effektiven Messpunktes wurden die simulierten Tiefendosiskurven entweder auf das
Dosismaximum oder auf den Wert der Wasser-Energiedosis in der Tiefe 10 cm normiert.
Die Ergebnisse des effektiven Messpunktes werden über dem Strahlenqualitätsindex TPR 20/10 aufgetragen. Dieser wurde
mit einem Wasservoxel (r = 0.05 cm, h = 0.05 cm) in einer Tiefe von 10 bzw. 20 cm in einem Wasserphantom bei einem
Abstand zur Quelle von 90 bzw. 80 cm für alle verwendeten Photonenspektren berechnet.
Für die Angabe des Gesamtstörungsfaktors p gemäß Gleichung (2) wurde zusätzlich das Verhältnis der Massenstoßbremsvermögen Wasser zu Luft sw,a berechnet. Dieser wurde mit dem user code sprrznrc mit einem Wasservoxel der
Höhe 0.2 cm und dem Radius 0.2 cm berechnet.
(2)
Ergebnisse:
Ionisationskammern als Funktion des Strahlenqualitätsindex TPR 20/10
rschiebung der Kammer in Richtung Fokus , ein negativer Wert eine Verschiebung in Strahlrichtung . Für alle Kammern
zeigt sich eine Abhängigkeit der Messpunktverschiebung von der Strahlungsqualität. Für die Roos und die NACP Kammer ergibt sich in guter Näherung ein linearer Zusammenhang.
Die
20/10 ist für die Markus- und Advanced Markus Kammer am
geringsten. Die Tiefe, in der die jeweiligen Tiefendosisprofile normiert wurden, hat nur einen geringen Einfluss auf die
sich ergebende Messpunktverschiebung.
Die Dosimetrieprotokolle DIN 6800-2 [1] und IAEA TRS-398 [2] geben für die Messpunktverschiebung von Flachkammern an, dass diese der Differenz der wasseräquivalenten Dicke des Eintrittsfensters zur geometrischen Dicke entspricht,
wobei die DIN 6800-2 die Elektronendichte und das IAEA TRS-398 Protokoll die Massendichte zur Berechnung heranvorgestellten Monte-Carlo Simulationen ist.
2011 haben Looe et al. [7] Messungen zur Bestimmung des effektiven Messpunktes für die Roos und die Markus Kammer durchgeführt. Im Rahmen der von den Autoren angegebenen Messunsicherheit stimmen diese Werte bei kleinen
230
Photonenenergien mit den hier berechneten Werten überein. Allerdings geben auch Looe et al eine von der Energie der
Photonenstrahlung unabhängige Messpunktverschiebung an.
Abbildung 3 zeigt den berechneten Gesamtstörungsfaktor p als Funktion der Messtiefe z für die Roos Kammer bei Anwendung des 6 MV Spektrums. Es ist zu erkennen, dass sich bei Positionierung der Kammer im effektiven Messpunkt im
Aufbaubereich der Tiefendosiskurve eine bessere Übereinstimmung mit dem Wert der Wasser-Energiedosis Dw ergibt.
Zusammenfassung: In dieser Studie wurde die effektive Messortverschiebung für vier verschiedene Flachkammern in
hochenergetischen Photonenfeldern ermittelt. Bei allen Kammern zeigte sich eine ausgeprägte Energieabhängigkeit der
Auf den Gesamtstörungsfaktor p in der Referenztiefe (z = 10 cm) hat die Messpunktverschiebung erwartungsgemäß nur
einen geringen Einfluss. Die Anwendung der Messpunktverschiebung führt im Aufbaubereich der Tiefendosiskurven zu
einer verbesserten Übereinstimmung der Detektordosis und der Wasser-Energiedosis, d.h. zu einem verringertem Störungsfaktor p.
Abb. 1: Bestimmung der effektiven Messortverschiebung aus dem Minimum der Root Mean Square Funktion für die Roos Kammer bei
6 MV. Die statistische Unsicherheit liegt für alle Datenpunkte bei unter 0.06 % (1σ)
231
Abb. 2: Effektive Messortverschiebung (EPOM = effective point of measurement) für die Roos, Markus, Advanced Markus und NACP
Kammer als Funktion des Strahlenqualitätsindex TPR20/10. Dargestellt sind jeweils die Ergebnisse bei Normierung der
Tiefendosiskurven auf das Maximum und auf den Wert in 10 cm Tiefe. Zusätzlich sind Literaturwerte und Vorgaben der DIN 6800-2
und des IAEA TRS-398 Protokolls abgebildet. Die statistische Unsicherheit liegt für alle Datenpunkte unter 0.08 % (1σ)
Abb. 3: Einfluss der Messortverschiebung auf den Gesamtstörungsfaktors p. Die statistische Unsicherheit liegt für alle Datenpunkte
unter 0.09 % (1σ)
232
Literatur
[1]
DIN 6800-2: Procedures of dosimetry with probe type detectors for photon and electron radiation –Part 2: Ionization chamber dosimetry of high energy photon and electron radiation, 2008.
[2]
P. Andreo, et al: IAEA TRS-398 – Absorbed Dose Determination in External Beam Radiotherapy: An International
Code of Practice for Dosimetry based on Standards of Absorbed Dose to Water. International Atomic Energy
Agency, 2001.
[3]
Kawrakow, I., Mainegra-Hing, E., Rogers, D. W. O., Tessier, F., and Walters, B. R. B. The EGSnrc code system:
Monte Carlo simulation of electron and photon transport. National Research Council of Canada, Report PIRS701, 2013.
[4]
E. S. M. Ali ESM, D.W.O. Rogers. Functional forms for photon spectra of clinical linacs. Phys.
Med. Biol., 53(11):2823–36, 2008.
[5]
L. L. W. Wang, D. W. O. Rogers, Study of the effective point of measurement for ion chambers in electron beams
by monte carlo simulation, Medical Physics 36 (6), 2034 - 2042, 2009
[6]
J. Wulff, K. Zink I. and Kawrakow. Efficiency improvements for ion chamber calculations in
high energy photon beams. Med. Phys., 35(4), 1328–1336, 2008.
[7]
H. K. Looe, D. Dietrich Harder, B. Poppe. Experimental determination of the effective point of measurement for
various detectors used in photon and electron beam dosimetry. Phys. Med. Biol., 56: 4267–4290, 2011.
233
105 Untersuchung des Füllfaktors zweidimensionaler Ionisationskammer-Arrays
1
1
2
1
T.S. Stelljes , H.K. Looe , D. Harder , B. Poppe
1
2
Prof. em., Medizinische Physik und Biophysik, Georg August Universität, Göttingen
Fragestellung: Es wird eine verallgemeinerte Definition des Füllfaktors zweidimensionaler Ionisationskammer-Arrays auf
der Basis detektierbarer Blendenfehlstellungen eingeführt und anhand von Beispielen mit dem Füllfaktor nach Gago1
Arias et al. verglichen.
Material und Methoden: Der Füllfaktor ist ein Maß für die Messempfindlichkeit eines Detektorarrays zur Erkennung von
1
Blendenfehlstellungen. Gago-Arias et al. definieren den Füllfaktor eines Detektorarrays als Quotienten aus der durch die
Halbwertsbreite der Fluenzansprechfunktion KM(x) eines Detektors gegebenen und der rechnerisch auf den Detektor
entfallenden Fläche. In vorliegender Arbeit gilt als sensitive Fläche eines Detektors diejenige, auf der eine Blendenfehlstellung Δ erkannt wird, wenn die dadurch verursachte Signaländerung im Vergleich zu einer voll bestrahlten Kammer
einen Grenzwert d überschreitet. Der Quotient aus der gesamten sensitiven Fläche und der gesamten geometrischen
Fläche eines Arrays wird als „generalisierter Füllfaktor“ bezeichnet.
Die Fluenzansprechfunktionen quadratischer luftgefüllter Ionisationskammern wurden mit dem user code EGS-chamber
simuliert. Die Kammern mit einer Höhe von 5 mm wurden in einem PMMA-Block entsprechend der Geometrie des
2, 3
Octavius Detector 729 Arrays (PTW-Freiburg, Freiburg, Deutschland) in einer Messtiefe von 1,5 cm in Wasser modelliert. Simulationen wurden mit einem monoenergetischen, 0,25 mm breiten 2 MeV-Photonenschlitzstrahl für Kammerbreiten b = 1-9 mm durchgeführt. Für jedes eindimensionale KM(x) wurde die Halbwertsbreite sowie die „sensitive Breite“
x5%1mm für d=5% und Δ=1 mm bestimmt. Unter der Annahme eines symmetrischen zweidimensionalen K M(x) wurde der
1
„generalisierte Füllfaktor“ sowie der Füllfaktor nach Gago-Arias et al. , für variierende Kammerabstände (a=6 mm, 8 mm
und 10 mm) bestimmt.
Ergebnisse: Die Halbwertsbreiten der simulierten Fluenzansprechfunktionen (siehe Abb.1) fallen im Verhältnis zu den
„sensitiven Breiten“ x5%1mm mit abnehmender Kammerbreite stärker ab (siehe Tab.1). Für die Detektoranordnung des 2DArrays Octavius Detector 729 (a=10 mm, b= 5 mm) wurde z.B. ein „generalisierter Füllfaktor“ von 0.61 ermittelt, während
1
der Füllfaktor nach Gago-Arias et al 0.49 beträgt (Tab.1). Der „generalisierte Füllfaktor“ erreicht für Kombinationen aus
Detektorabstand a und Kammerbreite b wie z.B. a=10 mm, b=8 mm oder a=8 mm, b=6 mm oder a= 6 mm, b= 3 mm einen Sättigungswert 1 (siehe Abb.2). Der Füllfaktor nach Gago-Arias et al. nimmt im Falle überlappender Halbwertsbreiten
Werte größer 1 an.
Zusammenfassung: Die neue Definition des „generalisierten Füllfaktors“ eines Detektorarrays wird eingeführt, um die
Fehlerdetektierbarkeit von Blendenfehlstellungen realistisch quantifizieren zu können. Das Ansprechvermögen kleiner
Detektoren wird dadurch genau beschrieben, und im Fall überlappender sensitiver Flächen erreicht der „generalisierte
Füllfaktor“ den Sättigungswert 1.
Abb. 1: KM(x), simuliert für verschiedene Kammerbreiten eines 2D-Arrays in einer Messtiefe von 1,5 cm.
234
Kammerbreite
Halbwertsbreite
Füllfaktor
x5%1mm
Generalisierter
[mm]
[mm]
(Gago-Arias)
[mm]
Füllfaktor
1
2
3
2.34
3.62
4.76
0.05
0.13
0.23
4.96
5.60
6.30
0.25
0.31
0.40
4
5.90
0.35
7.02
0.49
5
7.00
0.49
7.78
0.61
6
8.12
0.66
8.58
0.74
7
9.22
0.85
9.40
0.88
8
10.32
1.07
10.20
1.00
9
11.42
1.30
11.04
1.00
1
Tab. 1: Berechnete Werte des Füllfaktors nach Gago-Arias et al. und des „generalisierter Füllfaktors“ für einen KammermittenAbstand von 10 mm.
Abb.2: Berechnete Werte des „generalisierten Füllfaktors“ (oben) und des Füllfaktors nach Gago-Arias et al.[1] (unten) für variierende
Kammergrößen und Kammerabstände.
235
Literatur
[1]
A. Gago-Arias, L. Brualla-Gonzalez, D.M. Gonzalez-Castano, F. Gomez, M.S. Garcia, V.L. Vega, J.M. Sueiro, J.
Pardo-Montero, "Evaluation of chamber response function influence on IMRT verification using 2D commercial
detector arrays," Phys. Med. Biol. 57, 2005-2020 (2012).
[2]
E. Spezi, A.L. Angelini, F. Romani, A. Ferri, "Characterization of a 2D ion chamber array for the verification of
radiotherapy treatments," Phys. Med. Biol. 50, 3361-3373 (2005).
[3]
B. Poppe, A. Blechschmidt, A. Djouguela, R. Kollhoff, A. Rubach, K.C. Willborn, D. Harder, "Two-dimensional
ionization chamber arrays for IMRT plan verification," Med.Phys. 33, 1005-1015 ( 2006).
236
Session 22 – Computertomographie II
Chairs: W. Kalender (Erlangen), B. Renger (München)
106 Experimenteller Computertomograph – Technik, Methodik und Einsatzerfolge
1
1
1
1
D. Jannek , D. Heinemann , S. Herzog , A. Keller
1
Technische Universität Ilmenau, Institut BMTI, Ilmenau
Fragestellungen: In der modernen Bildgebung in der Medizin nimmt die Computertomografie eine herausragende Stellung ein, erlaubt sie doch die nichtinvasive überlagerungsfreie Darstellung von Schnittbildern des menschlichen Körpers.
Dabei geht die technische Entwicklung zunehmend in eine Richtung, die eine Dosiseinsparung durch effiziente Bildrekonstruktionsalgorithmen erreicht. Um auch zukünftig entsprechendes Entwicklungspotenzial nutzen zu können, ist es
bereits in der ingenieurtechnischen Ausbildung notwendig, den Studierenden möglichst anschaulich aber auch methodisch fundiert Aufbau, Funktion, technische Möglichkeiten und Grenzen der Computertomografie zu zeigen. An der Technischen Universität Ilmenau wurde deshalb seit dem Jahr 2000 ein Computertomograf der 3. Generation aufgebaut und
ständig weiterentwickelt. Seit dem Wintersemester 2005/2006 wird dieser „Experimentelle Computertomograf“ (ex-CT) im
Praktikum der Diplom- bzw. jetzt Masterstudierenden eingesetzt, um im Versuch zur „Computertomografischen
Querschnittsrekonstruktion“ die zugrundeliegende Methodik und Technik zu zeigen. Mittlerweile 9 Jahre fehlerfreier Einsatz belegen die Stabilität des Systems. Zudem ist durch die Integration inverser Bildrekonstruktionsalgorithmen seit dem
letzten Jahr auch die Möglichkeit zum direkten Vergleich zum bisherigen Standard der gefilterten Rückprojektion in Bezug
auf Bildqualität und Dosis gegeben. Im vorliegenden Beitrag wird der Experimentelle Computertomograf im Überblick
vorgestellt und sein bisheriger Einsatz methodisch und praktisch diskutiert.
Material und Methoden: Der ex-CT wurde in seiner technischen Entwicklung und seiner Leistungsfähigkeit bereits in
einer Artikelserie in der mt-Medizintechnik vorgestellt [1] - [6]. Auf ausgewählte Punkte wird an dieser Stelle noch einmal
eingegangen.
Technik: Der ex-CT am Institut für Biomedizinische Technik und Informatik ist als inverser Computertomograf der 3. Generation ausgeführt, d.h. das zu untersuchende Objekt dreht sich auf einem Drehteller bei fester Strahler-DetektorAnordnung. Dadurch ist der mechanische Aufwand reduziert, aber das Grundprinzip der 3.CT-Generation nicht verletzt.
Die Bewegung des Untersuchungsobjektes in vertikaler Richtung erfolgt durch einen Lineartisch, wodurch eine serielle
Aufnahme mehrerer Schichten oder eine Spiralaufnahme zur 3D-Volumenrekonstruktion möglich wird. Als Röntgendetektor kommt eine hochauflösende Industriezeile mit indirekter Bildwandlung zum Einsatz. Diese bietet den Vorteil, neben
der Langzeitstabilität bei einzelnen Messaufnahmen und der Möglichkeit der Kalibration auch bei minimaler Dosis eintreffende Quanten effizient umzuwandeln. Als Röntgenstrahlungsquelle wird eine bereits vorhandene Untertischröhre im
Durchleuchtungsbetrieb eingesetzt, wobei der Strahl zu einem möglichst schmalen Fächerstrahl kollimiert wird (Abb. 1).
Die gesamte Steuerung der Mechanik und die Strahlauslösung erfolgen aus dem Schaltraum (Abb. 2).
Bedingt durch das Konstruktionsprinzip lassen sich Objekte mit einem Durchmesser von etwa 200 mm untersuchen bis
max. 20 kg. Der Zeilendetektor arbeitet in einem Energiebereich von 40 bis 160 keV, hat ein räumliches Auflösungsvermögen von 5/mm und eine sensitive Länge von 314 mm bei 3712 Detektorelementen. Erfasst werden die Rohdaten in
einem Dynamikbereich von 12 bit, decken also in der Quantisierung einen Bereich von 0 bis 4095 ab. Zur Verbesserung
des Rauschverhaltens lassen sich mehrere Detektorelemente zu einem Pixel zusammenfassen (Pixelbinning). Typische
Systemparameter zeigt Tabelle 1.
Aus dem erfassten Rohdatensatz wird nach verschiedenen Korrekturen (z.B. Normalisierung des Sinogramms) über die
gefilterte Rückprojektion das Schichtbild rekonstruiert. Dabei besteht die Möglichkeit, unter Verwendung unterschiedlicher
Hochpassfilter die Bildqualität zu beeinflussen [2]. Als Erweiterung des Systems wurde im Jahr 2013 die Möglichkeit zur
Integration iterativer Rekonstruktionsverfahren untersucht [7]. In einer Forschungssoftware sind dazu verschiedene
Raytracing-Algorithmen implementiert, die zur Beurteilung des Rauschverhaltens und der Dosisabhängigkeit im Vergleich
zur gefilterten Rückprojektion herangezogen werden können. Eine CUDA-basierte Hardwarebeschleunigung ist ebenfalls
technisch umgesetzt. In Ergänzung zur Artikelserie [1] - [6] ist dazu ein 7. Artikel in Vorbereitung.
Methodik und Einsatz in der Lehre
Gegenwärtig wird der ex-CT im 1.Fachsemester des Masterstudiums im Studiengang „Biomedizinische Technik“ in einem
Praktikumsversuch zur „Computertomografischen Querschnittsrekonstruktion“ eingesetzt. In vorausgegangenen Vorlesungen wurden die notwendigen theoretischen Kenntnisse vermittelt. Dazu zählen die Vorlesung „Bildgebende Systeme
in der Medizin 1“ im 6. Fachsemester des Bachelorstudiums „Biomedizinische Technik“, in der die Grundlagen zu den
radiologischen Bilderzeugungssystemen gelegt werden. Im Masterstudium wird dann in der Vorlesung „Bildgebende Systeme in der Medizin 2“ die methodische Basis zur Querschnittsrekonstruktion gelegt. Die iterativen Verfahren zur Bildrekonstruktion sind dann Bestandteil der Vorlesung „Bildgebende Systeme in der Medizin 3“ ebenfalls im Masterstudium.
237
Die zum Praktikum gehörige Versuchsanleitung ist so konzipiert, dass sie als Lehrbrief zum gesamten Themenkomplex
dient, d.h. die theoretischen Grundlagen und die ausgewerteten Versuchsergebnisse umfasst. Dazu sind folgende
Schwerpunkte definiert:
Zielstellung
Grundlagen
Physik
Mathematik der Bildrekonstruktion
Theorie der verschiedenen Querschnittsrekonstruktionsverfahren
Aufbau des ex-CT
Artefakte
Versuchsdurchführung
Versuchsplatz und Messanordnung
Versuchssoftware
Genutzte Phantome
Versuchsablauf
Unterweisung im Strahlenschutz
Studentische Vorträge zu Gerätetechnik, Mathematik, Übertragungsverhalten und Artefakten
Versuchsaufgaben zu Querschnittsrekonstruktion mit gefilterter Rückprojektion und iterativen Verfahren,
zum Einfluss von unterschiedlichen Parametern der Aufnahme und Rekonstruktion und zur Simulation
von Artefakten
Die Vorbereitung auf den Versuch sollte durch die Studierenden so erfolgen, dass sie zu den einzelnen Versuchsaufgaben bereits eine qualitative Vorstellung zu den Ergebnissen haben. In der Auswertung ist auf die Bestätigung oder Abweichung der Ergebnisse detailliert einzugehen. Zur Kontrolle existiert eine Musterlösung, die auf den in mehreren studentischen Arbeiten ermittelten Versuchsergebnissen beruht. Der Versuch hat eine Präsenzdauer von 4 Zeitstunden, es
kommt die Zeit der Vor- und Nachbereitung hinzu. Die Bewertung erfolgt als arithmetisches Mittel aus 3 Teilleistungen, zu
denen die theoretischen Kenntnisse mit den studentischen Vorträgen, die praktische Durchführung und das Versuchsprotokoll gehören.
Die Studierenden sind für die Versuchsdurchführung keine beruflich strahlenexponierten Personen, es gilt der Bevölkerungsgrenzwert von 1 mSv/a. Die Arbeitsabläufe sind mit Zustimmung der Behörde so geplant, dass es zu keiner Exposition durch Röntgenstrahlung kommen kann. Den Studierenden ist für die Zeit der Messung der Zutritt zum Röntgenraum
verboten. Die gesamte Versuchsdurchführung erfolgt unter Aufsicht einer Röntgenassistentin, die auch die aktenkundige
Unterweisung im Strahlenschutz vor Versuchsbeginn durchführt.
Zur Veranschaulichung der praktischen Möglichkeiten sollen im Folgenden 2 Beispiele präsentiert werden.
Beispiel 1: Querschnittsrekonstruktion mittels ungefilterter und gefilterter Rückprojektion
Ein aus sieben 2cm-Zylindern bestehendes Phantom (Abb. 3) wird an einer mittels Topogramm festgelegten Schicht
gescant und ohne und mit Filterung rekonstruiert. Die von der Theorie vermutete Unschärfe kann deutlich wahrgenommen werden (Abb. 4), während die Rekonstruktion mit Nutzung eines Ramp-Filters die Phantomstruktur eindeutig wiedergibt und auch das Quantenrauschen verdeutlicht (Abb. 5).
Beispiel 2: Vergleich gefilterter Rückprojektion und inverse Rekonstruktion mit unterschiedlichen Dosen
Mit einem Ortsauflösungsphantom wird bei unterschiedlichen Rekonstruktionsverfahren und Variation der Expositionszeit
verglichen, inwieweit sich diese Verfahren in Bezug auf die visuelle Interpretation der Bilder unterscheiden. Abb. 6 zeigt
für 25 %-Dosis (obere Reihe) und 100 %-Dosis (untere Reihe) den Vergleich von gefilterter Rückprojektion (linke Reihe)
zu inverser Rekonstruktion (rechte Reihe). Dabei kann die Abhängigkeit des Bildrauschens von der applizierten Dosis
beobachtet werden. Des Weiteren kann gezeigt werden, dass die iterativen Verfahren bei gleicher Dosis eine deutlich
bessere räumliche Auflösung bieten [7].
In gleicher Art und Weise lassen sich die Verhältnisse zu Aufhärtungsartefakten, Projektionsfehlern oder Bewegungsartefakten demonstrieren. Für weitere Beispiele sei auf [6] und [7] verwiesen.
Einsatzerfahrungen
Das ex-CT ist im Praktikum der Diplom- bzw. Masterstudierenden im Studiengang „Biomedizinische Technik“ seit dem
Wintersemester 2005/2006 im Einsatz. Dieser Versuch ist als Pflichtversuch von allen Studierenden zu absolvieren. Somit wurden bis heute etwa 160 Praktikumsgruppen mit je 3-4 Studierenden durch den Versuch geführt. Die
Datenaquisition und die Bildrekonstruktion waren dabei stabil und reproduzierbar. Messausfälle wurden nicht beobachtet.
Lediglich ein Problem am Generator wurde im letzten Jahr behoben. Aus den Gesprächen mit den Studierenden konnte
festgestellt werden, dass die didaktische Vorgehensweise im Praktikum sehr gut die Vorlesungsinhalte unterstützt. Durch
die studentischen Vorträge im theoretischen Teil des Praktikums sind die Studierenden angehalten, sich noch einmal
intensiver mit methodischen Ansätzen auseinanderzusetzen und die Zusammenhänge von der Rohdatenerfassung bis
zur Bildrekonstruktion und Visualisierung zu beschreiben und die Einflussfaktoren zu beurteilen. Dabei kommen auch
viele eigenentwickelte Phantome zum Einsatz, die ein großes Spektrum von Fehlern und Artefakten in der Computertomografie aufzeigen können. Für den praktischen Erfolg in der Ausbildung sind zudem die Möglichkeiten zu nennen, dass
238
sämtliche Parameter der Strahlerzeugung, der mechanischen Ansteuerung, der Projektionen, des Zeilendetektors und
der Rekonstruktionsalgorithmen frei veränderbar sind, was an einem klinischen CT in dieser Form nicht möglich ist. Damit
ergeben sich auch Anknüpfungspunkte, um technische Weiterentwicklungen in der Computertomografie mit vertretbarem
Aufwand in die Lehre zu integrieren.
Zusammenfassung: Der mittlerweile mehrjährige stabile Einsatz des Experimentellen Computertomografen zeigt, dass
es mit überschaubarem Materialeinsatz möglich ist, ein bestehendes Röntgengerät zur Durchleuchtung zu einem CT der
3. Generation zu erweitern. Dadurch ist es gelungen, die interdisziplinär anspruchsvolle Thematik der Computertomografie experimentell zu veranschaulichen und anhand vieler Beispiele begreifbar zu machen. Die freie Wahl der Aufnahmeund Rekonstruktionsparameter bietet die Möglichkeit, sehr einfach Abhängigkeiten darzustellen, eine Auswahl an Phantomen unterstützt diesen Prozess.
Durch die finanzielle Unterstützung des Strahlenschutzseminars in Thüringen e.V. (SSSTeV) konnten immer wieder Ergänzungen und Erweiterungen, insbesondere auch der Rechentechnik, sehr kurzfristig realisiert werden. Der Experimentelle Computertomograf bindet sich mittlerweile in ein breites Spektrum röntgendiagnostischer Anwendungen in der Lehre
ein. Durch weitere Unterstützung vom Strahlenschutzseminar existieren im Röntgenlabor alle Generationen von Röntgenbildwandlern und ein zugehöriges Bildverarbeitungslabor mit Betrachtungs- und Befundungsmonitoren. Damit kann
der gesamte Prozess von Bilderfassung bis zu komplexen Auswerte- und Visualisierungsverfahren praktisch in der Lehre
veranschaulicht werden und bietet auch für die Zukunft noch Erweiterungspotential.
Danksagung: Das Projekt wurde vom Strahlenschutzseminar in Thüringen e.V. und vom Thüringer Ministerium für Soziales und Gesundheit im Rahmen des Förderprogramms „Arbeit durch Arbeitssicherheit“ gefördert.
Abb.1: Geometrische Verhältnisse der Abtastung
Abb.2: Komponenten und Aufbau des Experimentellen Computertomografen im Röntgenraum der TU Ilmenau, Institut BMTI [2]
Abb.3: Phantom zur Rückprojektion [6]
239
Abb.4: Ungefilterte Rückprojektion [6]
Abb.5: Gefilterte Rückprojektion mit Ramp-Filter [6]
Abb.6: Vergleich von gefilterter Rückprojektion (links) und inverser Rekonstruktion (rechts) bei 25 % Dosis (oben) und 100 % Dosis
(unten) [7]
Parameter
Röhrenstrom
Röhrenspannung
Pixelbinning
Projektionen
Integrationszeit
Aufnahmedauer
Objektrotation
Werte
max. 2 mA
max. 100 kV
1-16
320-3200
max. 100 ms
max. 5 min 30 s
kontinuierlich
Tab. 1: Typische Parameter für die Erfassung
Literatur
[1]
Keller A.: Experimenteller Computertomograph für Ausbildung und Forschung – Teil 1: Modellierung der
Querschnittsrekonstruktion. mt-Medizintechnik, 122 (2002) 3, S.103–105
[2]
Gross S., Keller A., Krüger U.: Experimenteller Computertomograph für Ausbildung und Forschung – Teil 2: Problemanalyse, Konzept, Bildrekonstruktion. mt-Medizintechnik 122 (2002) 4, S. 135-140
[3]
Kyriakou Y., Keller A.: Experimenteller Computertomograph für Ausbildung und Forschung – Teil 3:
Aufhärtungskorrektur. mt-Medizintechnik 124 (2004) 1, S. 15–19
240
[4]
[5]
[6]
[7]
Keller A., Scholz N., Schmidt F.: Experimenteller Computertomograph für Ausbildung und Forschung – Teil 4:
Örtliche Dynamik des Zeilendetektors. mt-Medizintechnik 125 (2005) 4, S. 131–137
Keller A., Heinz Chr.: Experimenteller Computertomograph für Ausbildung und Forschung – Teil 5: Schwächungsmessung, CT-Zahlen. mt-Medizintechnik 127 (2007) 2, S. 71–75
Keller A., Herzog S.: Experimenteller Computertomograph für Ausbildung und Forschung – Teil 6: Erfahrungen
und Ergebnisse. mt-Medizintechnik 131 (2011) 6, S 224-228
Heinemann D.: Methodischer Vergleich iterativer Rekonstruktionsverfahren bei der Computertomographie, Master Thesis, Technische Universität Ilmenau 2013
241
107 Genügt der neue Pro-MAM Gold mk II Mammografie- Prüfkörper den Anforderungen der
EPQC?
1
1
1
M. Pommer , M. Stich , R. Ringler
1
Ostbayerische Technische Hochschule Amberg-Weiden, Medizintechnik-Medizinphysik, Weiden
Fragestellungen: Die European Guidelines for quality control of mammographie (EPQC) [1] definieren die minimalen
Qualitätsstandards der Bildqualität, denen alle analoge und digitale Mammographieanlagen genügen müssen. Zielsetzung der Arbeit war die Beantwortung der Fragestellung, ob die neuen Pro-MAM Gold mk II Prüfkörper des Herstellers
Pro-Projects [2] die Anforderungen der European Guidelines for quality control of mammographie erfüllen können? Eine
Aussage sollte im Rahmen dieser Arbeit über eine Vergleichsmessung mit den CDMAM 3.4 Prüfkörpern [3], die in dieser
Anwendung den etablierten Goldstandard darstellen, getroffen werden. Aus den Ergebnissen der Vergleichsmessung
kann letztendlich abgeleitet werden, ob die Pro-MAM Gold mk II Phantome eine Alternative zu den CDMAM 3.4 Phantomen darstellen.
Material und Methoden: Die verwendeten Prüfkörper unterscheiden sich hinsichtlich ihres Aufbaus. Neben vier PMMAPlatten enthält das CDMAM 3.4 Phantom eine 0.5 mm Aluminium Grundplatte, die bei dem Pro-MAM Gold mk II Phantom
nicht gegeben ist. Auch die Anzahl und Anordnung der Messfelder ist bei beiden Prüfkörpern unterschiedlich. Um eindeutige Ergebnisse zu erhalten, wurden Vergleichsmessungen mit je zwei Pro-MAM Gold mk II und CDMAM 3.4 Phantomen
an drei analogen und zwei digitalen Mammographie-Anlagen durchgeführt. Die Messungen erfolgten zudem jeweils bei
unterschiedlichen Anodenmaterial-Filterkombinationen (Mo/Mo, Mo/Rh, W/Rh) und Röhrenspannungen (26 kV, 28 kV, 30
kV). Die folgende Tabelle gibt dabei Aufschluss über die verschiedenen Messungen.
Klinikum 1
Klinikum 2
Klinikum 3
Analog
Digital
Analog
Digital
Analog
Bei jeder Anlage wurde mit folgenden Anodenmaterial-Filterkombinationen gemessen:
Mo/Mo
Mo/Rh
W/Rh
26 kV
28 kV
30 kV
26 kV
28 kV
30 kV
26 kV
28 kV
30 kV
Bei jedem kV-Wert werden folgende vier Prüfkörper gemessen:
Pro-MAM Gold mk II_1
Pro-MAM Gold mk
II_2
CDMAM 3.4_1
CDMAM 3.4_2
Tab. 2: Variation der Messungen
Um zu ermitteln, ob die sich ergebenden mAs-Werte einen Einfluss auf die Aufnahmequalität haben, wurden zusätzliche
Aufnahmen für ±10% der gemessenen mAs-Werte gemacht.
Die Auswertung des akquirierten Bildmaterials erfolgte bei den CDMAM 3.4 Prüfkörpern mit EUREF Software CDMAMAnalysis v1.5.5 [4]. Die Pro-MAM Gold mk II Phantome konnten aufgrund der geometrischen Anordnung der Messfelder
nicht mit der gleichen Software analysiert werden. Die Analyse der Pro-MAM Gold mk II Prüfkörper erfolgte mit der ProControl Software [5] des Herstellers.
Ergebnisse: Nach den European Guidelines for quality control of mammographie darf die noch zu detektierende Golddicke bei den Goldscheibendurchmessern 0.10 mm, 0.25 mm, 0.50 mm und 1.0 mm nicht überschritten werden, damit der
Prüfkörper bei einer Messung besteht. Die Ergebnisse zeigten, dass der Prototyp des Pro-MAM Gold mk II Prüfkörper die
Qualität des CDMAM 3.4 Prüfkörpers nahezu erreicht. Bei 20 digitalen Aufnahmen besteht der CDMAM 3.4 Prüfkörper zu
100 Prozent; der Prototyp des Pro-MAM Gold mk II erreicht fast 90 Prozent. Da die Mammografie-Anlagen (digital und
analog) unterschiedlich auf die Prüfkörper reagieren, kann kein konkreter Vergleich zu den mAs-Werten zwischen den
Anlagen gemacht werden.
Zusammenfassung: Der Pro-MAM Gold mk II als Prüfkörper stellt eine Alternative zu dem Standard CDMAM 3.4 Prüfkörper da. Weitere Untersuchungen und ggf. ein Anpassungen der Protokolle der Qualitätssicherung ermöglichen einen
sicheren Einsatz des Prüfkörpers.
Literatur
[1]
van Engen R.E., Young K.C., Bosmans H. and Thijssen M.A.O. European protocol for the quality control of the
physical and technical aspects of mammography screening. Part B: Digital mammography in European guidelines
for quality assurance in breast cancer screening and diagnosis, 4th edn., European Commission, Luxembourg,
Chapter 2a, 105-165, 2006
[2]
Pro-Project. Official site: http://www.pro-project.pl/en/o-nas.html
242
[3]
[4]
[5]
Bijkerk K., Thijssen M., and Arnoldussen T., Manual CDMAM-phantom type 3.4, University Medical Centre, Nijmegen, 2000
Young K.C., Brooks E., Hudson W., Halling-Brown MD. CDMAM Analyser Software and instruction manual for
automated determination of threshold contrast, Version 1.5.5, National Co-ordinating Centre for the Physics of
Mammographie, Guildford, 2012
Pro-Control: http://pro-control.pro-project.pl/
243
108 Computertomographie mit photonenzählenden Detektoren – Verbesserung der
Materialzerlegung durch Optimierung des Röhrenspektrums
1
1
1
1
1
1
C. Polster C. Guhl , K. Hahn , S. Kappler , K. Stierstorfer , O. Dietrich , T. Flohr
1
Siemens Healthcare, Forchheim
1
Fragestellungen: Photonenzählende Detektoren auf Direktkonverterbasis wandeln Röntgenquanten in Spannungspulse
und zählen Pulse, die einen bestimmten Schwellwert überschreiten. Die Pulshöhe korreliert dabei stark mit der Energie
der absorbierten Photonen. In der Computertomographie (CT) ermöglicht dies Photonen innerhalb von typischerweise
zwei bis vier Energieintervallen zu messen [1]. Zusammen mit der energiespezifischen Abhängigkeit des
Massenabsorbtionskoeffizienten, können daraus CT-Bilder verschiedener Materialbasen rekonstruiert werden. Die Messung einzelner Photonen führt ferner zu verbesserten Kontrasten und reduziertem Rauschen und somit zu potentiell geringerer Patientendosis.
Maßgeblich für die Qualität der CT-Bilder ist die Charakteristik des verwendeten Detektormaterials. Die effiziente Detektion von CT-Röntgenspektren ist eine strenge Anforderung in einem klinischen Umfeld, die nur von wenigen Sensormaterialien (z.B. CdTe oder CdZnTe) erfüllt wird. Die Pulslänge in diesen Materialien beträgt einige Nanosekunden. Bei Verwendung von typischen Pixelgrößen der CT, kann dies bei hohen Röhrenströmen und geringer Absorption zur Überlagerung der Pulse (pile-up) führen. Wird die Pixelgröße reduziert, um den Photonenfluss pro Pixel zu reduzieren, führt dies
zu übermäßigem Verlust von Fluoreszenzphotonen (K-escape) und Ladungsteilung zwischen benachbarten Pixeln (charge sharing). Dies kann zu Mehrfachzählung von Photonen bei falschen Energien führen, wodurch sich die Korrelation
zwischen gemessener Photonenenergie und Pulshöhe verschlechtert. Diese Effekte zeigen sich in der spektralen Detektorantwortfunktion, welche die relative Wahrscheinlichkeit ρ(E,P) angibt eine bestimmte Pulshöhe P bei einer bestimmten
eintreffenden Photonenenergie E zu messen [2].
Mit dem Ziel die Materialzerlegung zu verbessern, wird untersucht, ob eine Anpassung des Röntgenröhrenspektrums an
die Detektorantwortfunktion möglich ist. Dabei muss die Dosisnutzung und der Bildeindruck, der durch objektive
Messgrößen repräsentiert wird, beibehalten werden. Es wird die Auswirkung von verschiedenen Filtermaterialien und
Filterdicken auf die Qualität der Materialzerlegung untersucht.
Material und Methoden: Zunächst wird die Materialzerlegung von Knochen gegenüber einer Jodlösung für den Fall
untersucht, bei dem sich das Probenmaterial im Isozentrum der CT-Geometrie befindet. Dieser Fall ist näherungsweise
identisch mit der Simulation eines Röntgenstrahls vom Fokus der Röhre durch das Isozentrum auf ein Detektorelement
(Abb. 2). Es werden die Signale am Ort des Detektors bei verschiedenen Filtermaterialien und –dicken berechnet, die
sich vor dem Patienten befinden. Dazu wird ein Wasserphantom mit variablem Durchmesser (10/20/30/40 cm) und verschiedenen Probeneinsätzen (Wasser, Luft, Knochen bzw. Iodlösung) von 1 mm Durchmesser simuliert. Die Proben
Wasser und Luft sind nötig um die Einhaltung der Hounsfield-Skala zu gewährleisten.
Die Güte der Materialzerlegung wird im Dual-Energy-Plot (siehe Abb. 3) ersichtlich. In dieser Darstellung liegen verschiedene Mischungsverhältnisse der untersuchten Materialien mit Wasser auf Geraden, die ihren Ursprung bei den HUWerten von Wasser haben. Die Differenz der Steigungen normiert auf die durch Rauschen bedingte Schwankung der
Steigungen gibt das Gütemaß DEC (dual energy contrast-to-noise ratio) der Materialzerlegung an, welches in [3] eingeführt wurde:
Gleichzeitig muss das Kontrast-zu-Rausch Verhältnis CNR (contrast noise ratio) in den CT-Bildern von relevanten Materialien wie z.B. Jod und Knochen betrachtet werden. Die geforderte Beibehaltung der Dosisnutzung erhält man durch
2
2
Normierung der Kennzahlen DEC und CNR auf die applizierte Patientendosis. Diese erhält man für jede Kombination
aus Filtermaterial und –dicke durch Integration der Differenzen der Spektren nach Vorfilterung und nach dem Wasserphantom über die Energie.
Das Signal des Detektors wird mit einer Monte-Carlo-Simulation erzeugt. Daraus werden HU-Werte für die Proben und
2
2
2
hieraus wiederum DEC und CNR berechnet. Mit der Kennzahl DEC /Dose für die Güte der Materialzerlegung kann
eine optimale Kombination aus Filtermaterial, Filterdicke und Detektorschwellen gefunden werden. Die Simulation ist
momentan auf die Detektorgeometrie eines Prototyps ausgerichtet, der in [2] beschrieben ist. Eine Anpassung für andere
Geometrien ist möglich.
Ergebnisse: Die simulierte spektrale Antwortfunktion eines CdTe-basierten Detektors ist in Abbildung 1 dargestellt.
Durch geschickte Wahl des Vorfiltermaterials kann durch dessen K-Kanten das Röhrenspektrum gezielt beeinflusst wer2
den (Abb. 4a). Aus den detektieren Spektren (Abb. 4b) kann der Verlauf der Kennzahl DEC /Dose in Abhängigkeit der
Filterdicke dargestellt werden (Abb 4c). Aufgrund der Ergebnisse wird eine Verbesserung der Materialzerlegung für Fil244
termaterialien erwartet, die ihre K-Kante nahe des Schwerpunktes des Röhrenspektrums haben (so z.B. Ytterbium, Lutetium, Hafnium, Tantal, Wolfram).
In der Praxis ist die Filterdicke limitiert durch das Leistungsbudget der Röntgenröhre. Wir gehen in dieser Studie davon
aus, dass eine Reduktion des Photonenflusses durch den Filter um bis zu 30% kompensiert werden kann. Da sich die
Qualität der Materialzerlegung bei verschiedenen Durchmessern des Wasserphantoms durch Strahlaufhärtung verändert,
muss ein Kompromiss der Filterdicke für unterschiedliche klinisch relevante Phantomdurchmesser gefunden werden (Abb
2
4d). Unsere Studien ergeben, dass durch eine geeignete Vorfilterung Verbesserungen des DEC /Dose von bis zu 20%
2
unter Beibehaltung des CNR /Dose zu erwarten sind.
Zusammenfassung: Photonenzählende Detektoren in der CT werden bereits in Prototypen eingesetzt und ermöglichen
ein besseres Kontrast-zu-Rausch Verhältnis und Materialzerlegungen von mehr als zwei Materialien. Da bisherige Vorfilterungen des Röhrenspektrums auf integrierende Detektoren zugeschnitten sind, empfiehlt sich unter Umständen eine
Anpassung für photonenzählenden Detektoren. Mittels der durchgeführten Ein-Strahl-Simulation lassen sich Verbesse2
rungen des Dual-Energy-Contrast pro Dosis DEC /Dose von bis zu 20% erwarten. Geplant sind daher Bildsimulationen
mit vollem Messfeld und eine experimentelle Verifikation am Prototyp.
Abb.1: Simulierte spektrale Detektorantwortfunktion eines CdTe-basierten Detektors. Die Farbskala repräsentiert die relative Wahrscheinlichkeit ρ(E,P) eine bestimmte Pulshöhe P bei einer bestimmten eintreffenden Photonenenergie E zu messen [4] .
Abb. 2: Schema für die Simulation der Materialzerlegung im Isozentrum der CT-Geometrie. Dieser Fall ist näherungsweise identisch
mit der Simulation eines Röntgenstrahls vom Fokus der Röhre durch das Isozentrum auf ein Detektorelement . Es wird das Strahlungsfeld am Ort des Detektors berechnet. Das Spektrum einer Standard-CT-Röntgenröhre wird durch verschiedene vor dem Patienten
platzierte Filtermaterialien und –dicken verändert und durchstrahlt schließlich ein Wasserphantom mit variablem Durchmesser. In dessen Mittelpunkt befindet sich eine Probe (Wasser, Luft, Knochen bzw. Iodlösung) von einem Millimeter Durchmesser.
245
Abb. 3: Beispielhafter Dual-Energy Plot für die Materialzerlegung von Knochen und einer Jodlösung. Die HU-Werte erhält man aus den
Detektorsignalen in zwei verschiedenen Energieintervallen für ein bestimmtes Mischungsverhältnis der untersuchten Materialien (Jod
und Knochen) mit Wasser. Verschiedene Mischungsverhältnisse der Materialien liegen auf Geraden, die ihren Ursprung bei den HUWerten von Wasser haben. Die Steigungen der Geraden sind mit einer Messunsicherheit behaftet (Rauschen). Die Differenz der Steigungen normiert auf die Schwankung der Steigungen gibt die Güte der Materialzerlegung (DEC) an.
Abb. 4: Durch geschickte Wahl eines Vorfiltermaterials kann durch dessen K-Kante das Röhrenspektrum gezielt beeinflusst werden.
(a) Es ist das ungefilterte Röhrenspektrum bei 140 kVP, der lineare Schwächungskoeffizient von Hafnium (Hf) und das Röhrenspektrum
nach Filterung dargestellt. In diesem Fall kommt noch 70% der ursprünglichen Leistung durch den Filter. Zusammen mit der spektralen
2
Empfindlichkeit des Detektors und bestimmen Zählerschwellen wird das Spektrum wie in (b) detektiert. Der Verlauf des DEC /Dose
2
und CNR /Dose für Knochen (X) und Iodlösung (Y) bei steigender Filterdicke ist in (c) aufgetragen. Filterdicke des jeweiligen Filtermaterials und Zählerschwellen sind für einen Durchmesser des Wasserphantoms (hier 30 cm) optimiert. (d) Die Verbesserung des
2
DEC /Dose gegenüber keiner zusätzlichen Filterung ist für die Phantomdurchmesser 10, 20, 30 und 40 cm dargestellt.
246
Literatur
[1]
K. Taguchi, Jan S. Iwanczyk: Vision 20/20: Single photon counting x-ray detectors in medical imaging, Medical
Physics, 40, 100901 (2013), doi:10.1118/1.4820371
[2]
S. Kappler et al.: Multi-energy performance of a research prototype CT scanner with small-pixel counting detector, Proc. SPIE 8668, Medical Imaging 2013: Physics of Medical Imaging, 86680O (March 6, 2013);
doi:10.1117/12.2006747
[3]
S. Kappler, S. Wirth: Comparison of dual-kVp and dual-layer CT in simulations and real CT system measurements, Nuclear Science Symposium Conference Record, 2008. NSS '08. IEEE, pp.4828-4831, 19-25 Oct. 2008,
doi:10.1109/NSSMIC.2008.4774322
[4]
S. Kappler et al.: A full-system simulation chain for computed tomography scanners, Nuclear Science Symposium
Conference Record (NSS/MIC), 2009 IEEE, pp.3433,3436, Oct. 24 2009-Nov. 1 2009,
doi:10.1109/NSSMIC.2009.5401779
247
109 Streueffekte in der Cone-Beam Computed Tomography
1
2
1
S. Boldt , O. Dias Goncalves , K.-U. Kasch
1
Beuth Hochschule fuer Technik Berlin, Department of Mathematics, Physics & Chemistry, Berlin
2
Universidade Federal do Rio de Janeiro, Departamento de Fisica Nuclear, Rio de Janeiro, Brasilien
Ziele: a) Vergleich von experimentellen und theoretischen Streuquerschnitt von Wasser unter Nutzung eines „White
Beam“ b) Vergleich der experimentellen Streuspektren mit halb-theoretisch abgeleiteten Spektren. c) Untersuchung der
Einflüsse, verursacht durch Streuung auf die Grauwerte einer CBCT Aufnahme mit variierenden FOV (field of view), Erklärung der Instabilität der Grauwerte und Finden eines Zusammenhangs zwischen Grauwert und Strahlungsintensität
Material und Methoden: a) In einem konventionellen Streuexperiments mit hoch-kollimierter Röntgenröhre und Detektor
werden die Streuspektren für verschiedene Streuwinkel einer Wasserprobe gemessen. Der totale differentiale
Streuquerschnitt
 d total d elastisch d inelastisch 




d
d 
 d
wird experimentell bestimmt. Es werden für die erste Näherung keine spektralen Informationen ausgewertet, stattdessen
wird mithilfe des integrierten Spektrums und der errechneten mittleren Energie die Berechnung durchgeführt. Eine genauere Methode wäre es, das integrierte Spektrum mit den spektralen Informationen zu ersetzen. Der so experimentell
ermittelte Streuquerschnitt wird verglichen mit der Theorie unter Zuhilfenahme des Wirkungsquerschnitts gemäß Thomson (elastische Streuung) und Klein-Nishina (inelastische Streuung) und den Form-Faktoren für Wasser nach Morin und
den Korrektur-Funktionen nach Hubbel (Abb.01). Zudem wird die Abhängigkeit der mittleren Energie der Streuspektren
vom Streuwinkel untersucht (Abb.02). b) Die experimentell gemessenen Spektren mit theoretischen Resultaten unter
Nutzung des emittierenden Spektrums der Röntgenröhre und des theoretischen totalen differentiellen Streuquerschnitts
(aus a)) verglichen (Abb.03 bis Abb.06). Mit Kenntnis über des emittierenden Spektrums der Röhre lassen sich
Vorraussagungen über die Streuspektren machen. Das Streuspektrum ist abhängig vom emittierenden Spektrum, Geometrie des Aufbaus, Parameter der Probe und des Streuquerschnittes. Es ist möglich den theoretischen Streuquerschnitt
(tabelliert in Termen vom Impuls-Modul x) zu konvertieren in Einheiten der Energie mithilfe der Formel:
x
 
 sin  .

2
1
Der Verlauf des Streuquerschnittes bleibt durch die Konvertierung gleich, jedoch abhängig von der Größe des Streuwinkels θ wird die Funktion (Wirkungsquerschnitt) gestaucht bzw. gestreckt. Dies ist in erster Näherung bereits die Formgebung des Spektrums. Die Multiplikation mit winkelabhängigen Geometrie- und Absorptionsfaktor und des emittierten
Spektrums der Röhre liefert das zu erwartende Spektrum für den gegebenen Streuwinkel. c) Es wurden Messreihen verschiedener FOV mit dem CBCT Scanner i-CAT und einem Wasserphantom durchgeführt. Mithilfe der Software i-CAT
Vision werden die Grauwerte ausgelesen und in Abhängigkeit der Position des Voxels und gewähltem FOV und in Hinblick auf den Grauwertverlauf ausgewertet (Abb.3). Eine weitere Messreihe bestimmt die Grauwerte repräsentativ für
einen zentralen (Position 1), Rand- (Position 2) und Eck-pixel (Position 3) (Abb.2). Diese werden verglichen mit den Ergebnissen eines entwickelten Computercode, welcher die Streustrahlenintensität in beliebiger Position in der Probe und
beliebigen FOV, jeweils für einen Pixel und einer Projektion berechnet. Die Berechnungsgrundlage bildet die Scannerund Samplegeometrie, die Ergebnisse aus Abb.02 und der theoretische Streuquerschnitt nach Morin (Abb.01).
248
Ergebnisse: a) Abb. 1 zeigt, dass es in erster Näherung möglich ist, den „White Beam“ einen Streuquerschnitt zuzuordnen, der sich mit theoretischen Berechnungen deckt. Der Verlauf aus Abb.2 kann erklärt werden mithilfe der Theorien von
elastischer und inelastischer Streuung und des Verlaufes des theoretischen Streuquerschnitts mit Morin Form-Faktoren.
b) Die Streuspektren wurden für ausgewählte Winkel zwischen 3 und 90 Grad gemessen. Für jedes experimentelle
Spektrum wurde mithilfe vom direkt emittierten Spektrum der Röntgenröhre, des theoretischen totalen differentiellen
Streuquerschnitts des entsprechenden Winkels von Wasser und Korrekturfaktoren ein „halb-theoretisches“ Streuspektrum abgeleitet. Experimentelle und „Semi-theoretische“ Spektren werden auf ihrer höchsten Intensität normalisiert (Abb.3
bis Abb.6). Für einen „mittleren“ Streuwinkelbereich (10° < θ < 20°) können die Streuspektren theoretisch abgeleitet werden. Für θ < 10° können keine Aussagen getroffen werden, da nicht sichergestellt werden kann, dass dieser Bereich
keinen Einfluss des direkten Röntgenstrahl hat. Für θ > 20° gibt es gibt es den Effekt „Compton-Shift“ und der Verbreiterung des „Compton-Peak“, welche zusätzlich zu berücksichtigen werden müssen, um auswertbare Ergebnisse zu bekommen. c) Die Ergebnisse aus Abb.8 sind wie erwartet. Mit zunehmenden FOV sinken die Grauwerte, denn mit zunehmenden FOV steigt auch die Anzahl der Moleküle, welche zur Streuung beitragen, d.h. mehr Streustrahlung wird im Pixel
detektiert, der Grauwert sinkt. Das Abfallen der Grauwerte zum Rand hin ist erklärbar mit dem Verlauf des theoretischen
Streuquerschnitts. Zudem wurde berechnet, dass die Streustrahlung bis zu 25% der direkt transmittierten Strahlungsintensität ausmachen kann (FOV = 10cm x 16cm). Den Zusammenhang zwischen Streustrahlung und FOV ist zu sehen in
Abb.9. Abb.10 zeigt den Zusammenhang zwischen Streustrahlintensität mit Multiplikationsfaktor und experimentellen
Grauwert.
Fazit: Diese Arbeit stellt eine neue Methode vor, den totalen Streuquerschnitt anzuwenden und Streuspektren theoretisch
abzuleiten. So ist es möglich Streuspektren theoretisch zu reproduzieren, sofern man seine Limitierungen kennt. Auch ist
es möglich mit einem Algorithmus Prognosen über die Verteilung der Streuintensitäten in einer Volumentomografie zu
erstellen. Allerdings gibt es keine konkrete Methode in einer gewöhnlichen Kegelstrahl-Volumentomografie um korrekte
Houndsfield Einheiten abzuleiten, aufgrund von den komplexen Strukturen (z.B. des Kopfes) und nicht bekannten
Schwächungskoeffizienten der verschiedenen Gewebetypen.
Abb.1: Vergleich von experimentellen und theoretischen differentiellen Streuwirkungsquerschnitt
Abb.2: Abhängigkeit der mittleren Energie der Spektren
vom Streuwinkel
Abb.3: Vergleich von experimentellen und halb-theoretisch berechneten Spektrum für einen Streuwinkel von 10 Grad
Abb.4: Vergleich von experimentellen und halb-theoretisch
berechneten Spektrum für einen Streuwinkel von 12 Grad
249
Abb.5: Vergleich von experimentellen und halb-theoretisch berechneten für einen Streuwinkel von 15 Grad
Abb.6: Vergleich von experimentellen und halb-theoretisch
berechneten Spektrum für einen Streuwinkel von 18 Grad
Abb.7: Position der Grauwert-Messpunkte vom Wasserphantom
Abb.8: Grauwerte in Abhängigkeit vom gewähltem FOV und
Messpunktposition aus Abb.07
Abb.9: Abhängigkeit zwischen Grauwerten und Streustrahlintensität
Abb.10: Grauwerte und auf Grauwert angepasste Streustrahlintensität in Abhängigkeit vom FOV
250
110 Metallartefaktreduktion in der Computertomografie unter Nutzung von Computer-Aided
Designdaten metallischer Implantate als Vorinformation
1
1
1
2
V. Ruth , D. Kolditz , A. Schwab , M. Beister , W.A. Kalender
1
2
CT Imaging GmbH, Erlangen
1
Fragestellung: Die Effizienz von Metallartefaktreduktion (MAR) in der Computertomografie (CT) ist durch fehlerhafte
Segmentierung metallischer Implantate in artefaktbehafteten Volumendaten eingeschränkt. Ziel dieser Studie ist es, potentielle Bildqualitätsverbesserungen von aktuellen MAR-Methoden [1-3] zu untersuchen. Um dies zu erreichen, werden
Vorinformationen über Geometrie und Material des Implantats für die MAR genutzt.
Material und Methoden: Es wurden verschiedene MAR-Methoden betrachtet. Alle Methoden stützen sich auf eine initiale Rekonstruktion ohne Korrektur. Stellvertretend für aktuelle MAR wurde schwellwertbasierte MAR (SW-MAR) [1-3]
untersucht. Diese nutzt einen adaptiven Schwellwert zur Identifizierung von Metall in den Volumendaten. Der hier vorgestellte Verbesserungsansatz: Computer-Aided Design-basierte MAR (CAD-MAR) nutzt dreidimensionale CAD-Daten
metallischer Implantate als Vorwissen für den Segmentierungsprozess. Die CAD-Daten werden zunächst voxelisiert und
im Anschluss auf das zuvor rekonstruierte Volumen registriert, um die genaue Position und Orientierung des Implantats
zu bestimmen. Die Schritte nach der Metallsegmentierung sind für SW-MAR und CAD-MAR identisch. Die markierten
Voxel werden in die Rohdaten projiziert, um dort Bildbereiche zu identifizieren, welche Metall abbilden. Die fehlerhaften
Schwächungswerte in diesen Bereichen werden je nach zugrundeliegendem MAR-Algorithmus durch dreidimensionale,
lineare Interpolation [2] oder durch Vorwärtsprojektion eines Gewebeklassen-Modells [1,3] ersetzt. Es folgt eine zweite
Rekonstruktion mit den so korrigierten Rohdaten. Abschließend werden die zuvor segmentierten metallischen Bereiche
durch Werte aus der primären Rekonstruktion (SW-MAR) oder durch die voxelisierten CAD-Daten (CAD-MAR) ersetzt.
Es wurde untersucht, ob die Kenntnis der exakten Implantatform, welche aus den vom Hersteller zur Verfügung gestellten
CAD-Daten gewonnen wurde, das Resultat der MAR verbessern kann. Als Testobjekte dienten Phantome mit herausnehmbaren Metalleinsätzen und ein menschliches Kniepräparat, welches vor und nach Implantation eines künstlichen
Kniegelenks mit einem klinischen CT abgebildet wurde. Die Ergebnisse wurden in Bezug auf Artefaktverhalten, CT-WertGenauigkeit und Bildrauschen bewertet.
Ergebnisse: Die CAD-MAR basierend auf Vorinformationen erzielte wesentliche Verbesserungen im Vergleich zur SWMAR. Typische Streifenartefakte, welche tangential zum Metall verlaufen wurden weitgehend eliminiert. Weiterhin konnten die Implantate in den CT-Aufnahmen exakt und unabhängig von einem Schwellwert segmentiert werden. Die Sichtbarkeit von Bereichen in unmittelbarer Nähe zum Implantat wurde im Vergleich zur SW-MAR deutlich verbessert. Die
Ergebnisse bestätigen sich durch reduziertes Bildrauschen und bessere CT-Wert-Genauigkeit. Die CAD-MAR kann zur
Erweiterung jeder MAR genutzt werden, in welcher eine Metallsegmentierung in Volumendaten durchführt wird.
Zusammenfassung: Durch den Ansatz der CAD-MAR, basierend auf Vorinformationen, kann die Bildqualität im Vergleich zur SW-MAR wesentlich verbessert werden, insbesondere in Bereichen in denen weitere Hochkontraststrukturen
präsent sind. Somit kann durch das Verfahren der diagnostische Wert der CT-Aufnahmen gesteigert werden.
Abb.1: CT-Aufnahmen eines Kniepräparats im Bereich des Schienbeins
251
Literatur
[1]
Prell, D.; Kyriakou, Y.; Struffert, T.; Dörfler, A.; Kalender, W. A.: Metal artifact reduction for clipping and coiling in
interventional C-arm CT, American Journal of Neuroradiology 31 (2010), 634–639
[2]
Prell, D.; Kalender, W. A.; Kyriakou, Y.: Development, implementation and evaluation of a dedicated metal artefact reduction method for interventional flat-detector CT, The British Journal of Radiology, 83 (2010), 1052–1062
[3]
Prell, D.; Kyriakou, Y.; Beister, M.; Kalender, W. A.: A novel forward projection-based metal artifact reduction
method for flat-detector computed tomography, Physics in Medicine and Biology 54 (2009), 6575–6591
252
111 Eine Monte-Carlo basierte Methode zur Streustrahlenartefaktreduktion in der BrustComputertomografie
1
1
1
2
A. Schwab , D. Kolditz , M. Hupfer , M. Beister , W.A. Kalender
1
2
CT Imaging GmbH, Erlangen
1
Fragestellung und Zielsetzung: In der dedizierten Brust-Computertomografie (BCT) können die große Volumenabdeckung und das Fehlen von Streustrahlenrastern zu einer Verschlechterung der Bildqualität durch Streustrahlenartefakte
führen [1]. Etablierte Methoden zur Abschätzung der Streustrahlenkomponente auf Basis von Heuristiken haben den
Nachteil, dass deren Parameter z.B. durch Referenzobjekte vordefiniert werden müssen. Diese Parameter sind nicht
patientenspezifisch und unter Umständen in der Praxis ungeeignet. Streustrahlenanteilberechnungen auf Basis von Monte Carlo (MC)Simulationen gelten als präzise und sind daher als Grundlage für einen Kompensationsalgorithmus geeignet [2,3,4]. Ziel dieser Arbeit ist die Entwicklung und Untersuchung einer genauen und effizienten MC-basierten Streustrahlenkorrektur für die BCT.
Material und Methoden: Basierend auf der Berechnung einzelner Photonentrajektorien stellen wir einen objektspezifischen, iterativen Kompensationsalgorithmus zur Streustrahlenartefaktreduktion vor. Dabei wird im ersten Schritt ein Volumen ohne Streustrahlen-Korrektur rekonstruiert und mit einem schwellwertbasierten Verfahren nach Material und Dichte
segmentiert [5]. Anhand des segmentierten Volumens wird dann mit Hilfe eines MC-basierten Algorithmus der Streustrahlenanteil simuliert. Der Streustrahlenanteil liegt damit im Projektionsraum vor und kann von den nicht-korrigierten Projektionsdaten subtrahiert werden. Die resultierenden korrigierten Projektionsdaten werden im folgenden Schritt erneut rekonstruiert. Das korrigierte Volumen kann für den nächsten Iterationsschritt erneut segmentiert werden, um ein genaueres Ergebnis bei der Segmentierung für die Streustrahlenberechnung zu erzielen. Bei Erfüllung eines variablen Abbruchkriteriums wird das korrigierte Volumen ausgegeben.
Eine MC-basierte Bestimmung des Streustrahlenanteils erfordert eine zeitaufwändige Berechnung vieler Photonentrajektorien, daher verfolgen wir einen Grafikkarten-basierten Parallelisierungsansatz zur Verkürzung der Berechnungszeiten.
Die Methode wurde in das Rekonstruktionsframework ImpactRecon (CT Imaging GmbH, Erlangen) implementiert.
Die an einem Prototypen-BCT-System gemessenen Projektionsdaten wurden mit einem Phantom zur Bildqualitätsauswertung nach [6] verifiziert. Zur Validierung der Methode wurden das Bildrauschen, das Kontrast-zu-Rauschverhältnis
(CNR) sowie die Genauigkeit der CT-Werte an dem Phantom in verschiedenen Regionen von Interesse (ROI) untersucht.
Alle Messgrößen wurden in nichtkorrigierten und korrigierten Volumendatensätzen bestimmt.
Ergebnisse: Die rekonstruierten Messdaten zeigen, dass die Streustrahlenartefakte durch den iterativen Algorithmus
deutlich reduziert werden können. Zu erkennen ist die starke Reduktion des Cupping-Effekts (Vgl. Abb1. b, c und e, f). Es
steigt die CT-Wertgenauigkeit (Vgl. Tab. 1, CT-Wert), dabei bleibt die Rauschhomogenität weitestgehend erhalten (Vgl.
Tab. 1, σ ROI 1 / ROI 2). Der mittlere CT-Wert im Zentrum des homogenen Phantoms liegt im korrigierten Datensatz
näher am Erwartungswert von 0 HU für wasseräquivalenten Kunststoff.
In dem Phantom mit Niedrigkontrast-Einsätzen ist zu erkennen, dass das CNR zwischen den Niedrigkontrast-ROIs und
dem Hintergrund steigt. (vgl. Abb. 1, ROI 3 und ROI 4, sowie Tab. 1 CNR ROI 3 / ROI 4)
Zusammenfassung: In der BCT wird die Bildqualität häufig durch Streustrahlenartefakte beeinträchtigt. Die vorgestellte
Methode erlaubt es, den Streustrahlenanteil in der BCT zu bestimmen. Mit Hilfe der iterativen Kompensation sind wir in
der Lage, Streustrahlenartefakte effektiv zu reduzieren.
Der Einsatz dieser Methode könnte dazu beitragen die Erkennbarkeit von Weichgewebestrukturen in der BCT zu erhöhen. Dies ist im Hinblick auf die Einführung dedizierter BCT Systeme von besonderer Bedeutung für die erfolgreiche Tumorerkennung.
253
Abb.1: Dargestellt sind zwei rekonstruierte Schichten des verwendeten Phantoms. Bilder a bis c: Schicht mit wasseräquivalenten
Kunststoff, d bis f: Schicht mit Niedrigkontrasteinsätzen. Die Fensterung ist auf C 0 HU, W 400 HU eingestellt.
Volumendatensatz
Simuliert
ohne Streustrahlung
CT-Wert
ROI 1 ROI 2
0 HU
ROI 1
0 HU
σ
ROI2
CNR
ROI 3 / ROI 4
0 HU
0 HU
nicht definiert
Messung
Streustrahlung nicht korrigiert
-115 HU
-40 HU
27 HU
29 HU
0,37
Messung
Streustrahlung korrigiert
-21 HU
15 HU
33 HU
29 HU
0,65
Tab. 1: Tabelle mit den untersuchten Messgrößen am Beispiel der rekonstruierten Schichten in Abb.1.
Literatur
[1]
Y. Chen, B. Liu, J.-M. O'Connor, C.-S. Didier und S.-J. Glick, “Characterization of scatter in cone-beam CT breast
imaging: comparison of experimental measurements and Monte Carlo simulation” Med. Phys., vol. 36(3), pp. 85769. Mar. 2009
[2]
E.-P. Rührnschopf und K. Klingenbeck, “A general framework and review of scatter correction methods in x-ray
cone-beam computerized tomography. Part 1: Scatter compensation approaches” Med. Phys., vol. 38, no. 7, p.
4296, 2011.6275–93, Oct. 2007.
[3]
E.-P. Rührnschopf und K. Klingenbeck, “A general framework and review of scatter correction methods in cone
beam CT. Part 2: scatter estimation approaches” Med. Phys., vol. 38, no. 9, pp. 5186–99, Sep. 2011.
[4]
Y. Kyriakou , T. Riedel, W.A. Kalender, “Combining deterministic and Monte Carlo calculations for fast estimation
of scatter intensities in CT” Phys. Med. Biol. vol. 21, pp. 4567-86, Aug. 2006
[5]
U. Schneider, E. Pedroni, und A. Lomax, “The calibration of CT Hounsfield units for radiotherapy treatment planning” Phys. Med. Biol. vol. 41, pp.111-124, Feb. 1995
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C. Steiding, D. Kolditz, W.-A. Kalender, “A quality assurance framework for the fully automated and objective
evaluation of image quality in cone-beam computed tomography” Med. Phys., vol. 41, 2014
254
Session 23 – Dosimetrie IV: Detektoren/kleine Photonenfelder
Chairs: O. Sauer (Würzburg), K. Zink (Gießen, Marburg)
112 Dosimetrie kleiner Photonen-Felder nach DIN 6809-8 (2014)
1
1
1
1
G.A. Zakaria , W. Schütte , C. Younan , E. Ruppel
1
KKH Gummersbach, Med. Strahlenphysik, Gummersbach
Einführung: Diese Arbeit beschäftigt sich mit der Dosimetrie kleiner Bestrahlungsfelder, die insbesondere bei der
fluenzmodulierten Strahlentherapie (IMRT und IMAT) Anwendung finden. Für die Dosimetrie diese Felder sind die übli3
cherweise verwendeten Messkammern mit Kammervolumen von 0.1 bis 0.3 cm bezogen auf die Feldkantenlänge zu
2
groß. Bei Feldgrößen kleiner als 5x5 cm müssen daher räumlich hochauflösende Detektoren wie Kompaktkammern mit
sehr geringen Abmessungen (Pinpoint-Kammern), Silizium-Dioden und Diamant-Detektoren benutzt werden, für die im
Allgemeinen keinen Kalibrierfaktor bei 60-Co und keine Korrektionsfaktoren nach DIN 6800-2 bekannt sind. In der DIN
6809-8 [1] sind Angaben über die Dosimetrie entsprechender Felder aufgeführt.
Material und Methoden: Die DIN 6809-8 empfiehlt aus den dort angebenen Gründen die Kalibrierung (Anschlussmes2
sung) räumlich hochauflösender Detektoren in einem kleinen Kalibrierfeld von 4x4 cm . Andererseits darf bei dieser kleinen Feldgröße der Volumeneffekt der als Referenz dienenden Ionisationskammer vernachlässigt werden. Die
nachfolgende Schematik [2] beschreibt die Durchführung der Anschlussmessung (Abb. 1).
Abb. 1: Darstellung der Anschlussmessung für die Kleinfeld-Dosimetrie [2]
Nach DIN 6809-8 ergibt sich der Kalibrierfaktor NKK eines Kalibranden für die Verwendung bei kleinen Feldgrößen als
Quotient der mit der Referenz-Ionisationskammer (Bezugsnormal) unter den Bedingungen des kleinen Kalibrierfeldes
(KK) gemessenen Wasserenergiedosis DKK und dem Produkt der Anzeige MT des Kalibranden und dessen Korrektionsfaktoren ki:
N KK 
DKK
M T  ki
Das Produkt der Korrektionsfaktoren ki hängt dabei von der Art des Detektors ab. Bei kleinen Ionisationskammern ist u.a.
die Korrektion des Einflusses der Luftdichte, der Polarität und der Sättigung zu berücksichtigen.
Wir haben die in der folgenden Tabelle 1 angebenen räumlich hochauflösenden Detektoren zur Messung der Dosis in
Bestrahlungsfeldern der Größen 4x4 cm2 bis 1x1 cm2 verwendet. Als Referenz wurde die Kompaktkammer PTWM31013 verwendet, deren Abmaße ebenfalls in der Tabelle angegeben sind. Die Messungen erfolgten bei einem FokusOberflächen-Abstand von 100 cm in 10 cm Wassertiefe.
255
3
Detektortyp
PTW-31013 (Ionisationskammer)
PTW-31014 (Pinpoint-Kammer)
PTW-60016 (Dosimetry Diode P, Si-Diode)
PTW-60019 (Diamant-Detektor)
Empfindliches Volumen [cm ]
0.300000
0,015000
0.000030
0.000004
Tab. 1: Verwendete Kammern mit Angabe des empfindlichen Volumens
Ergebnisse: Die Ergebnisse der Messungen für die Photonenenergien 6 und 18 MV eines Beschleunigers Siemens
ONCOR Avantgarde sind in den beiden folgenden Diagrammen (Abb. 1 und Abb. 2) dargestellt. Die Messwerte sind hier
2
für jeden Detektor jeweils auf den Wert des 10x10 cm -Feldes normiert.
Abb. 2: Outputfaktoren für die verwendeten Detektortypen für 6 MV-Photonen
Abb. 3: Outputfaktoren für die verwendeten Detektortypen für 18 MV-Photonen
Diskussion: Die Outputfaktoren liegen sowohl für 6 MV-Photonen als auch für 18 MV-Photonen für Bestrahlungsfelder
von 2x2 cm2 oder größer relativ nahe beieinander. Für das Bestrahlungsfeld 1x1 cm2 dagegen zeigen die Diode und der
Diamant bei 6 MV-Photonen sehr geringe, bei 18 MV-Photonen größere Abweichungen, während die Pinpoint-Kammer in
beiden Fällen deutlich kleinere Werte ergibt. Der hier gemessene Verlauf der Outputfaktoren mit der Feldgröße wird
durch die Messungen von Ic und Garbe [3] sowie durch Followill et al [4] bestätigt.
256
Literatur
[1]
DIN 6809-8: Klinische Dosimetrie - Teil 8: Dosimetrie kleiner Photonen-Bestrahlungsfelder
[2]
B. Rhein: Dosimetrie kleiner Felder, in Weiterbildung Medizinische Physik, Modul 2.1/2.2 Strahlentherapie:
Physical Basics of Radiotherapy and Dosimetry, Abteilung Radioonkologie und Strahlentherapie, Radiologische
Universitätsklinik, Heidelberg 2014
[3]
F. Ic, S. Garbe: High precision measurements of small fields by using liquid filled ionization chamber, in Medizinische Physik, 44. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik, Köln 2013, Herausgeber:
Harald Treuer
[4]
D. S. Followill et al: The Radiological Physics Center’s standard dataset for small field size output factors, Journal
of Applied Clinical Medical Physics, Vol. 13, No. 5, 2012
257
113 Untersuchung der dosimetrischen Eigenschaften des Szintillationsdetektors Exradin W1
1
1
1
1
1
1
E. Burke , A. Schönfeld , J. Meyners , D. Poppinga , B. Poppe , H.K. Looe
1
Carl von Ossietzky Universität, Campus Pius-Hospital, Universitätsklinik für Medizinische Strahlenphysik, Oldenburg
Fragestellung: In dieser Arbeit wird der Plastikszintillationsdetektor Exradin W1 (Standard Imaging) hinsichtlich seiner
dosimetrischen Eigenschaften charakterisiert. Der Szintillationsdetektor ist laut Herstellerangaben nahezu wasseräquivalent und besitzt eine hohe räumliche Auflösung. Das Szintillationssignal wird maßgeblich durch die Cherenkovstrahlung
beeinflusst. Folglich muss eine Cherenkovkorrektur erfolgen, welche durch eine spektrale Zerlegung des Szintillationssignals erreicht wird. Zunächst wird daher das Kalibrierverfahren des Detektors sowie die Korrektur der
Cherenkovstrahlung auf ihre Anwendbarkeit überprüft.
Material und Methoden: Die Szintillationsfaser des Exradin W1 Detektors ist zusammengesetzt aus Polysterene (1.05
g/cm³ Dichte). Sein sensitives Messvolumen ist zylinderförmig mit einem Durchmesser von 1 mm und einer Länge von 3
mm. Die Dosis wird mit dem Szintillationsdetektor gemäß folgender Formel bestimmt:
(1)
R1 und R2 entsprechen dabei den Ladungen, die am Kanal 1 (bläulicher Spektralbereich) bzw. Kanal 2 (grünlicher Spektralbereich) gesammelt werden. Die Kalibrierkoeffizienten Gain und CLR (Čerencov Light Ratio) werden im
Kalibrierverfahren ermittelt.
Im ersten Teil der Arbeit wurde der Detektor mittels der gerätebeiliegenden Kalibrierplatte aus Virtual Water (Standard
Imaging) und zusätzlichem 6 cm Aufbaumaterial aus RW3-Platten (PTW Freiburg) kalibriert. Mit dem 2-KanalElektrometer Supermax von Standard Imaging wurde das Signal ausgelesen. Das herstellerempfohlene
Kalibrierverfahren wurde an einem Elekta Synergy Beschleuniger mit 6 MV und 15 MV Photonenstrahlung an drei Tagen
wiederholt, um die Kalibrierergebnisse auf Stabilität und Energieunabhängigkeit zu überprüfen. Außerdem wurden die
Ergebnisse der geräteinternen Korrektur unabhängig überprüft.
Im zweiten Teil der Arbeit wurde die Linearität und Stabilität des Exradin W1 untersucht, sowie Outputfaktoren im Vergleich zu einer Siliziumdiode Typ 60017 (PTW Freiburg) und einer Semiflex Ionisationskammer (PTW Freiburg) vermessen. Alle Messungen wurden in einem PTW MP3 Wasserphantom an einem Siemens Primus Beschleuniger mit 6 MV
und 10 MV Photonenstrahlung durchgeführt. Durch Anfertigung eines Detektorhalters für den Szintillationsdetektor wurde
der Detektor für den Einsatz mit dem Messequipment des PTW-Wasserphantoms kompatibel gemacht.
Die Outputfaktoren wurden bei quadratischen Feldgrößen mit einer Seitenlänge von [4; 10; 20; 30; 40] cm vermessen.
Alle Messwerte wurden auf den Messwert der Ionisationskammer bei einer Feldgröße von 10 x 10 cm² normiert. Für eine
detaillierte Untersuchung der Feldgrößen < 5 x 5 cm² sei auf das Abstract von Poppinga et al. [1] verwiesen.
Ergebnisse: Das Ergebnis der unabhängigen Überprüfung der Kalibrierkoeffizienten nach Gleichung (1) stimmt mit den
geräteintern berechneten Koeffizienten überein. Bei der Analyse der Stabilität des Kalibrierverfahrens wurde eine maximale Abweichung von 0.5 % zwischen den Ergebnissen der Kalibrierkoeffizienten bei gleicher Energie beobachtet. Der
Mittelwert des CLR Koeffizienten entspricht bei einer Kalibrierung unter 6 MV Photonenenergie dem Zahlenwert 0.697
und bei 15 MV 0.694.
Der Szintillationsdetektor weist ein ausreichend lineares Verhalten auf (s. Abbildung 1). Die Stabilität des Detektors wurde mit einer maximalen Abweichung von 0.18 % vom Mittelwert der Messwerte nachgewiesen (Abbildung 2). Aus der
Vermessung der Outputfaktoren geht zwischen Ionisationskammer und Szintillationsdetektor eine maximale Abweichung
von 1 % (6 MV) und 1.7 % (15 MV) hervor, wohingegen die Siliziumdiode Abweichungen von bis zu 6.80 % (6 MV) und
4.65 % (15 MV) zur Ionisationskammer aufweist (Abbildung 3).
Zusammenfassung: Auf Grundlage der untersuchten dosimetrischen Eigenschaften stellt sich der Szintillationsdetektor
Exradin W1 als geeigneter Detektor für die klinische Dosimetrie heraus. Eine Analyse weiterer Kalibrierverfahren für die
Cherenkovkorrektur wird durchgeführt, wobei verschiedene Orientierungen des Szintillators zur Strahlachse im Wasserphantom und deren Gültigkeit unter unterschiedlichen Messbedingungen erprobt werden.
258
0.012
1
Daten
linearer Funktionsfit
0.9
Daten
linearer Funktionsfit
0.01
0.8
0.008
0.6
rel. Signal
rel. Signal
0.7
0.5
0.006
0.4
0.004
0.3
0.2
0.002
0.1
0
100
200
300
400
500
600
700
Monitor Einheiten / MU
800
900
0
1000
1
2
3
4
5
6
7
Monitor Einheiten / MU
8
9
10
Abb. 1: Untersuchung der Linearität des Exradin W1 bei 6 MV.Links wurde der untersuchte Bereich [1; 1000] MU dargestellt. Rechts ist
das Werteintervall [1; 10] MU vergrößert abgebildet.
0.5
0.4
0.3
0.2
0.1
0
-0.1
-0.2
-0.3
-0.4
-0.5
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
Abb. 2: Stabilitätsmessung des Exradin W1 bei 6 MV. Die Messwerte beruhen auf einer Strahlenexposition von 100 MU.
1.08
1.06
Semiflex 31010
Exradin W 1
Diode 60017
1.06
Semiflex 31010
Exradin W 1
Diode 60017
1.05
1.04
relativer Messwert
relativer Meswert
1.04
1.02
1
1.03
1.02
1.01
1
0.98
0.99
0.96
0
5
10
15
20
25
30
Feldseitenlänge / cm
35
40
0.98
45
0
5
10
15
20
25
30
Feldseitenlänge / cm
35
40
45
Abb. 3: Outputfaktoren des Exradin W1 (Standard Imaging) und der Diode Typ 60017 (PTW, Freiburg) im Vergleich zur Semiflex Ionisationskammer Typ 31010 (PTW, Freiburg) normiert auf die Feldgröße 10 x 10 cm² (links: 6 MV, rechts: 10 MV).
259
Literatur
[1]
Poppinga, D. et al.: Messung der Volumeneffekt-Korrektion hochauflösender Detektoren für die Photonendosimetrie. Abstract zur DGMP Tagung 2015.
260
114 Bau und Erprobung von Ionisationskammern zur Untersuchung des Volumeneffektes
1
1,2
K.-J. Dörner , A. Galts
1
Allgemeines Krankenhaus Celle, Strahlentherapie, Celle
2
C.v.O. Universität Oldenburg, Engineering Physics, Oldenburg
Fragestellungen: Zur Behandlung von Patienten mit Tumoren werden in der Strahlentherapie unter anderem ultraharte
Photonen eingesetzt. Durch die Weiterentwicklung der zur Bestrahlung verwendeten Linearbeschleuniger können jetzt im
klinischen Alltag Felder mit kleineren Abmessungen als bisher bestrahlt werden, was messtechnische Probleme aufwirft.
Dem trägt ein neuer DIN-6809-8-Entwurf [1] zur Dosimetrie kleiner Photonen-Bestrahlungsfelder Rechnung: 1) Bei zu
kleiner Feldgröße tritt beim bisher verwendeten Referenzdosismeter eine Störung durch die räumliche Ansprechfunktion
ein. 2) Bei zu großer Feldgröße macht sich das erhöhte Ansprechen des nicht wasseräquivalenten Kleinfelddetektors auf
niederenergetische Streustrahlung bemerkbar.
Zur Untersuchung des Einflusses der räumlichen Ansprechfunktion werden Ionisationskammern mit unterschiedlichen
Abmessungen angefertigt.
Material und Methoden: Am Linearbeschleuniger ARTISTE (Siemens) werden in einem MP3-Mephysto-mc²Wasserphantom (PTW) kommerzielle Detektoren, Semiflex- (0.125 ccm, PTW) und Markus-Ionisationskammer (0.055
ccm, PTW), Dosimetrie-Diode E (0.03 mm³, PTW), microLion Flüssigkeitsgefüllte-Ionisationskammer (0.002 ccm, PTW),
sowie drei neu konstruierte Ionisations-kammern, Tiny (0.07 ccm), Sixty (0.79 ccm) und Berta (3.46 ccm) verglichen. Die
Länge des Messvolumens der selbstgebauten zylinderförmigen Ionisationskammern beträgt 10 mm bei variierten Durchmessern von 3 mm (Abb.1), 10 mm (Abb.2) bzw. 21 mm (Abb.3).
Durch Kreuzkorrelationen der Tiefendosiskurven (E06 MeV, E10 MeV, E15 MeV und X6 MV) aller verwendeten Detektoren werden die Messortverschiebungen bestimmt. Zusätzlich wird mit folgender Methode ein weiterer Anhaltspunkt für die
Positionierung der Detektoren gewonnen: Bei einem Stativwinkel von 99 Grad und exzentrischen Blendenstellungen von
5 cm und 15 cm (10 cm x 10 cm) wird mit X6 MV-Photonen seitlich in das Phantom gestrahlt. Die Skizze (Abb.4) zeigt
den Messaufbau mit dem horizontal in das Wasserphantom eingestrahlten Photonenfeld. Die 50%-Werte der vertikalen
Profile (Abb.5) zeigen den wahren Abstand der jeweiligen Detektor-Mitte zur Wasseroberfläche (Nullpunkt des MessKoordinatensystems).
Zudem wird bei senkrechter Einstrahlrichtung mit einem strahlaufwärts an der Feldmitte ausgerichteten Wolframblock ein
Kantenprofil erzeugt. In einer Wassertiefe von 10 cm werden quer zur Kantenrichtung mit allen Detektoren Messwerte
aufgenommen. Aus diesen Kantenprofilen werden durch differenzieren Linienprofile berechnet, die ein Maß für die Ortsauflösungsvermögen der untersuchten Detektoren sind.
Ergebnisse: Die Prototypen weisen in Bezug auf Linearität (Abb.6), Reproduzierbarkeit, Rauschen, Polaritätseffekt, Sättigungsverhalten, Selbstablauf, Ortsauflösungs- und Ansprechvermögen zu den kommerziellen Produkten vergleichbare,
in der DIN [2] geforderte, Eigenschaften auf. Die mit dem seitlich eingestrahlten Photonenfeld gemessenen Abstände der
Detektor-Mitten zur Wasseroberfläche sind in Tabelle (Tab.1) zusammengestellt.
Die Tiefendosiskurven für Elektronen- und Photonenfelder sind in der folgenden Abbildung (Abb.7) zu sehen. In der Tabelle (Tab.2) sind die durch Kreuzkorrelation bestimmten Messortverschiebungen aufgeführt. Aus den Kantenprofilen
werden durch Differenzieren Linienprofile gewonnen, die in den Abbildungen (Abb. 8-10) gezeigt werden.
Zusammenfassung: Die Untersuchungen zeigen, dass die selbstgebauten Ionisationskammern die Anforderungen nach
DIN 60731 [2] erfüllen und als Messwerkzeuge eingesetzt werden können.
Zur Untersuchung der Messortverschiebung wird ein neuer Ansatz eingeführt: Das Konzept der DIN [3] formuliert eine
Messortverschiebung in Richtung auf die Strahlenquelle. Bei seitlicher Einstrahlung und vertikaler Bewegungsrichtung
des Detektors wird der effektive Messort orthogonal zur Profilrichtung verschoben. Durch diese Verschiebung parallel zur
Wasseroberfläche bleibt die Tiefenmessung der 50%-Punkte des Strahl-Querprofils unbeeinflusst. Somit können die Abstände der Feldgrenzen zur Wasseroberfläche ohne den Einfluss einer Messortverschiebung gemessen werden. Die
Variation der Abmessungen der Ionisationskammern ermöglicht den Einfluss verschieden großer Sammelvolumen auf die
Dosismessung zu untersuchen. Bei einer Messgenauigkeit von ±0.3 mm und Abweichungen von z.B. 1.6 mm, 1.5 mm
und 3.7 mm (E15, Tab.2) gibt es Anlass für genauere Untersuchungen.
Weitere Experimente mit Elektronen- und Photonen-Strahlung sowohl bei Tele- als auch in der Brachytherapie sind geplant.
Ein erster Schritt in diese Richtung ist, mit der Ermittlung der Ortsauflösungsvermögen durch Messungen an einer Kante,
getan.
261
Abb.1: Konstruktionsskizze Tiny
Abb.2: Konstruktionsskizze Sixty
Abb.3: Konstruktionsskizze Berta
Abb.4: Aufbau für seitliche Einstrahlung
Abb.5: Querprofile bei seitlicher Einstrahlung
Abb.6: Linearität der Prototypen
262
Abb.7: Tiefendosiskurven
Abb.8: Semiflex-IK-Linienstreufunktion
Abb.9: µLion-Linienstreufunktion
Abb.10: Berta-Linienstreufunktion
Semiflex
Markus
Diode E
microLion
Tiny
Sixty
Berta
50% Punkte der 99°-Profile
X6 links [mm]
X6 rechts [mm]
46.0
145.8
46.2
146.0
46.4
146.7
48.0
146.9
46.3
149.3
46.5
150.7
46.9
149.2
Abweichung von Referenz
X6 99GradMittelwert [mm]
0.3
0.0
-0.6
-1.4
-1.6
-2.4
-1.9
Tab. 1: Kammerpositionierung, ermittelt durch seitliche Einstrahlung ins Wasser-Phantom
50% Punkte der Elektronen-Tiefendosiskurven
Semiflex
Markus
Diode E
microLion
Tiny
Sixty
Berta
E06 [mm]
23.3
23.6
23.5
23.0
22.7
22.5
19.5
E10 [mm]
39.6
39.8
39.9
39.4
38.6
38.8
36.3
E15 [mm]
60.4
60.5
60.7
60.5
58.9
59.0
56.8
Abweichung von Referenz
E06 [mm] E10 [mm] E15 [mm]
0.3
0.2
0.1
0.0
0.0
0.0
0.1
-0.1
-0.2
0.7
0.4
0.0
-0.9
-1.2
-1.6
-1.1
-1.0
-1.5
-4.1
-3.5
-3.7
Tab. 2: Messortverschiebung (Elektronenstrahlung)
263
Literatur
[1]
DIN-6809-8-Entwurf: Klinische Dosimetrie - Teil 8: Dosimetrie kleiner Photonen-Bestrahlungsfelder, März 2014,
Berlin: Beuth Verlag
[2]
DIN EN 60731: Medizinische elektrische Geräte – Dosimeter mit Ionisationskammern zur Anwendung in der
Strahlentherapie (IEC 60731:2011), Oktober 2014, Berlin: Beuth Verlag
[3]
DIN-6800-2: Dosismessverfahren nach der Sondenmethode für Photonen- und Elektronen-strahlung – Teil 2:
Dosimetrie hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung mit Ionisationskammern, April 2010, Berlin:
Beuth Verlag
264
115 Bestimmung des Korrektionsfaktors kq’ unter Nichtreferenzbedingungen für TomoHD
1
1
1
S. Howitz , M. Schwedas , T. Wiezorek , K. Zink
1
Universitätsklinikum Jena, Jena
2
Technische Hochschule Mittelhessen, Gießen
2
Einleitung: Das deutsche Dosimetrieprotokoll DIN6800-2 [1] definiert Referenzbedingungen für die Absolutdosimetrie
mit luftgefüllten Ionisationskammern, die mit dem TomoHD Linearbeschleuniger nicht realisiert werden können: eine
Strahlenfeldgröße von 10x10 cm² im Isozentrum und einem Fokus Oberflächen Abstand (FOA) von 100 cm. Des Weiteren ist der Innendurchmesser der Gantry unter realen Bedingungen zu klein, um den Strahlungsqualitätsindex zu bestimmen, der als „… Quotient der Anzeigen eines Ionisationsdosimeters in 20 cm und 10 cm Tiefe in einem Wasserphantom bei dem konstanten Fokus-Messort-Abstand von 100 cm …“ [1] definiert ist (
: Tissue Phantom Ratio). Gleichung (1) beschreibt eine Möglichkeit den Qualitätsindex, aus dem Quotient der Anzeigen eines Ionisationsdosimeters
einer Tiefendosiskurve in 20 cm (M20) und 10 cm (M10), näherungsweise zu bestimmen [2]. Primär gilt diese Näherung
aber für Tiefendosiskurven, die unter Referenzbedingungen (Feldgröße 10x10 cm² und FOA 100 cm) aufgenommen werden. Eine weitere Unsicherheit bei der Bestimmung des Strahlungsqualitätsindex stellt die Tatsache dar, dass sich kein
Ausgleichfilter im Strahlengang des TomoHD befindet. Auswirkungen von ausgleichsfilterfreien klinischen Linearbeschleunigern auf den kammerunabhängigen Strahlungsqualitätskorrektionsfaktor (k‘ q) wurde von Czarnecki et al und
Wood et al [3, 4] diskutiert.
GI(1)
Material und Methoden: In Kooperation mit Accuray wurde ein Strahlerkopfmodell, welches die Geometrien und Materialeigenschaften der strahlformenden Einzelteile des TomoHD Beschleunigers detailliert abbildet, in EGSnrc - BEAMnrc
user code [5] erstellt. Mit einem gut kommissionierten Monte Carlo Modell eines TomoHD Strahlerkopfes kann der Korrektionsfaktor k‘q berechnet werden und der Einfluss der maschinenspezifischen Referenzbedingungen (Feldgröße:
10…40 cm x 5 cm; FOA: 85 cm; ausgleichsfilterfreier Photonenstrahl) quantifiziert bzw. berücksichtigt werden.
GI(2)
Die Definition von k‘q ist in Gleichung (2) beschrieben, in dieser Arbeit ist das der Quotient der
60
Stoßbremsvermögenverhältnisse Wasser zu Luft der Strahlungsqualität des TomoHD (
) und der
CoGammastrahlung
. Die Monte Carlo (MC) Berechnung von
wurde mit dem sprrznrc user code [6] durchgeführt. Das sensitive Volumen ist ein Zylinder der Größe 0.4 mm³. Die Quelle waren die Phasen-Raum-Dateien des
TomoHD mit den jeweiligen Feldgrößen und FOAs, die in BEAMnrc unterhalb des Strahlerkopfes berechnet wurden. Das
Verhältnis ist 1.133 [1].
Das maschinenspezifische Verhältnis
nach DIN 6800-2 wurde unter Verwendung der Gleichungen (1) und (3) ermittelt. In Realität werden M10 und M20 unter den Bedingungen Feldgröße: 20 x 5 cm² und FOA 85 cm aufgenommen. In
dieser Arbeit wurde außerdem untersucht, wie groß der Korrektionsfaktor k q‘ ist, wenn man
nach Gleichung (1)
mit Hilfe einer Tiefendosiskurve des TomoHD - Photonenstrahls nach Referenzbedingungen berechnet. Dafür wurde ein
Modell erstellt, was die Bedingungen der Feldgröße und des FOAs erfüllt. Die Berechnung der Verhältnisse der Stoßbremsvermögen Wasser zu Luft erfolgt durch Gleichung 3, die das IAEA-TRS-398 – Protokoll [7] empfiehlt (Fig.23).
GI(3)
Ergebnisse: Abbildung 1 zeigt die Güte des TomoHD Strahlerkopfmodells in BEAMnrc. Für die Kommissionierung wurden die beiden Anwendercodes BEAMnrc und egs_chamber [8] verwendet. Messungen und Simulationen wurden mit
der PinPoint Kammer 31016 (PTW) durchgeführt. Dabei wurden folgende Eigenschaften für den Elektronenstrahl, der
auf das Target trifft, ermittelt:
Elektronenenergie, gaussverteilt mit Emean = 5.0 MeV, full width at half maximum (FWHM) von fünf Prozent
elliptischer Elektronenspot, gaussverteilt: FWHM in y-Richtung 0.104 cm, FWHM in x-Richtung: 0.180 cm.
Abbildung 2 zeigt die Ergebnisse der MC berechneten k q’ für verschiedene maschinenspezifische Referenzbedingungen
und den nach DIN 6800-2 näherungsweise ermittelten k q’-Werten. Außerdem werden die Ergebnisse dieser Arbeit mit
dem Ergebnis von Sauer et al [9] gegenüber gestellt, der den Strahlungsqualitätsindex durch TPR20,10 in Abhängigkeit der
Feldgröße ermittelte.
265
Diskussion: Der Vergleich mittels Monte Carlo simulierter und gemessener Profile und Tiefendosiskurven (Abb.1) zeigt
eine gute Übereinstimmung (immer besser als 2 % / 2 mm). Eine Kommissionierung für die zwei anderen Feldgrößen in
y-Richtung (2.5 cm und 1 cm) steht noch aus.
Die MC Berechnung von kq’ zeigt, dass die Strahlungsqualität nicht von den unterschiedlichen Feldgrößen in x-Richtung
abhängt. Außerdem verdeutlicht das Ergebnis, dass die maschinenspezifischen Referenzbedingungen von TomoHD
hinsichtlich der Feldgröße und des Fokus-Oberflächen-Abstands im Vergleich zu den empfohlenen Referenzbedingungen
keinen signifikanten Einfluss auf die Bestimmung der Strahlungsqualität haben.
Des Weiteren stellt diese Arbeit einen MC berechneten Korrektionsfaktor k q’ vor, der um 0.35 % von dem nach DIN68002 empfohlenen, näherungsweise ermittelten (unter real einstellbaren Bedingungen der Feldgröße: 20x5 cm² und FOA: 85
cm) abweicht. Eine Erklärung dafür ist, dass die MC Berechnung für k q’ das weichere Spektrum des ausgleichsfilterfreien
Photonenstrahls berücksichtigt und der Einfluss des kleinen Feldes in y-Richtung (5 cm) die Näherung nach Gl. (1) ungenauer macht.
Die Ergebnisse der
bzw. kq’ dieser Arbeit unterschieden sich um 0.2 % zu den von Sauer et al [9]. Eine Ursache
dafür ist, dass die Bestimmung des Qualitätsindexes nach Sauer et al auf feldgrößenabhängigen TPR 20,10 Verhältnissen
beruht, die durch ein Monte Carlo Modell berechnet wurden, bei dem eine primäre Elektronenenergie von 5.7 MeV angenommen wurde [10]. Durch die Kommissionierung des TomoHD – Modells wurde durch die Arbeit jedoch eine primäre
Elektronenenergie von 5.0 MeV ermittelt, was sich in dem k q’ Wert bemerkbar macht.
Abb. 1 zeigt gemessene und MC berechnete Dosisverteilungen der x- und y-Profile bei einer Feldgröße 20x5 cm² in verschiedenen
Tiefen. In allen Messpunkten ist die Genauigkeit der relativen Dosis besser als 2 % / 2 mm – ein Gütemaß der Kommissionierung.
Im linken Abbild ist eine relative Tiefendosiskurve der Feldgröße 20x5 cm² dargestellt. Es zeigt eine Übereinstimmung, die besser als
1% / 1 mm ist.
266
Abb. 2 zeigt k q’, ermittelt durch MC Berechnung in Abhängigkeit von verschiedenen Feldgrößen und FOAs, mit einem realistischen
Energiespektrum des TomoHD (quadratisch). Die Kreise zeigen das nach DIN6800-2 näherungsweise ermittelte kq’, wobei zwei verschiedene Referenzbedingungen genutzt wurden. Außerdem ist das von Sauer et al [9] veröffentlichte k q’ abgebildet (Raute).
Literatur
[1]
DIN6800-2: Dosismessverfahren nach der Sondenmethode für Photonen- und Elektronenstrahlung; Teil 2: Dosimetrie hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung mit Ionisationskammern. März 2008.
[2]
Followill, D.S., Tailor, R.C., Tello,V.M., Hanson ,W.F., An empirical relationship for determining photon beam
quality in TG-21 from a ratio of percent depth doses, Med. Phys. 25 (1998) 1202–1205.
[3]
Czarnecki D, Voigts-Rhetz P, Zink K: TH-E-BRE-06: Challenges in the Dosimetry of Flattening Filter Free Beams.
Med Phys 2014, 41.
[4]
Wood MD, V.; Simiele, E:; Taneja, S.; DeWerd, L.: TU-F-BRE-06: Flattening-Filter-Free Beam Quality Correction
Factor Determination Using Experimental and Monte Carlo Methods. Med Phys 2014, 41.
[5]
Rogers DWO, Faddegon BA, Ding GX, Ma CM, We J, Mackie TR: BEAM: a Monte Carlo code to simulate radiotherapy treatment units. Med Phys 1995, 22:503-524.
[6]
Rogers DWO, Kawrakow I, Walters BRB, Mainegra-Hing E: NRC user codes for EGSnrc National Research
Council of Canada Report PIRS-702. 2005.
[7]
IAEA: Absorbed dose determination in external beam radiotherapy: An international code of practice for dosimetry
based on standards of absorbed dose to water. Report No. TRS-398
[8]
Wulff J, Zink K, Kawrakow I: Efficiency improvements for ion chamber calculations in high energy photon beams.
Med Phys 2008, 35:1328-1336.
[9]
Sauer OA: Determination of the quality index (Q) for photon beams at arbitrary field sizes. Med Phys 2009,
36:4168-4172.
[10]
Jeraj R, Mackie TR, Balog J, Olivera G: Dose calibration of nonconventional treatment systems applied to helical t
omotherapy. Med Phys 2005, 32:570-577.
267
116 Einfluss der Neutronenkontamination hochenergetischer Photonenfelder
auf die Dosimetrie
1
1
1,2
F. Horst , D. Czarnecki , K. Zink
1
Technische Hochschule Mittelhessen, Institut für Medizinische Physik und Strahlenschutz (IMPS), Gießen
2
Fragestellung: Der Einsatz von Elektronen mit Energien größer ~7 MeV zur Bremsstrahlungserzeugung führt zu einer
Kontamination des primären Photonenfeldes mit Neutronenstrahlung. Diese Effekte sind vielfach hinsichtlich der Strahlenschutzproblematik und dem potentiellen Risiko für die Enstehung von Zweitmalignomen untersucht worden [1]. Die
Auswirkungen dieser Photoneutronen auf die Dosimetrie werden allgemein als vernachlässigbar abgetan [2] und daher in
keiner Weise berücksichtigt, eine detaillierte Untersuchung blieb bisher jedoch aus. Im Rahmen dieser Arbeit wurden zu
dieser Thematik umfangreiche Monte-Carlo-Simulationen mit den Codes EGSnrc [3] und FLUKA [4,5] durchgeführt. Der
Einfluss auf die Wasser-Energiedosis sowie auf unterschiedliche Detektortypen (PTW Farmer 30013, TLD-100, TLD600H, TLD-700H) wurde untersucht und quantifiziert.
Material und Methoden: Es wurde ein typischer Linearbeschleuniger im Hochenergiemodus (Varian Clinac 18 MV-X)
sowie ein Wasserphantom im Isozentrum mit den Monte-Carlo-Codes EGSnrc (user code: BEAMnrc [6]) und FLUKA
modelliert und simuliert. EGSnrc stellt den Goldstandard für Simulationen des gekoppelten Elektronen-PhotonenTransportes dar. FLUKA hat zusätzlich zum Elektronen-Photonen-Transport realistische Kernreaktions- und Neutronentransportmodelle implementiert. Durch Einbringen einer Region mit einer Transportschwelle für Photonen und Elektronen
von 18 MeV zwischen dem Beschleunigerkopf und dem Wasserphantom der FLUKA-Geometrie konnte das
Neutronendosisprofil im Wasserphantom separiert werden. Alle auf die primären Photonen bezogenen Simulationen hingegen wurden mit EGSnrc durchgeführt.
Mit EGSnrc wurde das reine Photonen-Tiefendosisprofil in Wasser bestimmt. Mit FLUKA wurde das reine Photoneutronen-Tiefendosisprofil bestimmt sowie dessen zwei Anteile (Dosis von Rückstoßprotonen sowie Dosis von Gammaphotonen aus dem Neutroneneinfang an Wasserstoff) voneinander separiert. Der Neutronenanteil kann somit relativ zum Photonenanteil betrachtet werden.
Für die Detektoren (PTW Farmer 30013, TLD-100, TLD-600H, TLD-700H) wurde die Dosis im sensitiven Volumen durch
Photonen ebenfalls mit EGSnrc bestimmt, die Dosis durch Neutronen hingegen mit FLUKA.
TLD’s werden in der Regel durch Ionisationskammermessungen in 10 cm Tiefe kalibriert. Die Strahlungsqualität Q wird
durch Anwendung eines Korrektionsfaktors k Q berücksichtigt. Da dieser k Q-Wert experimentell (z.B. Kalorimetrie) für das
jeweilige Kammermodell an Linearbeschleunigern ebenfalls in 10 cm Wassertiefe bestimmt wird, enthält der Faktor
ebenfalls den Neutronenanteil in dieser Tiefe. Weicht jedoch der relative Dosisbeitrag im Detektor durch Neutronen tiefenabhängig vom relativen Neutronenanteil an der Wasser-Energiedosis ab, so ergibt sich außerhalb der Referenztiefe
eine zusätzliche Korrektion.
Für eine präzisere Bestimmung der Wasser-Energiedosis könnte ein tiefenabhängiger Korrektionsfaktor k n angewandt
werden. Dieser lässt sich wie folgt aus den Monte-Carlo-Ergebnissen berechnen:
kn 
Ph
n
Ph
( DWPh ( z )  DWn ( z )) DWPh ( z ) ( DDet
(10 cm)  DDet
(10 cm)) DDet
(10 cm)

Ph
n
Ph
Ph
n
Ph
( DDet ( z )  DDet ( z )) DDet ( z ) ( DW (10 cm)  DW (10 cm)) DW (10 cm)
Ergebnisse: Die Simulationsergebnisse und die daraus berechneten Detektor-Korrektionsfaktoren sind in Abb.1 und
Abb.2 dargestellt.
In Abb.1 ist zu erkennen, dass der Anteil der Neutronen an der Wasser-Energiedosis in allen Tiefen z geringer als ein
Tausendstel der Photonendosis ist. Die Rückstoßprotonen dominieren das Neutronendosisprofil bis zu einer Tiefe von 10
cm während die Gammaphotonen aus dem Neutroneneinfang größere Reichweiten aufweisen.
In Abb.2 ist zu erkennen, dass die Störung durch Neutronen bei TLD-700H und Ionisationskammern wie der Farmer
30013 tatsächlich sehr gering (im Sub-Promille-Bereich) ist, während bei TLD-100- und TLD-600H-Detektoren abhängig
6
6
von der Tiefe eine Störung von bis zu 0,15% bzw. 0,35% auftritt. Dies liegt an deren relativ hohem Li-Anteil. LiF spricht
6
3
6
über die Kernreaktion Li(n,α) H erhöht auf langsame Neutronen an. Bei TLD-600H ist der Li-Anteil auf 95,6% angereichert während dieser bei TLD-100 bei den natürlichen 7,4% liegt und bei TLD-700H auf unter 0,03% abgereichert ist.
Zusammenfassung: Es wurden Monte-Carlo-Simulationen zu den Auswirkungen der Neutronenkontamination auf die
Dosimetrie in hochenergetischen Photonenfeldern mit den Codes EGSnrc und FLUKA durchgeführt. Der relative Einfluss
der Neutronen auf die Wasser-Energiedosis sowie das Ansprechvermögen typischer Detektoren (Farmer 30013
Ionsationskammer, TLD-100, TLD-600H, TLD-700H) konnte so bestimmt werden. Außerdem wurden Korrektionsfaktoren
ermittelt, welche die Störung durch Neutronen korrigieren könnten.
268
Abb.1: Tiefendosisprofile durch Photonen und durch Photoneutronen eines Varian Clinac im 18 MV-X Modus in einem Wasserphantom
(Wasseroberfläche im Isozentrum mit einer Feldgröße von 10 x 10 cm²) simuliert mit EGSnrc für Photonen und FLUKA für Neutronen.
Für die Neutronen ist die integrale Dosis sowie die beiden Anteile (Dosis durch Rückstoßprotonen sowie Dosis durch Gammaphotonen
aus dem Neutroneneinfang) aus denen diese besteht dargestellt. Die Ergebnisse sind auf die Zahl der primären Elektronen normiert.
Die Fehlerbalken zeigen nur die statistische Unsicherheit (eine Standardabweichung) und enhalten keine systematischen Anteile.
Abb.2: Korrektionsfaktor kn für die PTW Farmer 30013 Ionisationskammer sowie TLD-100- und TLD-700H-Detektoren
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269
Session 24 – MRT und MRS II: Neurobildgebung
Chairs: J.R. Reichenbach (Jena), L.M. Schreiber (Würzburg)
117 Einführungsvortrag – The value of advanced MR spectroscopy methods – a clinical and a
neuroscientific perspective
1
A. Henning
1
Max-Planck-Institut für biologische Kybernetik, Tübingen
270
118 Interregionale Zusammenhänge zwischen den erregenden und hemmenden
Neurotransmittern Glutamat und GABA im menschlichen Gehirn
1
1
2
2
1
M. Cleve , A. Gussew , L. Janetzki , C. Borys , J. Reichenbach
1
Medical Physics Group, IDIR, Universitätsklinikum Jena - Friedrich-Schiller-Universität Jena, Jena
2
Institut für Psychosoziale Medizin und Psychotherapie, Universitätsklinikum Jena, Jena
Fragestellungen: Wie kürzlich in Studien gezeigt, sind eine Vielzahl von psychiatrischen und neurologischen Störungen
wie Schizophrenie, Depression oder chronische Schmerzen oft mit metabolischen Veränderungen in spezifischen Regionen des menschlichen Gehirns verbunden [1, 2]. Von besonderem Interesse sind Änderungen der beiden wichtigsten
erregenden und hemmenden Neurotransmitter Glutamat (Glu) und GABA, deren Ausschüttung eine Schlüsselrolle bei
der Regulation neuronaler Aktivität spielt. Interindividuellen Metabolitenkonzentrationen weisen jedoch große Variationen
auf, die möglicherweise interregionalen Wechselwirkungen innerhalb der kortikalen Ruhenetzwerken zugeschrieben werden können, die aus resting state Konnektivitätsstudien bekannt sind. Daher kann im Gegensatz zu einer lokalen Betrachtung von Stoffwechseländerungen eine Berücksichtigung dieser metabolischen Zusammenhänge eine genauere
Untersuchung der neurochemischen Ursachen von neurologischen Erkrankungen ermöglichen. In der vorliegenden Studie wurden Glu und GABA Konzentrationen in der linken Insula (Ins), im anterioren cingulären Kortex (ACC) und
posterioren Kortex (PC) gesunder Probanden quantifiziert um die interregionalen Unterschiede von Neurotransmittern,
sowie potenzielle metabolische Assoziationen zwischen diesen Regionen zu untersuchen, deren funktionelle Konnektivität im Ruhezustand bekannt ist [3, 4].
Material und Methoden: Es wurden 25 gesunde Probanden (18w/7m, 53 ± 7 Jahre) an einem klinischen Ganzkörper 3 T
MR Scanner mit einer 12-Kanal Matrix-Kopf-Spule untersucht (Magnetom TIM Trio, Siemens, Erlangen, Deutschland).
1
Konventionelle und editierte H-MR Spektren wurden jeweils mit den Sequenzen PRESS (TR/TE: 1800/30 ms,
TA = 1 min) und MEGA-PRESS (TR/TE: 1800/68 ms, TA = 11 – 13 min) im ACC, Ins und PC aufgenommen (Abb. 1).
Während die Glu Intensitäten aus den konventionellen Spektren mit LCModel [5] quantifiziert wurden, wurden die GABA
Intensitäten aus den editierten Spektren mit jMRUI [6] bestimmt. Absolute Metabolitenkonzentrationen wurden unter Berücksichtigung heterogener Gewebezusammensetzung mithilfe des nicht unterdrückten Wassersignals als interne Referenz berechnet. Regionale und interregionale Zusammenhänge von Neurotransmitterkonzentrationen wurden mittels
Pearson-Korrelation zwischen GABA und Glu Konzentrationen innerhalb sowie zwischen den untersuchten Gehirnregionen untersucht. Zusätzlich wurden bei jedem Probanden und für jede MRS Messung die Anteile grauer Substanz (GM‘,
CSF Anteil exkludiert) in den spektroskopischen Voxeln aus den zusätzlich gemessenen und gewebssegmentierten T1gewichteten
Ganzkopf
MR
Bildgebungsdatensätzen
bestimmt
(Freesurfer
Toolbox
V
4.5.0,
http://surfer.nmr.mgh.harvard.edu/). Diese Fraktionen wurden für die Berechnung der GM‘ normalisierten
Metabolitenkonzentrationen verwendet, um GM‘ Unterschiede zwischen einzelnen Voxeln für den interregionalen Vergleich von GABA und Glu Konzentrationen zu berücksichtigen (t-Test).
Ergebnisse: Abb. 2 zeigt die Korrelationsmatrix zwischen den regionalen und interregionalen Abhängigkeiten der
Neurotransmitterkonzentrationen in den untersuchten Probanden (p < 0,1; p < 0,05 mit (*) gekennzeichnet). Ausgewählte
Beispiele signifikanter Zusammenhänge (p < 0,05) sind in Abb. 3 dargestellt. Es wurden signifikante positive Korrelationen von Glu zwischen PC und ACC und zwischen PC und Ins sowie ein Trend zur positiven Korrelation (p < 0,1) zwischen Ins und ACC beobachtet. Eine signifikante negative Assoziation von Glu und GABA wurde zwischen ACC und Ins
identifiziert. Ein ähnlicher Trend zeigte sich zwischen Glu in PC und GABA in Ins. Gemittelten über alle Probanden wiesen die Glu/GM‘ Verhältnisse (Tab. 1) signifikante interregionalen Unterschiede zwischen ACC, Ins und PC (p <0,05) auf.
Zudem zeigte GABA/GM‘ signifikant höhere Werte in Ins im Vergleich zu ACC und PC während der GM‘ Anteil in Ins
niedriger war im Vergleich zu den anderen Regionen.
Zusammenfassung: Unsere Ergebnisse deuten auf Wechselbeziehungen zwischen GABA und Glu Konzentrationen in
Hirnregionen hin, deren funktionelle Konnektivität im Ruhezustand im gesunden menschlichen Gehirn bekannt ist. Insbesondere kann die positiven Assoziationen zwischen Glu ACC, Ins und PC auf Synchronität von gluatmatergen
Mikrocircuits auf Mikroebene hinweisen, die die Interaktion innerhalb funktioneller neuronaler Netzwerke regulieren. Interessanterweise könnten die beobachteten negativen Korrelationen zwischen Glu und GABA die hemmende insuläre Regulierung der glutamatergen Inputs von ACC und PC widerspiegeln und unterstreichen die subtile Interaktion zwischen
hemmenden und erregenden Neurotransmittern, die auch als Gleichgewicht zwischen Erregung und Hemmung beschrieben wird. Darüber hinaus zeigten sich signifikante unterschiedliche Glu/GM‘ und GABA/GM‘ Verhältnisse in den untersuchten Hirnregionen, die unterschiedlichen Dichten von erregenden und hemmenden Neuronen zugeschrieben werden
können.
271
Abb.1: MRS Voxel Positionierung in ACC, Ins und PC.
Abb.2: Pearson Korrelationsmatrix zwischen Glu und GABA Konzentrationen in ACC, Ins und PC. Alle Korrelationskoeffizienten mit
p ≥ 0,1sind auf Null Gesetzt, Koeffizienten mit p ≤ 0,05 sind mit (*) gekennzeichnet.
Abb.3: Beispiele von Glu und GABA Verteilungen mit signifikanter positiver Korrelation zwischen Glu in PC und Glu in Ins (links) und
negativer Korrelation zwischen GABA in Ins und Glu in ACC (rechts).
ACC
Ins
PC
GM’
0,67 ± 0,05
0,53 ± 0,05
0,70 ± 0,04
Glu/GM’
10,5 ± 1,5
11,8 ± 1,3
8,9 ± 1,0
GABA/GM’
1,2 ± 0,2
1,7 ± 0,2
1,3 ± 0,2
Tab. 1: Mittelwert und Standardabweichung für GM’, Glu/GM’ und GABA/GM’ in ACC, Ins und PC.
272
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273
119
Mapping magnetic susceptibility and R2* across the cerebral cortex reveals insights
into tissue composition
1
2
3,4
1
A. Deistung , A. Schäfer , F. Schweser , J. Reichenbach
1
Jena University Hospital - Friedrich Schiller University Jena, Institute of Diagnostic and Interventional Radiology, Medical
Physics Group, Jena
2
Max-Planck-Institute for Human Cognitive and Brain Sciences, Department of Neurophysics, Leipzig
3
State University of New York at Buffalo, School of Medicine and Biomedical Sciences, Dept. of Neurology, Buffalo Neuroimaging Analysis Center, Buffalo, NY, Vereinigte Staaten von Amerika
4
State University of New York at Buffalo, Buffalo CTRC, MRI Molecular and Translational Imaging Center Institution, Buffalo, NY, Vereinigte Staaten von Amerika
Introduction: Non-invasive assessment of the tissue composition of the cerebral cortex is important for comparing results
across functional magnetic resonance imaging (fMRI) studies. Thus, cortical mapping of the MRI signal has previously
been proposed to study anatomical features in the cerebral cortex in vivo [1,2]. Gradient-echo (GRE) imaging allows assessing the human brain anatomy in high-spatial resolution [3,4] and determining two quantitative physical properties, the
*
effective transverse relaxation rate (R 2 ) and the magnetic susceptibility (χ) of the bulk tissue [5,6]. Interestingly, while
*
both magnetic susceptibility and R2 increase linearly with the concentration of paramagnetic iron [7,8], the relation is op*
posed when myelination increases: magnetic susceptibility decreases (becomes more diamagnetic) and R2 increases
*
with higher myelination [9]. Therefore, concomitant analysis of both magnetic susceptibility and R 2 promises to reveal
new insights into the tissue composition in vivo [10,11]. In this contribution, we investigate the spatial distribution of both
*
magnetic susceptibility and R2 across the cerebral cortex in vivo and assess whether they coincide with the
cytoarchitecture.
Material and methods: Data Acquisition: Seven healthy right-handed subjects (3 male and 4 female; 25.3±3.1year) were
measured on a 7T MRI system with a fully flow compensated 3D single-echo gradient-echo sequence (TE/TR/FA =
10.5ms/17ms/8°, BW=140Hz/px, voxel size = 0.4mm × 0.4mm × 0.4mm. To enable computation of susceptibility maps
using the COSMOS approach [12] the scans were carried out successfully with the head in three different orientations
with respect to the magnetic field. In addition, multi-echo 3D GRE imaging (TE1-4 = 5ms/12.8ms/20.6ms/28.4ms, TR/FA =
34ms/8°, BW=160Hz/px, voxel size = 0.8mm × 0.8mm × 0.8mm) was carried out with normal head orientation to compute
*
quantitative R2 maps. Finally, 3D, whole-head, T1-weighted MRI data were collected at 3T with an MP-RAGE sequence
3
(TE/TR/TI/FA=3.46ms/1300ms/650ms/10°, isotropic voxel size = 1 mm ). The local ethics committee approved the experiments and informed written consent was obtained from each recruited subject.
Data Processing: The complex-valued GRE data acquired in tilted head positions were non-linearly registered to the data
acquired in normal head position. Phase aliasing was resolved by 3D phase unwrapping [13] and background phase contributions were eliminated with the SHARP technique [5]. From the three background field corrected phase data sets susceptibility maps were computed using the COSMOS algorithm [5,12] and referenced with respect to frontal deep white
matter (WM) [4]. Maps of the effective transverse relaxation rate were computed from the multi-echo GRE data using
logarithmic calculus.
*
Data Analysis: To analyze the distribution of magnetic susceptibility and R2 across cortical gray matter (GM) a surfacebased analysis approach was applied. To this end, subject-specific cortical surfaces (white matter surface, pial surface)
were generated by Freesurfer's automatic processing of T 1-weighted data [14]. Magnitude information of both the singleecho GRE data in normal head position and the multi-echo GRE data were registered linearly to the T 1-weighted dataset.
*
The resulting registration matrices were applied for resampling the volumetric data sets of magnetic susceptibility and R2 ,
respectively, along the midline between the pial and white matter surface (70% of depth) across the entire cortical hemisphere. Unreliable values within the cortices were identified, comprising (I) the outer surface regions of the cortex due to
the intrinsic limitation of the SHARP phase pre-processing step, (II) voxels with a susceptibility difference exceeding 45
*
ppb relative to frontal deep WM to avoid contributions of pial vessels in the cortical subregions, and (III) voxels with R2
-1
values exceeding 70 s to avoid regions affected by air-tissue or bone-tissue interfaces. The individual surface represen*
tations of magnetic susceptibility, R2 , and unreliable values were registered to Freesurfer's ‘fsaverage’ template by spherical registration [15]. Finally, the resampled surface values were averaged over all subjects (with consideration of the
unreliable regions), smoothed across the surface using a 1mm FWHM Gaussian kernel, and overlaid onto the inflated
cortical white matter surface.
274
*
Result: The distribution of magnetic susceptibility (χ) and R 2 across the cortical GM is illustrated in Appendix 1. The
magnetic susceptibility resembles the subdivision defined by the probabilistic Brodmann atlas with homogeneous regions
of increased susceptibility in certain areas such as BA3 (primary somatosensory cortex), BA4 (primary motor cortex),
*
BA19 (associative visual cortex), and BA42 (auditory association cortex). These regions exhibited increased R 2 values
that also coincided with the boundaries determined by the probabilistic Brodmann atlas. Other regions exhibited quite
*
heterogeneous distributions of susceptibility and/or R 2 , for example, BA6 (premotor cortex), BA24 (ventral anterior cingu*
late cortex), and BA40 (supramarginal gyrus). Cortical mapping of magnetic susceptibility and R 2 also revealed noticea*
ble increases in the primary sensorimotor and auditory cortices (see arrows in App. 1A and App. 1C). Increased R 2 val*
ues were also discernible in the occipital cortex (black arrows in App. 1G). Regions with decreased R 2 values were noticeable in the frontal and prefrontal cortices (white arrow in App. 1G). Additionally, a ‘strip’ pattern of increased suscepti*
bility and R2 was observed along the central sulcus (black arrows in App. 1A and App. 1C).
*
Summary: Substantial variations of magnetic susceptibility and R 2 have been observed across the cortical surface.
*
Magnetic susceptibility and R2 of certain regions coincided with the boundaries of the probabilistic Brodmann atlas,
*
whereas other regions exhibited a heterogeneous distribution of magnetic susceptibility and R 2 within the specific
Brodmann area. This finding is not surprising because there is not necessarily a direct correspondence between
*
myeloarchitecture and cytoarchitecture [16]. The high values of χ and R 2 showing a characteristic ‘strip’ in the motorsensory area (BA3, BA4) are indicative for a relative high iron concentration. Interestingly, such a ‘strip’ pattern of increased myelination along the central sulcus has also recently been detected by mapping the ratio of T 1- and T2weighted images [2] suggesting that both iron and myelin are highly co-localized in BA3 and BA4, which has also been
demonstrated recently in the visual cortex [17]. In future, the question of co-localization of iron and myelin across the cerebral cortex may be investigated non-invasively by additionally taking into account other quantitative MRI parameters
sensitive to myelin, such as magnetization transfer contrast [18] or the longitudinal relaxation rate (R1) [19]. In conclusion,
*
cortical mapping of R2 and magnetic susceptibility represents a non-invasive means to assess tissue composition across
the cerebral cortex and may be instrumental for understanding the relationship between tissue composition and functional
roles of cortical GM.
App 1: Lateral view (A-D) and medial view (E-H) of the inflated white matter surface with overlays of magnetic susceptibility (A,B,E,F)
and R2* values (C,D,G,H). The cortical surfaces of the right and left hemispheres are presented in the left and right column, respectively. The black boundaries in the right column indicate the boundaries of the probabilistic Brodmann areas. The numbers denote the
corresponding Brodmann area. Regions without reliable susceptibility differences and R 2* values are colored cyan, i.e., indicated by χ <
-1
25 ppb and R2* < 20 s .
275
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276
120 Deep gray matter segmentation with FIRST in abnormal brain anatomy –
an improved segmentation pipeline
1
1
2
2
2
2,3
1
X. Feng , A. Deistung , J. Hagemeier , M. Dwyer , R. Zivadinov , F. Schweser , J. Reichenbach
1
Jena University Hospital - Friedrich Schiller University Jena, Institute of Diagnostic and Interventional Radiology, Medical
Physics Group, Jena
2
State University of New York at Buffalo, School of Medicine and Biomedical Sciences, Dept. of Neurology, Buffalo Neuroimaging Analysis Center, Buffalo, NY, USA
3
State University of New York at Buffalo, Buffalo CTRC, MRI Molecular and Translational Imaging Center Institution, Buffalo, NY, USA
Introduction: FMRIB's Integrated Registration and Segmentation Tool (FIRST)1 is one of the most popular tools for automated deep gray matter (DGM) segmentation relying on T1-weighted (T1w) images. However, the contrast of DGM
relative to white matter is generally low on the T1w images. Consequently, FIRST often fails to identify tissue boundaries
and falls back to the initial guess segmentation. Another limitation of FIRST is that it utilizes (by default) FMRIB's Linear
Image Registration Tool (FLIRT) to align the input image to the MNI atlas. While linear registration works reasonably well
in the case of brain anatomy that is similar to the standard MNI atlas, it is problematic in the case of abnormal anatomy,
for example, atrophy with enlarged ventricles. In this work we demonstrate that FIRST fails in the case of abnormal brain
anatomy. To solve this issue, we propose to use FIRST with hybrid contrast (HC) by incorporation of T1w data and quantitative susceptibility maps (QSM)2, and nonlinear registration. We denote the proposed method as HC-nlFIRST.
Material and methods: Data acquisition: 11 subjects with severe atrophy were recruited in this study with the content of
the local ethics committee and individual subjects. T1w images were acquired with an inversion-recovery prepared
spoiled gradient echo sequence (SPGR) using the following sequence parameters: FOV=256x256mm2, TE=2.8ms,
TR=5.9ms, TI=900ms, FA=10°, isotropic voxel size of 1 mm. Acquisition parameters of the fully-flow compensated 3D
gradient echo (GRE) acquisition used for QSM were: 64 slices, 0.5x1x2 mm3 voxel size, 12° flip angle, TE/TR = 22/40ms.
The data were acquired on a 3T whole-body GE scanner (Signa Excite HD 12.0; GE Healthcare, Milwaukee, Wisconsin).
Data preprocessing: Before hybrid contrast combination, T1w images were signal intensity normalized and bias field removed using N4ITK3, where white matter (WM) had an intensity centered on 110. GRE data were used to calculate QSM
by employing sophisticated harmonic artifact reduction for phase data (SHARP)4 and homogeneity enabled incremental
dipole inversion (HEIDI)5.
HC-nlFIRST pipeline: We created HC images with a contrast similar to the MNI template by combining T1w images and
QSM as reported previously6. Then, we registered HC images to the MNI template using nonlinear registration (Advanced Normalization Tools7). In the MNI space, FIRST segmentation was implemented for HC images without the
FLIRT module. Afterwards, we inversely warped the segmented ROIs to the T1w space.
Data Analysis: We applied both the default FIRST (T1-FIRST) and the proposed HC-nlFIRST pipelines to all the subjects.
Besides, to somehow improve the default linear registration (FLIRT), we modified FLIRT by increasing the search range,
and then applied FIRST on T1w images (T1-mFIRST). The segmentation results from the three methods were quantitatively analyzed compared to the manual ROIs using Dice coefficient and False Negative Rate (FNR).
Result: The weighting coefficients for creating HC images were 1.42 (normalized T1w images) and -74.95 (QSM in ppm).
After combing T1w images (Fig.1a) and QSM (Fig.1b), the HC images (Fig.1c) were generated with enhanced DGM contrast, especially for globus pallidus (GP, see the red arrow). The segmentation results from the three different methods
were shown in Fig.1d-f. By visual inspection, T1-FIRST completed the segmentation in only 8 of 11 subjects and aborted
in other 3 subjects, while T1-mFIRST and HC-nlFIRST successfully completed the segmentation for all the subjects. Fig.
2 shows the quantitative analysis results, where HC-nlFIRST outperforms the T1-FIRST and T1-mFIRST methods with
highest Dice coefficients and lowest FNR.
Summary: We proposed an improved pipeline (HC-nlFIRST) for automatic DGM segmentation, where the HC images
overcame the limited DGM contrast on T1w images, and nonlinear registration guarantee the accurate alignment of the
registered input image and MNI template compared to linear registration. Quantitative analysis using the Dice coefficient
and false negative rate (FNR) revealed that HC-nlFIRST improved DGM segmentation in abnormal brain anatomy compared to the default FIRST method.
277
Fig.1: Hybrid contrast image and different segmentation results.
a: T1w image, b: QSM, c: HC image, d: T1-FIRST segmentation, e: T1-mFIRST segmentation, f: HC-nlFIRST segmentation.
Fig. 2: Quantitative analysis of the segmentation results using Dice and FNR on 6 DGM structures.
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278
121 Belastungsinduzierte Akquisition spirometrischer und spektroskopischer Parameter
1
1
1
K. Tschiesche , A. Gussew , J. Reichenbach
1
Medical Physics Group, Institut für Diagnostische und Interventionelle Radiologie, Universitätsklinikum Jena - FriedrichSchiller-Universität Jena, Jena
Zusammenfassung: In dieser Studie werden die Ergebnisse einer kombinierten Erhebung von spektroskopischen und
spirometrischen Parametern bei einer definierten Belastung dargestellt. Zur Implementierung eines kommerziellen Spirometers wurde der Gasschlauch auf 5 m verlängert. Diese Anpassung resultierte in eine Erhöhung der Anstiegszeit und
Laufzeit für O2 und CO2 welche sich jedoch nicht auf die Messung auswirkten. Trotz dieser lokalen Ermüdung der rechten Wadenmuskulatur konnten deutliche ventilatorische Anpassungen ermittelt werden. Ebenso zeigten die durch die
chemische Verschiebung von Pi relativ zu PCr sehr geringen pH Werte ebenso wie PCr Konzentrationen unter 20% am
Ende der Belastung was deutliche Anzeichen für eine hochintensive und anaerobe Energiebereitstellung darstellt. Diese
Betrachtung ermöglicht einen genaueren Einblick in die Stoffwechselphysiologie in der belasteten Muskulatur im Muskel
selbst und in den globalen Anpassungen.
Fragestellungen: Spiroergometrische Untersuchungen ermöglichen eine Bestimmung der ventilatorischen Aufnahme
von Sauerstoff (O2) bzw. der Abgabe von Kohlenstoffdioxid (CO2) und somit eine in vivo Analyse der Anpassungen des
respiratorischen Systems auf externe Belastung. In Sport- und Trainingswissenschaften können damit die aktuelle Leistung eines Athleten beurteilt werden um z.B. weiterführende Trainingsvorgaben zu adjustieren [1]. Andererseits können
mit Hilfe der Phosphormagnetresonanzspektroskopie (31P-MRS) lokale belastungsinduzierte Änderungen des Energiestoffwechsel im belasteten Muskel direkt und nicht invasiv charakterisiert werden [2]. Eine Kombination beider Methoden,
der Spirometrie und der 31P-MRS, würde wiederum eine genaue Analyse der aeroben und anaeroben Energiebereitstellung im Muskel im Zusammenhang mit globalen respiratorischen Anpassungen ermöglichen und somit eine differenzierte,
muskelspezifische Untersuchung trainingsinduzierter Veränderungen möglich machen. Der Fokus dieser Arbeit lag auf
der Beschreibung der technischen Anpassung eines herkömmlichen spirometrischen Systems für Messungen in der MR
Scannerumgebung sowie auf der Vorstellung vorläufiger Ergebnisse kombinierter spirometrischer und spektroskopischer
Messungen während einer Wadenmuskelbelastung bei gesunden Personen.
Material und Methoden: Die Implementierung erfolgte auf Basis eines herkömmlichen Spirometriesystems PowerCube®-Ergo (Ganshorn Medizin Electronic, Niederlauer), bei dem zunächst die Gasanalyseeinheit mit HF empfindlichen
elektronischen Bauteilen außerhalb des MR Raums eines klinischen Ganzkörper 3 T Scanner (Magnetom TIM Trio, Siemens, Erlangen) verlagert wurde. Hierzu wurde der Atemschlauch von 3 m auf 5 m verlängert. Darüber hinaus wurden
alle metallischen Bauteile am Pneumotachographen durch äquivalente Komponenten aus Kunststoff ersetzt (Kunststoffschrauben zum Fixieren der Pneumotachographenmembran) und hinsichtlich ihrer Funktion direkt im MR Scanner getestet. Anschließend wurden Funktionstestmessungen durchgeführt. Als Kontrollparameter dienten hierbei die Laufzeiten für
O2 und CO2 (Zeiten für Messgase von Aufnahmeort bis zum Analysator: ΔTO2 und ΔTCO2) sowie die sogenannten
Anstiegszeiten für O2 und CO2 (tO2 und tCO2). Letztere dienen zur Einschätzung der Gasanalysezeit und beschreiben
die Zeiten, in der die Messanzeige auf 90% des zu erwartenden maximalen Wertes ansteigt.
Eine Pilotuntersuchung mit kombinierter Spirometrie und 31P-MRS wurde bei neun männlichen gesunden Probanden
(Alter: 28,1 ± 3,6 J.) durchgeführt. Die spirometrischen und spektroskopischen Daten wurden vor, während sowie nach
einer dynamischen Belastung des rechten Wadenmuskel (M. gastrocnemius medialis) in einem MR-kompatiblen Pedalergometer akquiriert [3] (Pedalwiederstand: 0,6 bar; Trittfrequenz: 100 bpm über 3 min Belastungsdauer). Serien aus
ortslokalisierten 31P-MR Spektren wurden im belasteten Muskel dynamisch mit einer flexiblen 1H/31P Sende- und Empfangsspule (RAPID Biomedical GmbH, Deutschland) (s. Abb. 1). Hierfür wurde eine konventionelle 31P-CSI-FID Sequenz
verwendet (TR: 290 ms, CSI Matrix: 8 × 8 Voxel, Voxelvolumen: 15,7 ml; Dauer einer Akquisition: 8.4 s), bei der die
Rohdaten einzelner Akquisitionen separat gespeichert wurden. Nach einer automatischen Nachverarbeitung der Rohdaten mit eigens programmierten MATLAB Funktionen (Frequenz-, Phasen- und Basislinienkorrektur) wurden einzelne
Spektren mit dem im jMRUI integrierten AMARES Tool quantifiziert (mrui.uab.es). Zum einen wurden Intensitäten und
Frequenzlagen von anorganischen Phosphat (Pi), Phosphorkreatin (PCr) und Adenosintriphosphat (ATP) bestimmt und
zum anderen der pH Wert aus dem Wert der chemischen Verschiebung von Pi Peak berechnet [4]. Die Intensitäten von
PCr wurde auf die Summenintensität der ATP Peaks normiert (PCr/ATP-Verhältnis). Anschließend wurden pH-Wert in
Ruhe vor und nach der Belastung (pHrest und pHload), die belastungsinduzierte PCr/ATP-Änderung (ΔPCr/ATPload)
bestimmt (s. Abb. 2A), ebenso wie die Zeitkonstante der PCr/ATP-Wiederherstellung nach der Belastung (τPCr). Die
Zeitkonstante wurde durch Fitten der nach der Belastung gemessenen PCr/ATP-Verhältnissen mit einer monoexponentiellen Funktion berechnet.
279
Eine Charakterisierung spirometrischer Parameter erfolgte mittels einer kontinuierlicher Breath-by-Breath Messung (Zeitauflösung: 10 s). Vor jeder Messung erfolgte eine Kalibrierung der Atemvolumina mittels einer 1 l Kalibrierpumpe sowie
eine Eichung der Gasanalysatoren mit einem Gasgemisch (O2: 16% und CO2: 5,02%) und mit der Umgebungsluft (O2:
20,95% und CO2: 0,03%). Bei der Auswertung wurden die Volumina der O2-Aufnahme (VO2) und CO2-Abgabe (VCO2)
in Ruhe und unter Belastung sowie der überproportionale CO2 Anteil berechnet (s. Abb. 2B). Letzteres wurde als Integral
der Differenzen zwischen VO2 und VCO2 in der Belastungs- und Nachbelastungsphase ermittelt. Dieses sogenannte
‚excess CO2‘ wird während intensiver anaerober Belastungen beim Puffern des anfallenden Laktates [5] und des sinkenden pH Wertes [6] durch Bikarbonat gebildet.
Ergebnisse: Durch die Verlängerung des Atemschlauches erhöhten sich die Anstiegszeiten für O2 und CO2 (tO2 und
tCO2) von 0,288 ± 0,019 s und 0,163 ± 0,025 s (3 m Schlauchlänge) auf 0,307 ± 0,031 s und 0,212 ± 0,007 s (5 m
Schlauchlänge). Die Laufzeiten (ΔTO2 und ΔTCO2) erhöhten sich beim modifizierten System von 1,285 ± 0,124 s auf
2,075 ± 0.01 s für O2 und von 1,173 ± 0,129 s auf 1,96 ± 0,012 s für CO2.
Bei allen Probanden führte diese hohe Belastung zu einem typischen Verlauf der 31P-MR Spektren mit einem nahezu
vollständigen Verschwinden des PCr-Peaks nach ca. 70 s und einem einer starken Verschiebung des Pi Peaks in Richtung von PCr Peak. Der Ruhe pH-Wert (pHrest) von 7,06 ± 0,01 sank im Durchschnitt auf 6,45 ± 0,19 (pHload) am Ende
der Belastung. Die PCr/ATP Verhältnisse verringerten sich bei allen Probanden deutlich unter 20%, ihres Ausgangswertes und stiegen in der Nachbelastungsphase mit einer mittleren Zeitkonstante (τPCr) von 116,9 ± 55.7 s wieder an.
Trotz einer lokalen Belastung eines relativ kleinen Muskels zeigten die ventilatorischen Parameter deutliche Anpassungen während der Belastung (Abb. 2B). Im Durchschnitt erhöhten sich die O2-Aufnahme von 0,26 ± 0,07 l/min auf
0,95 ± 0,17 l/min und die CO2-Abgabe von 0,24 ± 0,07 l/min auf 0,97 ± 0,19 l/min. Bei nahezu allen Probanden (N = 8)
ließ sich ein überproportionaler Anstieg der CO2 Abgabe in Vergleich zur O2 Aufnahme sowohl während der Belastung
(0,52 ± 0,48 l) als auch in der Erholungsphase (2,53 ± 1,73 l) nachweisen.
Diskussion: Diese Arbeit zeigt die Implementierung kombinierter spirometrischer und 31P-MR spektroskopischer in vivo
Messungen in der Umgebung eines klinischen MR Scanners und unter Verwendung eines kommerziellen Spirometers.
Durch die Anpassung wurde die Funktion des Spirometers nicht beeinträchtigt, da bei der relativ geringen Atemfrequenz
von maximal 0,5/sek das System die Gase eines jeden Atemzuges schnell genug analysieren kann (ca. 0,3 s
Anstiegszeit) ohne dass es eine Überschneidung mit dem nächsten Atemzug gibt. Die erhöhte Laufzeit wurde direkt in
der Auswertungssoftware berücksichtigt.
Trotz eines geringen Anteils belasteter Muskelmasse (<15%), konnten deutliche globale Parameteränderungen der
Atemgase festgestellt werden. Der beobachtete Überschuss von CO2- Abgabe relativ zur O2-Aufnahme deutet auf intrazellulär gebildetes CO2 (sog. ‚excess CO2‘) und somit auf eine anaerobe Belastung, bei der eine hohe Laktatproduktion
mit Bildung von nicht-metabolischem CO2 einhergeht [7]. Dies spiegelt sich auch in der lokalen Azidose vom Muskelgewebe, welche sich durch starkes Absinken des Muskel-pH-Werts während der Belastung äußert. Gleichzeitig beeinflusst
die Azidose die Wiederherstellung des lokalen Muskelenergiedepots durch Hemmung oxidativer Prozesse am Ende der
Belastung, was sich durch deutliche Verlängerung von τPCr Zeitkonstanten in unserer Studie in Vergleich zu ähnlichen
Studien [8] zeigt.
Zusammengefasst erlaubt uns die implementierte Methode, die Energiebereitstellung auf muskulärer Ebene (lokal) als
auch im Gesamtorganismus (global) zu charakterisieren. Hierdurch wird es z.B. möglich, trainingsbedingte Anpassungen
zu untersuchen, was eine besondere Bedeutung für Sportwissenschaften darstellt und in Folgestudien untersucht werden
soll.
Abb.1: Position der
31
P-MR CSI im rechten m. gastrocnemius medialis mit Ruhespektrum
280
Abb.2: A: Repräsentativer Verlauf des pH Wertes und der PCr Intensität (PCr/ATP) in der Ruhe-, Belastungs- (schwarz gestrichelt) und
Nachbelastungsphase. B:Repräsentativer Verlauf der Atemgase (O2- blau, CO2- rot) während der Ruhe, Belastung (schwarz gestrichelt) und der Nachbelastung. Überproportionaler Anteil an CO2 in der Nachbelastungsphase (Pfeil ‚excess CO2‘).
Literatur
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Fletcher JR et al., J Appl Physiol 2009; 107:1918-22.
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Schmid AI et al., NMR Biomed 2014; 27:553-60.
281
Session 26 – Partikeltherapie III: in vivo Verifikation
Chairs: K. Parodi (Garching), W. Enghardt (Dresden)
122 Einzelteilchen-Messungen in therapeutischen Helium-Strahlen
1
2,3
2,3
1,4,2
R. Gallas , T. Gehrke , M. Martisikova , O. Jäkel
1
Deutsches Krebsforschungszentrum, E0406, Heidelberg
2
3
Deutsches Krebsforschungszentrum, Heidelberg
4
Heidelberger Ionenstrahl-Therapiezentrum, Heidelberg
Fragestellungen: Helium-Ionen sind schwerer als Protonen, weshalb weniger Streuung im Gewebe auftritt, und ihr LET
im Bragg-Peak liegt zwischen dem von Protonen und Kohlenstoff-Ionen. Wegen dieser Eigenschaften sind sie insbesondere für Radiotherapie bei Kindern attraktiv. Deshalb sind sie am Heidelberger Ionenstrahl-Therapiezentrum (HIT) verfügbar. Bevor Helium-Ionen jedoch am Patienten angewandt werden können, sind für die Bestrahlungsplanung Daten zu
Kerninteraktionen mit Gewebe (Abnahme von Helium-Ionen und Zunahme von Fragmenten in der Tiefe) erforderlich.
Material und Methoden: Am HIT wurden für Helium-Ionen Messungen der unterschiedlichen Strahlenfeldzusammensetzung durchgeführt. Dazu wurden Strahlenergie und Dicke eines PMMA-Phantoms so variiert, dass die Restenergie bei
jeder Messung 51 MeV/u betrug. Einzelne Teilchen hinter dem Phantom wurden mithilfe eines segmentierten Halbleiterdetektors (TIMEPIX) [1] aufgezeichnet. Das sensitive Volumen dieses Detektors wird von einer 300 μm dicken SiliziumSchicht mit einer Fläche von 2 cm² gebildet, welche sich aus 256x256 Pixeln (Kantenlänge 55 μm) zusammensetzt; diese
ermöglichen die Messung einzelner Teilchen (Abb.1).
Ergebnisse: Durch “pattern recognition” [2] des Signals der einzelnen Teilchen ist es möglich, Helium klar zu identifizieren (Abb.2). Des Weiteren zeigen Messungen mit PMMA-Phantomen verschiedener Dicke im Heliumstrahl, dass das
Signal im Bereich von Fragmenten mit steigender PMMA-Dicke zunimmt (Abb.3).
Zusammenfassung: Mit dem Timepix-Detektor lassen sich in handlichen Versuchsaufbauten für die Verbesserung der
Bestrahlungsplanung relevante Daten akquirieren.
Abb.1: Beispiel für eine Momentaufnahme (1ms) des Strahlenfeldes mithilfe des Timepix-Detektors.
Abb.2: “Pattern Recognition”-Analyse einer Helium Messung bei 220,51 MeV/u und 24,5cm PMMA-Dicke.
282
Abb.3: Die Anzahl der Fragmente nimmt bei größerer PMMA-Dicke zu. Die Strahlenergien wurden so gewählt, dass sich hinter dem
Phantom eine jeweils gleiche Restreichweite bis zum Detektor ergibt.
Literatur
[1]
Llopart X, Ballabriga M, Campbell M, Tlustos L, Wong W. Timepix, a 65k programmable pixel
readout chip for arrival time, energy and/or photon counting measurements. Nucl. Instrum. Meth. A.
2007;581:485-494.
[2]
Hartmann, B. A Novel Approach to Ion Spectroscopy of Therapeutic Ion Beams Using a Pixelated
Semiconductor Detector. PhD thesis, University of Heidelberg, 2013.
283
123 Korrelation zwischen Position des Bragg-Peaks und Spektrum prompter
Gammastrahlung in der Protonentherapie
1
1
1
1
1
1
J. Leidner , D. Böckenhoff , S. Feyen , L. Kelleter , K. Laihem , A. Stahl
1
III. Physikalisches Institut B, RWTH Aaachen, Medizinphysik, Aachen
Fragestellungen: Die Protonentherapie ermöglicht eine zielgerichtetere Energiedeposition (Bragg-Peak) als die Bestrahlung mit Photonen [1]. Um dieses Potential der Protonentherapie ausnutzen zu können, ist die genaue Kenntnis der Position von Tumor und Bragg-Peak bzw. der Reichweite der Protonen erforderlich. Bei der Reaktion von Protonen mit
menschlichem Gewebe oder Target-Materialien wie Kohlenstoff entsteht prompte Gammastrahlung, die für eine Überprüfung der Position des Bragg-Peaks während der Bestrahlung genutzt werden könnte.
Zu diesem Zweck wird die Korrelation zwischen der Position des Bragg-Peaks und dem prompten Gammaspektrum untersucht und als Grundlage dafür das prompte Gammaspektrum selbst analysiert. Außerdem wird die Winkelabhängigkeit
der prompten Gammastrahlung [2], die diese Korrelation beeinflusst, untersucht.
Material und Methoden: Messungen zur Untersuchung der Korrelation zwischen longitudinaler Position des BraggPeaks und dem prompten Gammaspektrum wurden mit einem Germaniumdetektor mit Anti-Compton-Veto am Protonentherapiezentrum in Krakau durchgeführt. Dazu wurde ein Fixed-Target-Experiment mit 70 MeV-Protonen und einem Kohlenstoff- bzw. PMMA-Target durchgeführt (Abb. 1).
12
Der Wirkungsquerschnitt für bestimmte Reaktionen wie die inelastische Protonenstreuung an C unter Emission eines
12
12
4,4 MeV-Photons ( C(p,p'γ) C) hängt von der Energie des Protons und damit im Mittel von der Eindringtiefe der Protonen in das Target ab [3]. Die Dicke des Targets wurde variiert, so dass die Rate der emittierten Photonen z.B. obiger
Reaktion in Abhängigkeit der Eindringtiefe der primären Protonen vermessen werde konnte und mit der Bragg-PeakPosition korreliert werden konnte.
Außerdem wurden die Messungen mit dem Toolkit Geant4 simuliert und verglichen. Die Simulation dient zusätzlich dem
Verständnis des Untergrundes, indem die vollständigen Reaktionen verfolgt und nachvollzogen werden können.
Ergebnisse: Eine Korrelation zwischen longitudinaler Bragg-Peak-Position und promptem Gammaspektrum konnte sowohl in den Messungen als auch in der Simulation gefunden werden. In der beispielhaften Messung von Photonen der
12
12
Reaktion C(p,p'γ) C (Abb. 2) erweist sich die Rate der Photonen als abhängig von der Targetdicke. Das Maximum der
Photonenrate befindet sich in der Nähe der Bragg-Peak-Position, da der Wirkungsquerschnitt für die Reaktion
12
12
C(p,p'γ) C sein Maximum bei ca. 10 MeV Protonenenergie hat [3]. Mit diesen Messungen ist eine Bestimmung der
longitudinalen Bragg-Peak-Position aus dem prompten Gammaspektrums möglich.
Anhand der Simulation können Aussagen über die Herkunft des Untergrundes und mögliche bessere Abschirmungen
getroffen werden.
Zusammenfassung: Die Überprüfung der Reichweite ist bei der Protonentherapie zur Ausnutzung ihrer Vorteile essentiell. Daher wird die Korrelation zwischen promptem Gammaspektrum und Position des Bragg-Peaks untersucht. Es werden Ergebnisse unseres Experimentes in Krakau und der Simulation dieses Experimentes vorgestellt. Eventuell können
Ergebnisse weiterer Messzeiten präsentiert werden, bei denen die Messungen auch bei höheren Protonenenergien
durchgeführt werden sollen und die Winkelabhängigkeit der Photonemission für bestimmte Reaktionen, die sich aus der
Drehimpulserhaltung ergibt, untersucht werden soll.
284
Abb.1: Messaufbau in Krakau: Strahlrohr (oben, mittig), PMMA-Targetkeile für variable Targetdicke (mittig) und Germaniumdetektoren
mit Anti-Compton-Veto (links und rechts).
Abb.2: Zählrate des 4,4 MeV-Photonpeaks in Abhängigkeit der Targetdicke (normiert auf die Bragg-Peak-Position) für ein Kohlenstofftarget. Schwarz: Messung mit Detektorausrichtung auf Targetkeile. Da die Winkelakzeptanz des Detektors das ganze Target einschließt, entspricht dies einer kumulativen Messung für Targetdicken kleiner gleich der eingestellten. Blau: Messung mit Detektorausrichtung auf eine dünne Targetscheibe, die im Strahlverlauf nach den Targetkeilen eingebracht ist, um trotz großer Winkelakzeptanz
nur eine bestimmte Targetdicke zu beobachten.
Literatur
[1]
Levin, W. P. et al.: Proton Beam Therapy. In: British Journal of Cancer, 2005
16
12
[2]
Kiener, J. et al.: γ-ray production by inelastic scattering of protons on O and C. In: Phys. Rev. C 58 (1998), S.
2174-2179
12
16
24
[3]
Belhout, A. et al.: γ-ray production by proton and alpha-particle induced reactions on C, O, Mg, and Fe. In:
Phys. Rev. C 76 (2007)
285
124 Reichweiteverifikation bei der Protonentherapie mit einer Prompt-Gamma-Schlitzkamera
– Auf dem Weg zur klinischen Anwendung
1
2
2
3
3
3
4
4
M. Priegnitz , S. Barczyk , C. Golnik , G. Janssens , J. Smeets , F. Vander Stappen , E. Clementel , L. Hotoiu ,
4
2,5,6,7
2,5,6,7
1
2,5,6,7
3
2
J.Orban de Xivry , M. Baumann
, W. Enghardt
, F. Fiedler , M. Krause
, D. Prieels , G. Pausch ,
2,5,6,7
C. Richter
1
Helmholtz-Zentrum Dresden-Rossendorf, Institut für Strahlenphysik, Dresden
2
OncoRay-National Center for Radiation Research in Oncology, Dresden
3
Ion Beam Applications SA, Louvain-la-Neuve, Belgien
4
Université Catholique de Louvain, iMagX Project, Louvain-la-Neuve, Belgien
5
Medizinische Fakultät und Universitätsklinikum Carl Gustav Carus Dresden, Technische Universität Dresden, Klinik für
Strahlentherapie und Radioonkologie, Dresden
6
Deutsches Konsortium für Translationale Krebsforschung (DKTK), Dresden und Deutsches Krebsforschungszentrum
(DKFZ) Heidelberg, Dresden
7
Helmholtz-Zentrum Dresden - Rossendorf, Institut für Radioonkologie, Dresden
Fragestellungen: In der Radioonkologie gewinnt die Bestrahlung mit Protonen zunehmend an Bedeutung. Um die vorteilhaften strahlenphysikalischen Eigenschaften jedoch voll ausschöpfen zu können, ist eine Verifizierung der Protonenreichweite notwendig. Hierfür gibt es verschiedene Ansätze, wobei das Prompt Gamma Imaging (PGI) eine vielversprechende Methode ist. Eine Schlitzkamera, welche eine mögliche technische Realisierung für das PGI darstellt, ermöglicht
die tiefenaufgelöste Messung von protoneninduzierten Prompt-Gamma-Emissionen und erlaubt Aussagen über die tatsächliche Reichweite der applizierten Protonen. An der Universitätsprotonentherapie Dresden (UPTD) wird in naher Zukunft eine klinische Studie zur Nutzung einer solchen Schlitzkamera im Patientenbetrieb beginnen. Hierfür erfolgen gegenwärtig die Vorbereitung der klinischen Implementierung sowie die systematische Charakterisierung des Kamerasystems.
Material und Methoden: Die von der Firma IBA entwickelte Schlitzkamera [1,2] wird derzeit für den klinischen Einsatz im
Pencil-Beam-Scanning Modus an der UPTD vorbereitet. Dies beinhaltet die umfangreiche Charakterisierungen und Vorbereitung der Soft- und Hardware, die Energiekalibrierung, die Qualitätssicherung und die Erprobung am Phantom. Für
die Energiekalibrierung wurden definierte protoneninduzierbare Kernreaktionen an verschiedenen Targets untersucht und
eine geeignete Analysesoftware für die automatisierte Auswertung der gemessenen Spektren und die Erstellung der
Kalibrierparameter entwickelt. Der gesamte Workflow einer Bestrahlung wurde an einem Kopfphantom mit einem realistischem Bestrahlungsplan (2 Gy, 2 Bestrahlungsfelder) getestet, vgl. Abb. 1. Hierbei wurde jeder Arbeitsschritt, von der
Messung der Gamma-Emission während der Bestrahlung über die automatisierte Zuordnung der gemessenen Gammaprofile zu den einzelnen Bestrahlungsspots bis hin zur Auswertung der Messdaten vollzogen. Des Weiteren wurden erste
Experimente durchgeführt, um einen möglichen Einsatz der Schlitzkamera auch im Double-Scattering Modus zu überprüfen. Hierfür wurde der Einfluss verschiedener Bestrahlungsparameter, wie beispielsweise Reichweite, Modulation, Apertur, patientenspezifischer Reichweitekompensator, etc. systematisch untersucht.
Ergebnisse: Die Energiekalibrierung des Kamerasystems erfolgt mit Hilfe protoneninduzierter Referenzsignale am Aluminium- und Wassertarget [2,3]. Es konnte gezeigt werden, dass die Energiekalibrierung über einen Zeitraum von mehreren Wochen stabil ist. Im Workflowtest bei der Pencil-Beam-Bestrahlung des Kopfphantoms konnten künstlich erzeugte
Reichweiteabweichungen von 5 mm nachgewiesen werden. Die notwendige Software wurde systematisch erweitert und
angepasst, um einen weitestgehend automatisierten Betrieb bei der klinischen Anwendung der Schlitzkamera und der
anschließenden Datenauswertung zu gewährleisten. Systematische Untersuchungen zum Einsatz der Kamera im Double-Scattering Modus zeigen trotz geringem Signal-Untergrund-Verhältnis eine deutliche Abbildung der distalen Kante im
Prompt-Gamma-Profil, so dass eine klinische Anwendung für diesen Bestrahlungsmodus möglich erscheint.
Zusammenfassung: Die vorgestellte Prompt-Gamma-Schlitzkamera konnte für die geplante klinische Anwendung erfolgreich charakterisiert und getestet werden. Wichtige Aspekte für die spätere Anwendung am Patienten wie die Kamerakalibrierung im Rahmen der klinischen Qualitätssicherung sowie die Ausrichtung und Installation der Kamera an der Bestrahlungsanlage selbst wurden erarbeitet und optimiert. Die Steuer- und Auswertesoftware wurde für den klinischen
Routineeinsatz weiterentwickelt. Die Analyse der durchgeführten Kalibriermessungen unterstreicht die Robustheit der
Methodik und des entwickelten Kamerasystems. Erste Anwendungen im Double-Scattering Modus liefern
tiefendosisabhängige Prompt-Gamma-Profile und weisen auf die zusätzliche Anwendbarkeit der Kamera in diesem Bestrahlungsmodus hin. Eine klinische Studie für die Nutzung der Prompt-Gamma-Schlitzkamera im Patientenbetrieb wurde
initiiert und wird in Kürze beginnen.
286
Abb.1: Klinischer Protonen-Bestrahlungsplatz an der UPTD. Workflowtest der Schlitzkamera mit einem Kopfphantom.
Literatur
[1]
Smeets, J. et al.: Prompt gamma imaging with a slit camera for real-time range control in proton therapy. Phys.
Med. Biol. 57(11), 2012.
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2014.
[3]
Priegnitz, M. et al.: Measurement of prompt gamma profiles in inhomogeneous targets with a slit camera. Phys.
Med. Biol., 2015, submitted.
287
125 Determination of the photon hit position in the monolithic absorber of a Compton camera
1
1
1,2
3
4
4,5
6
1,7
P. Thirolf , T. Marinsek , S. Aldawood , M. Böhmer , J. Bortfeldt , I. Castelhano , R. Gernhäuser , H. van der Kolff ,
1
1
6
7
1
C. Lang , S. Liprandi , L. Maier , D.R. Schaart , K. Parodi
1
LMU München, Fak. f. Physik/Medizinische Physik, Garching
2
King Saud University, Riyadh (Saudi Arabia)
3
TU München, Elektronik, Garching
4
LMU München, Fak. f. Physik/Teilchenphysik, Garching, Portugal
5
University of Lisbon, Faculty of Science, Lisbon (Portugal), Portugal
6
TU München, Physik-Department E12, Garching
7
Delft University of Technology, Delft (Niederlande), Niederlande
Introduction: We are developing a Compton camera prototype for the position-sensitive dete
tted from proton- (or heavier-ion beam) induced nuclear reactions with organic materials. The detector system is envisaged to allow for ion beam range monitoring during hadron therapy. The Compton camera consists of a stacked array of
double-sided silicon strip detectors (DSSSD) as scatter/tracker component (enabling also a tracking of the Compton scattered electrons), while a monolithic LaBr3
-ray imaging requires
the detection of the interaction positions and deposited energies in both parts of the Compton camera. Here, specific effort is needed to derive the photon interaction position in the scintillation crystal.
Material and methods: In order to achieve the determination of the interaction position of a photon in a monolithic scintillation crystal (i.e. the entry point of the photons on the crystal front surface), we apply the “k-nearest neighbor (k-NN)
method” developed at TU Delft for positron annihilation photons [1]. This method requires the acquisition of a large reference data set of 2D light amplitude distributions, obtained from a 2D grid scan of the detector front surface with a highintensity, narrowly collimated  source. In our case, the Compton camera absorber consists of a LaBr3(Ce) scintillator
3
(50x50x30 mm ), read out by a 16x16 segmented multi-anode photomultiplier tube. The crystal was scanned with a grid
137
size of 0.5 mm, using a Cs  source (662 keV, 110 MBq), collimated to 1 mm diameter. The resulting reference library
.
6
4
consists of more than 5 10 entries, made up by the 2D light amplitude distributions from 10 irradiation positions, each
with at least 500 photopeak events. Fig. 1 shows a map of light amplitude distributions, resulting from a scan with a reduced grid size of 3 mm (16x16 irradiation positions), the stepwise movement of the irradiation position from the upper left
to the lower right crystal corner is clearly visible. The determination of an unknown interaction position requires the comparison of the resulting light distribution with the reference library, selecting a pre-defined number of k best matches.
Result: Fig. 2 shows the result of the kNN algorithm applied to an 0.5 mm 2D grid scan of the LaBr 3 detector (analyzed
for 50 photopeak events per irradiation position). The (x,y) coordinates of the k=2000 best light distribution matches have
been accumulated in a 2D plot, the resulting distribution has been smoothed. The maximum of this distribution is identified as the entrance position of the impinging photon on the detector front surface. The black cross marks the ‘true’ irradiation position, while the white cross indicates the calculated interaction position from the maximum of the kNNdistribution. The spatial resolution of this procedure can be estimated by calculating the Euclidean differences between
the calculated interaction coordinates and the corresponding irradiation coordinates. While aiming at a spatial resolution
of about 3 mm, the presented first, non-optimized result still differs by about a factor of 2.
However, this preliminary
result can be further improved by reducing the collimation diameter to, e.g., 0.5 mm. While the method so far has proven
to provide excellent spatial resolution in the energy range around 511 keV [1], we will investigate the energy dependence
60
of the algorithm by employing a Co source with up to 1.3 MeV photons. Also the characterization of the method using a
well-collimated high-energy photon beam of about 6 MeV (representing a typical energy for prompthadron therapy scenario) can be considered, e.g. at the High-Intensity Gamma Source (HIGS) at Duke University/US. For
the relevant high photon energies an improved spatial resolution is expected due to photon absorption dominated by the
well-localized pair creation process.
Summary: We derive position information on the interaction position of 662 keV photons on the front surface of a mono3
lithic LaBr3 scintillation crystal (50x50x30 mm ), using the k-nearest neighbor algorithm. Extracting this spatial information
is a mandatory prerequisite for the image reconstruction procedure when using the scintillator as absorber component of
a Compton camera, designed for prompt- imaging aiming at range verification of proton (or ion) beams in hadron therapy. We successfully applied the algorithm to a large reference data set obtained from a collimated 2D scan of the detector. The preliminary results are encouraging, yet leaving room for optimization of the parameters (e.g. number k of best
matches, number of photopeak events per irradiation position) and grid scan conditions (e.g. collimation diameter and
length, grid step size).
288
Fig.1: 2D map of light amplitude distributions from a scan of the LaBr3 crystal with a 1mm-collimated
(16x16 pixel).
137
Cs irradiation grid size of 3 mm
Fig. 2: Resulting distribution of k=2000 coordinates of best matching reference library entries from an source and an irradiation with a
137
collimated (1 mm) Cs source (50 photopeak events per irradiation position), after applying the kNN algorithm [1]. The black cross
marks the ‘true’ irradfiation position, while the whitecross indicates the calculated interaction position from the maximum of the kNNdistribution.
Acknowledgement: This work was supported by the DFG Cluster of Excellence Munich-Centre for Advanced Photonics
(MAP).
References
[1]
van Dam, H.T., IEEE TNS 58(5) (2011), S. 2139-2147.
289
126 A fast analytical approach for prompt gamma and PET predictions in a TPS for proton
range verification
1
1
1
2
1
1
K. Kroeniger , M.L. Herzog , G. Landry , E. Traneus , G. Dedes , K. Parodi
1
Ludwig-Maximilians-Universität München, Medizinische Physik, Garching
2
RaySearch Laboratories AB, Stockholm, Sweden , Stockholm, Schweden
Introduction: Prompt-gamma detection and Positron-Emission-Tomography (PET) imaging are the two main candidate
techniques for in-vivo range verification in proton therapy. The envisioned clinical workflow for the case of prompt-gamma
and the current clinical practice for PET rely on the calculation of the corresponding depth profiles by means of full Monte
Carlo (MC) simulation. Those predictions are then compared to measurements to provide surrogate information about the
proton range. The proposed tool is a fast analytical algorithm for the calculation of prompt-gamma or positron emission
profiles, of comparable accuracy to a full MC simulation, using convolution of the dose with filter functions [1]. We present
a feasibility study for the case of prompt-gamma and we implement the already proven algorithm for 3D prediction of positron emitter distributions [2] in the RayStation treatment planning system (TPS), opening the perspectives of a wide clinical deployment.
Material and methods: The prediction of the desired observable is based on the convolution of filter functions with the
depth dose profile. For both prompt-gammas and positron emitters, the results of Monte Carlo simulations (MC) are compared with those of the analytical tool. For prompt-gamma emission from inelastic proton-induced reactions, homogeneous and inhomogeneous phantoms alongside with patient data are used as irradiation targets of mono-energetic proton
pencil beams. The accuracy of the tool is assessed in terms of the shape of the analytically calculated depth profiles and
their absolute yields, compared to MC. For the positron emitters, the method is implemented in a research RayStation
TPS and compared to MC predictions. Digital phantoms and patient data are used and positron emitter spatial density
distributions are analyzed.
Result: We calculated prompt-gamma profiles for a series of homogeneous phantoms and patient CT scans of the pelvic
region. Unique filters established in a reference material containing the most relevant tissue elements (H, C, N, O, Ca, F,
P) were calculated independent of the proton beam energy. Resulting profiles for different materials and proton energies
varying from 75 MeV to 220 MeV were found to be accurate within 3% in yields and sub-millimeter in range, in comparison to MC simulations. A large acceleration factor (>300) was achieved with respect to MC. The tool was also tested for
more challenging inhomogeneous targets (Fig.1). By implementing the same algorithm in a research version of
RayStation TPS, we can calculate positron emitter spatial distributions directly (Fig.2). Comparing the difference of the
proton ranges calculated from the positron emitters with respect to the range defined from the dose, for both MC and the
TPS, a consistency in the order of 1 – 2 mm is observed. Therefore, deviations of that order of magnitude, originating
either from uncertainties of TPS or anatomical changes, can be spotted based on fast predictions available already in the
treatment planning phase, without the need of complex full MC simulations.
Summary: The proposed analytical method predicts prompt-gamma and positron emitter profiles which generally agree
well with the distributions obtained by a full MC. The implementation of the tool in a TPS shows that reliable profiles can
be obtained directly from the dose calculated by the TPS, without the need of full MC simulation.
Fig.1: Comparison between filtered and MC prompt-gamma profile for an inhomogeneous phantom
290
Fig.2:
11
C spatial distribution from
12
C, as calculated in RayStation by applying the related filter function on the TPS dose
References
[1]
Parodi, K., Bortfeld, T.: A filtering approach based on Gaussian-powerlaw convolutions for
local PET verification of proton radiotherapy. Phys Med Biol. 2006 Apr 21;51(8):1991-2009
[2]
Frey, K., Bauer, J., Unholtz, D.,Kurz, C., Krämer, M., Bortfeld, T.,Parodi, K.: TPS(PET)-A TPS- based approach
for in vivo dose verification with PET in proton therapy. .Phys Med Biol. 2014
Jan 6;59(1):1-21
291
127 Ionoacoustics – Optimizing data analysis and experimental setup towards application at
clinical energies
1
1
1
1
1
1
2
1
S. Lehrack , W. Assmann , A. Maaß , G. Dedes , S. Reinhardt , P. Thirolf , G. Dollinger , K. Parodi
1
LMU München Fakultät für Physik, Lehrstuhl medizinische Physik, Garching
2
Universität der Bundeswehr, Institute for Applied Physics and Instrumentation, München
Introduction: The local temperature increase induced by ion energy deposition in tissue creates a measurable
“ionoacoustic” ultrasound signal, in particular at the dose maximum (Bragg peak)[1, 2]. This signal may be used for range
verification in ion beam therapy, which is still an important issue for this radiation modality. This idea has recently been
revisited by several groups in simulations, and by our group in proof-of-principle experiments with 20 MeV proton beams
[3]. This work aims at optimizing data analysis and experimental setup towards application at therapeutic energies.
Material and methods: The experimental ionoacoustic data from 20 MeV protons stopping in a water phantom were
reanalyzed by an improved method to enhance the signal-to-noise-ratio and, hence, the position resolution. In preparation
of ionoacoustic experiments under clinically more relevant conditions, we extended our simulations to initial beam energies of 120-230 MeV. The propagation of ultrasound waves was simulated by the MATLAB toolbox k-Wave using Geant4
to generate the input energy deposition pattern based on typical beam parameters of advanced clinical installations.
Result: By applying the new integration method to the ionoacoustic data measured for 20 MeV proton beams, we improved the accuracy of the Bragg peak position determination by a factor of 2, yielding now ± 50 μm agreement with
Geant4 simulations, and ± 20 μm reproducibility. The simulations clearly demonstrate a shift of the signal frequency range
from a few MHz at 20 MeV to about 100 kHz at proton beam energies above 120 MeV. Simulations using pulse profiles
and intensities which can be expected from new synchro-cyclotrons suggest that an ionoacoustic signal could be measured with frequency matched hydrophones.
Summary: The setup used in our proof-of-principle experiments has shown ionoacoustics to be a promising simple
method for Bragg peak position measurements. In this work we propose a novel analysis method which improves the
Bragg peak position determination accuracy up to a factor of 2 with respect to [3]. Following the optimization of the experimental setup based on our recent simulations, we are planning to perform experiments at energies of clinical relevance
to test the ionoacoustic method for its potential for in-situ range verification and the possibility to combine it with ultrasound imaging of the tumor region.
Acknowledgement: This work is supported by the DFG Cluster of Excellence MAP (Munich-Centre for Advanced Photonics).
References
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media, Nucl. Instr. and Meth. 161, 203 (1979)
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radiation beam, Rad. Oncol. Investigations 3, 42 (1995)
[3]
W. Assmann et al., Ionoacoustic characterization of the proton Bragg peak with submillimeter
accuracy, Med. Phys. 42, 567 (2015)
292
Session 27 – Bestrahlungsplan II: biologische Bestrahlungsplanung
Chairs: L. Lüdemann (Essen), U. Wolf (Leipzig)
127a Einführungsvortrag – Biologische Bestrahlungsplanung
1
L. Lüdemann
1
Universitätsklinikum Essen, Klinik für Strahlentherapie, Medizinische Physik, Essen
Linear-quadratisches-(LQ)-Modell: Verschiedene Modelle wurden entwickelt, von denen das linear-quadratischeModell das populärste ist, um die Strahlenempfindlichkeit des Gewebes bzgl. der Fraktionierung zu beschreiben. Das LQModell ist eine mathematische Anpassung an Zellüberlebenskurven physikalische Effekte einschließend. Vereinfacht
betrachtet beschreibt der lineare Term α die letale Komponente der Zellschädigung (nicht mehr reparierbare DNSDoppelstrangbrüche). Der quadratische Term β beschreibt nichtletale Zellschädigungen, vereinfacht betrachtet DNSEinzelstrangbrüche. Unter der Annahme einer vollständigen Reparatur zwischen zwei Fraktionen kann die Überlebensfraktion (SF) nach einer fraktionierten Bestrahlung mit dem LQ-Modell vorhergesagt werden:
wobei α der Parameter für die linear Komponente und β der Parameter für den quadratischen Term ist. D ist die Gesamtdosis und d die Fraktionsdosis. Andererseits besteht die Notwendigkeit Bestrahlungspläne desselben Patienten mit
unterschiedlichen Fraktionierungsschemata miteinander zu vergleichen. Eine Umwandlung der effektiven Dosis von einem Schema zu einem anderen wird benötigt. Diese Konversion basiert auf der Fraktionierungsempfindlichkeit, die mit
dem Quotienten α/β beschrieben wird. Basierend auf dem LQ-Model erfolgt die Konversion wie folgt:
Wobei d die physikalische Fraktionsdosis und D die Gesamtdosis ist. D ref ist die auf ein Referenzfraktionierungsschema
normalisierte Gesamtdosis unter Berücksichtigung der Fraktionierungssensibilität. d ref ist die Referenzfraktionsdosis, üblicherweise 2Gy:
Generalized Equivalent Uniform Dose (gEUD): Dosisverteilungen sind in der Strahlentherapie im Allgemeinen nicht
homogen, insbesondere nicht in der intensitätsmodulierten Strahlentherapie (IMRT). Es stellt sich daher die Frage, wie
sich die wie sich die gesamte Dosisverteilung eines spezifischen Bestrahlungsplanes auswirkt, mit anderen Worten: Was
ist die äquivalente homogene Dosis (EUD) der Struktur? Die EUD wurde als biologisch äquivalente Dosis eingeführt, die
angibt welche homogene Dosis zu demselben Zellüberleben wie die inhomogene Dosisverteilung führen würde. Die
EUD war zunächst nur für das Bestrahlungsziel definiert worden [1]. Das Konzept war jedoch auf das Normalgewebe als
verallgemeinerte EUD (gEUD) erweitert worden [2-3]:
Wobei di die Dosis im Voxel i ist und N die Gesamtzahl aller Voxel. a ist ein Volumenparameter, der den Einfluss der
Dosisinhomogenität beschreibt. Für Zielstrukturen ist a<0 und für Normalgewebe ist a>0. Wenn a sich -∞ nähert, die
gEUD nimmt den Wert der minimalen Voxeldosis an, was bedeutet, dass die niedrigste Dosis in der Zielstruktur dominiert. Wenn a sich +∞ nähert, die gEUD nimmt den Wert der maximalen Voxeldosis an, was bedeutet, das höchste Dosis
im Normalgewebe dominiert. Bei a=1 ist die gEUD das arithmetische Mittel. Die gEUD wird häufig auf 2Gy Fraktionsdosis
normalisiert (gEUD2) [4], was vor oder nach Berechnung der gEUD durchgeführt werden kann.
Tumor Control Probability (TCP): Die TCP ist ein üblicher Ansatz, um die lokale Tumorkontrolle zu einem definierten
Zeitpunkt vorherzusagen. Die Form der TCP-Kurve folgt der kumulativen Funktion einer Normalverteilung. Bei dem logistischen TCP-Modell handelt es sich um ein phänomenologisches Modell [5] mit folgender Gleichung:
293
Wobei D50 die Dosis ist, bei der bei einer Fraktionsdosis von 2Gy 50% Tumorkontrolle erreicht wird. γ ist der Steigungsparameter der TCP-Function bei D50.
Das Poisson-TCP-Model basiert auf der Poissonstatistik und beschreibt die Wahrscheinlichkeit, das keine klonogene
Zelle überlebt [6]. Unter der Annahme von N klonogenen Zellen und einer Überlebensfraktion SF der klonogenen Zellen
bei einer Dosis D ist SFD, wird die Poisson-TCP-Funktion wie folgt beschrieben:
Wenn die Fraktionierungsempfindlichkeit aus dem linear-quadratischen Modell, SF=exp(−αD−βDd), eingesetzt wird, so
erhält man:
Ein üblicher Parameter beim Poisson-TCP-Modell ist die Überlebensfraktion nach einer Einzeitbestrahlung mit 2Gy, SF 2.
Wenn die physikalische Dosis in 2Gy Fraktionen konvertiert wird, d.h. EQD 2 oder gEUD2, dann kann das Poisson-TCPModel durch SF2 und EQD2 oder gEUD2 beschrieben werden:
oder
Die zweite Formel kann auf jeden Voxel separat angewendet werden. Das voxelweise Poisson-TCP-Modell unter der
Annahme, dass jede überlebende klonogene Zelle den Tumor neu besiedeln kann, wie folgt beschrieben [6]:
Wobei Ni die initiale Anzahl klonogener Zellen im Voxel i, EQD2,i die EQD2 im Voxel i und n die Gesamtanzahl aller Voxel
ist. Eine homogen Dichte klonogener Zellen wird angenommen, N i=N/n.
Normal Tissue Complication Probability (NTCP): Die NTCP beschreibt vergleichbar zur TCP für ein Organ mit Normalgewebe die Wahrscheinlichkeit des Auftretens einer spezifischen Komplikation. Die NTCP-Kurve weist wie die TCPKurve einen sigmoiden Kurvenverlauf auf. Das logistische NTCP-Modell ist wie das logistische TCP-Modell rein phänomenologisch:
Wobei die D50 die Dosis ist, bei der bei einer Fraktionsdosis von 2Gy zu 50% Komplikationen auftreten und ɣ der Steigungsparameter der NTCP-Kurve bei D50. Das zweite NTCP-Modell wird nach ihren drei Autoren [7-8], J.T. Lyman, G.J.
Kutcherand C. Burman, LKB-Modell genannt:
, wobei
D50 ist wieder die Dosis, bei der bei einer Fraktionsdosis von 2Gy zu 50% Komplikationen auftreten und m der Steigungsparameter der NTCP-Kurve bei D50. Kompliziertere Modelle berücksichtigen die serielle bzw. parallele Gewebearchitektur.
294
Literatur
[1]
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103-110 (1997)
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1100 (1999).
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curves," Int. J. Radiat. Biol. 71, 531-542 (1997)
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cells," Br.J.Radiol.34, 246-251 (1961).
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irradiation: the effective volume method," Int. J. Radiat. Oncol., Biol., Phys.16, 1623-1630 (1989).
[8]
J. T. Lyman, "Complication probability as assessed from dose-volume histograms," Radiat. Res.8, S13-19 (1985).
295
128 Biologisch-geführte Optimierung von IMRT-Bestrahlungsplänen: Untersuchung der
Robustheit am Beispiel Prostata und Vergleich mit Tomotherapie
1
1
1
1
1
P. Mehta , M. Jäckel , A. Raabe , R. Schwarz , E. Gargioni
1
Universitätsklinikum Hamburg-Eppendorf, Strahlentherapie, Hamburg
Fragestellungen: Das Ziel einer Strahlentherapie ist es, der Tumorregion eine hohe, homogene Dosis zuzuführen und
gleichzeitig das umliegende gesunde Gewebe zu schonen. Dies wird über eine lokalisierte und präzise Anwendung ionisierender Strahlung gewährleistet, die Schäden an der DNA der Gewebszellen verursacht und zur Inaktivierung bzw.
Abtötung klonogener Tumorzellen führt. Zur Beschreibung der Wirkung als Funktion der verabreichten Dosis werden
verschiedene strahlenbiologische Modelle verwendet, die es mitunter ermöglichen, die Tumorkontrollwahrscheinlichkeit
(„tumor control probability“, TCP) und die Komplikationswahrscheinlichkeit des Normalgewebes („normal tissue
complication probability“, NTCP) zu bestimmen. Die Berücksichtigung der TCP und der NTCP während der Optimierung
eines Bestrahlungsplans könnte in der Zukunft dazu beitragen, das Dosiskonzept und Fraktionierungsschema individuell
für jeden Patienten anzupassen. Die Ergebnisse werden allerdings von der Wahl des verwendeten mathematischen Modells und vor allem von der Güte der Parameter, welche das Modell beschreiben, beeinflusst. Die Überprüfung der Gültigkeit dieser Modelle ist eine wesentliche Voraussetzung für ihre Verwendung in der biologischen Bestrahlungsplanung.
Ziel dieser Arbeit ist es, die Verlässlichkeit und Robustheit der Modelle abzuschätzen mit dem Ziel, eine strahlenbiologisch basierte Optimierung der Bestrahlungsplanung für den Fall des Prostatakarzinoms zu ermöglichen.
Material und Methoden: In dieser Arbeit wurden biologisch-optimierte (BO) IMRT-Pläne (mit sieben oder elf Feldern) für
16 Prostatakarzinompatienten erstellt. Die Gesamtdosis im Zielvolumen betrug 72 Gy im PTV mit einem simultan integrierten Boost von bis zu 76 Gy im GTV. Die biologische Optimierung der Pläne wurde mit dem BestrahlungsplanungsTM
system Eclipse (Firma Varian, Version 11.0) durchgeführt. In Eclipse sind unter anderem das TCP-Poisson-LQ-Modell
und das NTCP-Lyman-Kutcher-Burman-Modell implementiert. Im NTCP-Modell sind die Parameter D50 (Dosis mit 50%
Wahrscheinlichkeit der betrachteten Nebenwirkung), m (Steigung der Dosis-Wirkungs-Kurve) und n (Volumeneffektparameter) von Bedeutung.
Für die Optimierung der Pläne in dieser Studie wurde die NTCP für das Rektum und die Blase (Endpunkte: Spätnebenwirkungen des 2. Grades im Rektum und des 3. Grades in der Blase) minimiert. Es war außerdem notwendig, Hilfsstrukturen für das Rektum zu erstellen, um die Empfehlungen der QUANTEC-Studie [1] für die Dosis-Volumen-Histogramme
zu erfüllen (siehe Abb. 1).
Das Lyman-Kutcher-Burman NTCP-Modell für das Rektum und die Blase wurde bereits auf Variationen der Modellparameter in einem Bereich von ±20 % für eine Dosisverschreibung von 72 Gy in 40 Fraktionen analysiert [2], sodass hier nur
vier Sätze Modellparameter berücksichtigt worden sind, um weitere Untersuchungen bezüglich der Robustheit der BOPläne durchzuführen (siehe Tab.1). Die resultierenden Pläne wurden dann mit den Tomotherapie-Plänen der entsprechenden Patienten verglichen.
Zusammenfassung: Diese Arbeit zeigt, dass die biologisch-geführte Optimierung der Bestrahlungspläne für das Prostatakarzinom unter Anwendung des Lyman-Kutcher-Burman NTCP-Modells robust gegenüber Änderungen der Modellparameter ist. Die BO-Pläne für eine Gesamtdosis von 72 Gy im PTV mit einem simultan integrierten Boost von bis zu
76 Gy im GTV sind sowohl bezüglich der Zielvolumenabdeckung als auch der Belastung der Risikoorgane mit den
Tomotherapie-Plänen vergleichbar, sodass eine Anwendung des NTCP-Modells zur Schonung von Rektum und Blase
vertretbar ist.
Ergebnisse: Abbildung 2 zeigt die Dosis-Volumen-Histogramme der biologisch optimierten 7-Felder- bzw. 11-FelderPläne und der Tomotherapie-Pläne für drei Patienten. Die Dosisbelastung von Rektum und Blase im Bereich 50-75 Gy
ändert sich kaum zwischen den unterschiedlichen BO-Plänen, trotz Änderung der Optimierungsparameter. Außerdem ist
die erreichte Dosisbelastung im Rektum und in der Blase durch Minimierung der NTCP niedriger als in den
Tomotherapie-Plänen, was allerdings auf Kosten einer etwas inhomogeneren Zielvolumenabdeckung verläuft.
296
Abb.1: Darstellung der in dieser Arbeit verwendeten Optimierungsvorgaben für Rektum, Blase und Zielvolumen.
Organ
Parameter
Wert
Rektum
M
0,13
N
D50
0,09
7690 cGy
0,22
M
Blase
N
D50
0,29
8180 cGy
M
0,11
N
D50
0,13
6200 cGy
0,02
M
N
D50
Autor
Mikalski et
al. [3]
Rancati et
al. [4]
Dale et al.
[5]
Cheung et
al. [6]
0,01
7760 cGy
Tab.1: In dieser Studie verwendete Parameter für das Lyman-Kutcher-Burman NTCP-Modell für Rektum und Blase.
297
Abb.2: Dosis-Volumen-Histogramme für drei Prostata-Karzinompatienten. Offene Symbole: BO-IMRT-Pläne. Gefüllte Symbole:
Tomotherapie-Pläne. Die gezeigten Kurven stellen das GTV (pinkfarben), das PTV (rot), das Rektum (violett) und die Blase (dunkelgelb) dar. Dosisverschreibung: 72 Gy im PTV mit simultan integriertem Boost im GTV von bis zu 76 Gy.
298
Literatur
[1]
S. M. Bentzen, et al. (2010), Int. J. Radiat. Oncology Biol. Phys. 76: S3-S9.
[2]
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rd
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J.M. Michalski, et al. (2010), Int. J. Radiat. Oncology Biol. Phys. 76: S123-S129.
[4]
T. Rancati, et al. (2004), Radiother. Oncology 73: 21-32.
[5]
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[6]
Cheung, M. Rex, et al. (2007) Int. J. Radiat. Oncology Biol. Phys. 67: 1059-1065.
299
129 4D Dose calculation in Pinnacle³
1,2
1
1,2
1,2
1,2,3
T. Brandt , I. Yohannes , H. Prasetio , J. Wölfelschneider , C. Bert
1
Universitätsklinikum Erlangen, Strahlenklinik, Erlangen
2
Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg, Erlangen
3
Introduction: Avoiding the negative effects of organ and patient motion during radiotherapy is very important especially
for today’s precise treatment modalities. Several different techniques are used to avoid or compensate tumor motion. A
recent option is tumor tracking for which the shaped beam follows the tumor.
For all techniques for which the tumor is actually moving while the beam is on, 4D dose calculation is needed to correctly
calculate the dose delivered to the clinical target volume (CTV) and organs at risk (OAR). It is, however, not widely available in current treatment planning systems (TPS).
Hence, a plugin for the Pinnacle³ TPS (Philips Healthcare, Eindhoven, Netherlands) is developed that allows calculation
of planned dose based on 4D computed tomography (CT) datasets. The functionality is verified by dose measurements
using a moving detector array.
Material and methods: For each radiation field, the total monitor units (MU) were distributed among the phases of the
4DCT using a motion signal for example provided by an image guidance system. The dose for each phase was then calculated independently. To calculate total dose, the doses of all 4DCT phases were warped to one reference phase using
B-spline deformable image registration (DIR) prior to summing them up.
For phantom measurements, the ArcCheck detector array (Sun Nuclear, Melbourne, USA) was used in combination with
a 2-axis motion table prototype (see abstract by Vasiliniuc et al. in this volume) providing a horizontally moving platform
for the phantom as well as a vertically moving axis representing the chest wall motion of a breathing patient. Additionally,
a 0.3cm³ ionization-chamber (M23332, PTW, Freiburg, Germany) was inserted into the center of the phantom. Moreover,
for beams with 0° gantry angle, two EDR2 films (Carestream Health, Rochester, NY USA) were placed below the phan4
tom, one was moving with the horizontal platform and one was static. For dynamic measurements a sin breathing motion
was programmed into the motion table and a 4DCT of the moving phantom was acquired with the respiratory sensor attached to the vertical motion axis.
Infrared (IR) markers were attached to the vertically moving axis and tracked during irradiation using the ExacTrac image
guidance system (Brainlab, Feldkirchen, Germany) to represent a motion signal correlated to the signal used during
4DCT acquisition. Beam-on-times were acquired and correlated to the IR-marker signal using a Geiger-Counter (GM-10,
Black Cat Systems, Westminster, USA).
Results: First results were acquired using a static setup and field sizes of 3x3, 5x5, 7x7 and 9.8x9.8cm². 500MU were
irradiated onto the phantom-setup for gantry angles of 0°, 65°, 115°, 245° and 295°. Comparison of the measured ionization-chamber values with calculated values shows good agreement with maximum deviations of 1%. Films for the 0°
measurements were analyzed with 2D gamma evaluation using the OmniPro I’mrt software (IBA dosimetry,
Schwarzenbruck, Germany). Applying a gamma-criterion of 3%/3mm pass rates of over 99% were observed for field sizes 3x3 and 5x5 while pass rates for the 7x7 and 9.8x9.8 fields were 97.4% and 98.2%, respectively.
4
A sin -motion curve with a period of 4s and horizontal amplitude of 30mm peak to peak was used for first dynamic measurements. Only ionization chamber measurements have been evaluated until now. Reconstructed to measured dose difference ranges from -1.3% to 1.6% for the field sizes of 7x7cm² and 9.8x9.8cm² where the chamber volume stays in the
high and homogeneous dose region. The two smaller field sizes, which were about the same size as the motion amplitude, show bigger deviations of -5.5% and -12.5%.
Summary: A software framework to calculate 4D dose distributions within the Pinnacle³ planning system has been implemented. It uses an arbitrary motion signal to correlate beam-on-times to the motion-phases of a 4DCT. First dynamic
measurements show improvements of calculated dose compared to static 3D calculations (s. Tab. 1). However, point
doses are not very accurate for small field sizes when the ionization-chamber enters high dose gradients. Evaluation of
films is currently ongoing and will provide more detailed results.
300
3x3 cm² 1 Field
5x5 cm² 1 Field
7x7 cm² 1 Field
9.8x9.8 cm² 1 Field
3x3 cm² 4 Fields
5x5 cm² 4 Fields
7x7 cm² 4 Fields
9.8x9.8 cm² 4 Fields
Static
measured (Gy)
2.839
3.074
3.245
3.444
Static
calculated (Gy)
2.835
3.074
3.233
3.428
Dynamic measured (Gy)
1.802
2.563
3.097
3.439
Dynamic calculated (Gy)
2.060
2.711
3.132
3.395
11.331
12.281
12.986
13.803
11.291
12.248
12.883
13.668
7.189
10.112
12.407
13.832
8.159
10.940
12.566
13.610
Tab. 1: Measured and calculated doses for the static setup as well as for the moving phantom.
Beams with 0° gantry angle were irradiated and evaluated separately.
301
130 Effects of geometrical uncertainties on dose distribution parameters in whole breast
radiotherapy – robustness assessment of hybrid intensity modulated radiotherapy plans
1,2
1
1
1,3
L. Nielinger , G. Schabl , R. Hepp , R. Galalae
1
Evangelische Kliniken Gelsenkirchen, Klinik für Radioonkologie und Strahlentherapie, Gelsenkirchen
2
Hochschule Hamm-Lippstadt, Hamm
3
Christian-Albrechts-Universität zu Kiel, Medizinische Fakultät, Kiel
Introduction: Breast cancer continues to be the most common cancer amongst women worldwide[1]. For early breast
cancer, the standard treatment consists of breast conserving surgery and adjuvant radiotherapy of the whole breast[2].
Intensity-modulation of the beams provides a useful tool to achieve a more homogenous dose distribution across the
whole breast, and in fact, intensity-modulated radiotherapy (IMRT) has shown in this indication to significantly reduce
acute and late toxicity in randomized trials[3-5]. More interestingly, IMRT seems to reduce the out-of-field doses, especially in comparison with wedged tangential fields[6]. On the other hand, full IMRT plans are more sensitive to setup errors[7].
Robustness in radiotherapy is usually defined as the sensitivity of the plan to the uncertainties involved in the treatment
process and is widely used in the evaluation of particle therapy plans [8,9].
Material and methods:
Plans selection
Radiotherapy plans of twenty consecutive patients treated after breast conserving surgery for early invasive or ductal insitu (DCIS) breast carcinoma (pTis-pT2 pN0) of the right side between April and November 2014 were retrospectively
analyzed.
Image acquisition
CT-simulation scans without contrast using 2 mm slices (Somatom Definition AS™, Siemens AG Healthcare Sector, Erlangen, Germany) were acquired for planning: All patients were scanned on a supine breast board with arms extended
above the head in specific supports (Kombiboard, Unger Medizintechnik, Mülheim-Kärlich, Germany).
Treatment planning and setup error simulation
Target volumes (CTV and PTV) and the ipsilateral lung were contoured using Pinnacle 9.6 (Philips Radiation Oncology
System, Fitchburg, WI, USA) according to the Danish breast cancer group (DBCG) atlas[10]. A CTV to PTV extension of
5 mm, but limited to 3 mm underneath the skin, was used. Our hybrid-technique consisted of two open non-divergent
tangential fields with 3 cm skin flashing for 70% of the dose. Then 2-4 IMRT fields with a total of 10-15 segments for the
remaining dose were added to achieve a homogenous dose distribution on the breast. The dose prescribed was 50 Gy in
25 fractions to the PTV-mean using 6 MV photons, according to the recommendations of the ICRU 83 report [11].
Setup errors were simulated by moving the beams isocenter by 5 mm in cranial, caudal, ventral, dorsal, medial and lateral
direction. Also a “worst case” scenario was simulated by shifting the isocenter 5 mm in caudal, ventral and lateral direction simultaneously. Dose distributions were then recalculated.
Dosimetric parameters and statistical analysis
To assess the robustness of our hybrid technique against positioning uncertainties, we compared the dose distribution of
the initial plan to the dose distribution after shifting the isocenter in all directions using standard defined parameters for
prescribing and reporting of IMRT plans (Level II and III) as recommended by the ICRU 83 report: Dose that covers 98%
of the volume (D98, near-minimum dose), dose that covers 2% of the volume (D2, near-maximum dose), dose that covers
50% of the volume (D50), homogeneity index (D2-D98/D50), coverage index (fraction of the target volume covered by the
95% isodose) and conformity index as defined by Paddick et al[12]. In addition, the volume of the ipsilateral lung receiving
at least 20 Gy (V20) was also recorded.
Comparison of parameter value changes was performed using a paired samples t-test, considering a p-value of ≤ 0.01 as
significant. Statistical analysis was performed using the JMP software package (SAS Institute Inc., Cary, NC, USA) and
Excel 2010 (Microsoft Corp., Redmond, WA, USA).
Results:
CTV to PTV extension
Using a 5 mm extension from PTV to CTV but limiting the PTV to 3 mm underneath the skin implied a volume increase of
38% (range 15-51%) in the targeted volume.
Original plans analysis
Table 1 shows the dose distribution parameters achieved in the original plans. The hybrid radiation technique provides
excellent results for the CTV and acceptable values for the PTV, taking in account that our PTV definition includes partially the build-up region underneath the skin.
Setup error simulation
302
Table 2 shows the recalculated dosimetric parameters after moving the isocenter 5 mm in every direction. The observed
changes were of small absolute magnitude, but in almost all cases statistically significant. As expected, the plans were
more sensitive to ventral and lateral displacements of the isocenter and this is more evident when analyzing changes in
D98 (i.e. “cold spots”). Nevertheless the coverage index was >0.95 in all cases. Also as expected dorsal and medial displacements of the isocenter were associated with the higher increases in V20 of the ipsilateral lung. Reciprocally, ventral
and lateral displacements of the isocenter reduced the lung exposure.
Worst case scenario
Shifting simultaneously the isocenter in the three directions in which we expected (and actually have) the major impact in
the dose distribution, showed a reasonably coverage index, but with more pronounced cold and hot spots and also a
broader dispersion of the values.
Conclusion:
The present findings suggest that H-IMRT, combined with adequate motion management, provides a good balance between high homogeneity and conformity and an adequate robustness for the treatment of breast cancer patients. If the
coverage index of a hybrid plan under worst case-scenario conditions is a reliable robustness indicator, should be prospectively investigated. Even with conservative CTV to PTV extensions, the planned volume increases substantially.
Therefore every effort to further reduce inter- and intrafractional positioning uncertainties[13], would imply a substantial
reduction in the volume needed to treat.
Dose parameter
PTV
CTV
homogeneity Index
0,18
0,09
conformity Index
0,83
0,75
Coverage Index
0,89
0,98
D98 Gy (%)
43 (83)
47, 3 (94,5)
D2 Gy (%)
51,9 (104)
52,1 (104,1)
Tab.1: Dose distribution parameters in the original plans
Isocenter displacement
Initial
Cranial
Caudal
Ventral
Dorsal
medial
lateral
worst case
homogeneity
0,09
0,1
0,1
0,13
0,1
0,09
0,12
0,19
conformity
0,75
0,75
0,73
0,78
0,68
0,70
0,78
0,75
Coverage Index
0,98
0,97
0,97
0,96
0,98
0,98
0,96
0,94
D98
94,5%
94,0%
94,3%
91,5%
95,0%
94,9%
92,9%
87,4%
D2
104,1%
104,4%
104,3%
105,0%
105,0%
104,5%
104,9%
107,3%
13%
12%
14%
10%
16%
16%
10%
8%
V20 ipsilateral lung
Tab.2: Recalculated dose distribution parameters after isocenter displacement
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304
131 Patient based treatment planning accuracy peptide receptor radionuclide therapy in a
physiologically based pharmacokinetic-using model
1,2
2
1,2
3
4
4
1,2
D. Hardiansyah , C. Maaß , A.A. Attarwala , P. Kletting , B. Müller , F.M. Mottaghy , G. Glatting
1
Heidelberg University, Department of Radiation Oncology, Mannheim
2
Heidelberg University, Medical Radiation Physics/Radiation Protection, Universitätsmedizin Mannheim, Medical Faculty
Mannheim, Mannheim
3
Universität Ulm, Klinik für Nuklearmedizin, Ulm
4
Aachen University, Klinik für Nuklearmedizin, Aachen
Introduction: An accurate treatment planning is needed in peptide-receptor radionuclide therapy (PRRT) for ensuring
tumor cell sterilization while sparing organ at risk toxicity. Treatment planning can either be cohort-based or patient based
[1]. Although the advantages of patient-based treatment planning have been shown [2], the improvement compared to
cohort treatment planning in PRRT has not yet been investigated. Since for treatment planning the accurate prediction of
the biodistribution is needed, a physiologically based pharmacokinetic (PBPK) model was used as a powerful method to
simulate and analyse individual biodistributions. Recently, a PBPK model for PRRT has been developed and tested [3].
The aim of this study was to investigate the accuracy of patient based treatment planning in PRRT using the developed
PBPK model [3].
Material and methods: The PBPK model parameters were fitted to the biokinetic data of 15 patients: serum and planar
gamma camera data after the injection of 111In-DTPAOC to derive the assumed true model parameters with simulation
and analysis modeling software II (SAAMII, University of Washington, Washington DC, USA) [4]. Four mathematical
phantom patients (MPP) were defined:
MPP 1 is the PBPK model with 15 sets of all assumed true model parameters (individual patient biokinetic data). MPP 1
was assumed to be the true MPP.
MPP 2 is the PBPK model with the model parameters fixed to the mean of the 15 patients.
MPP 3 is MPP 2 plus using additional individual patient data. Fifteen sets of assumed true model parameters were included: physical parameter (body weight, body surface area, age, gender), hematocrit, volume of the tumor, glomerular
filtration rate and flow to the tumor. Mean parameters of the population from MPP 2 were: receptor number in organs,
fraction of filtered peptide, which is directly excreted from the kidneys, and the degradation rate in organs.
MPP 4 is MPP 3 with one simulated positron emission tomography (PET) data set at t=60 min after injection to fit the
model parameters.
Therapy was simulated as an infusion of 3.3 GBq of 90Y-DOTATATE over 30 min for all MPPs. Time-integrated activity
coefficients TIACs of tumor and kidneys were calculated (Eq. 1) based on a total simulation duration of 14 d. The relative
differences RD (Eq. 2) of TIACs of MPP 2, MPP 3 and MPP 4 to MPP 1 were calculated and analyzed.
(1)
(2)
Results: The relative differences RD of MPP 2 and MPP 1 show that patient based treatment planning is needed as large
difference between patients occur: RDtumor = (625±1266) % and RDkidneys = (11±38) %. Addition of individual patient
data in MPP 3 lead to lower relative differences RD for the tumor: RDtumor = (-2±27) % and RDkidneys = (16±43) %.
Only the inclusion of PET simulation in MPP 4 showed a major improvement for the kidneys: RDtumor = (-2±22) % and
RDkidneys = (-0.1±0.5) %.
Summary: Accurate patient based treatment planning is important and needed in PRRT. The inclusion of a single PET
measurement together with the PBPK model significantly improved the simulated treatment planning accuracy.
Acknowledgments: Deni Hardiansyah is grateful for a scholarship by “Direktorat Jendral Pendidikan Tinggi” (Directorate
General of Higher Education, DIKTI) of Ministry for Research, Technology and Higher Education, Republic Indonesia.
305
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306
Session 28 – Adaptive und bildgeführte Strahlentherapie II
Chairs: C. Bert (Erlangen), J.J. Wilkens (München)
132 Clinical study to evaluate an optical surface imaging system to correct setup errors in
fractionated radiation therapy in different treatment locations
1
2
2
2
2
2
2
2
2
T. Moser , S. Stefanowicz , B. Rhein , D. Oetzel , S. Adeberg , D. Bernhardt , L. König , E. Meyerhof , R. Wolf ,
2
2
1
J. Debus , S. Rieken , C.P. Karger
1
DKFZ Heidelberg, Medizinische Physik in der Strahlentherapie (E040), Heidelberg
2
Universitätsklinikum Heidelberg, Radioonkologie, Heidelberg
Introduction: To reduce imaging dose in fractionated image guided radiation therapy, the ability of an optical surface
imaging system to detect setup errors was evaluated.
Material and methods: A clinical study was set up to investigate the setup correction accuracy of a 3D surface imaging
system (AlignRT, VisionRT, London, UK). The study includes the 4 tumour locations pelvis, upper abdomen, thorax and
breast. For each location, 20 patients are imaged at 10 fractions prior to treatment at an Elekta Versa HD linear accelerator (Elekta, Crawley, UK). For each patient, a reference image is generated from the surface structure delineated in the
planning CT, which is then imported via DICOM interface. Daily acquired images were registered with this reference image and the derived setup corrections were retrospectively compared with those from routinely performed kV cone beam
CTs (CBCT), which is considered as a gold standard. In this paper, the preliminary results from this ongoing study are
presented.
Result: Table 1 displays the difference between the setup corrections obtained with both methods in lateral (LAT), longitudinal (LNG) and vertical (VRT) direction. While the median deviations are within a few millimeters, some outliers
showed large deviations. Generally, the mean deviation as well as the spread was smallest in lateral and largest in vertical direction.
Summary: The system allows fast, simple and non-invasive determination of setup corrections. Although the median
deviations were rather small, outliers were observed, which have to be analyzed further. It is also expected that the deviations will depend on the treatment region. Finally, also the way the reference image is generated may be important.
Thorax (n=179)
LAT [mm]
LNG [mm]
VRT [mm]
Median
-0.5
2.2
-3.9
[-3.1,2.3]
[-7.2,6.6]
[-3.5,7.8]
[-11.5,15.5]
[-9.7,4.0]
[-24.0,13.9]
th
th
25 /75 percentile
th
th
5 /95 percentile
Tab.1: Difference of setup corrections from the optical system and kV-CBCT.
307
133 Utilizing a time-of-flight camera combined with a moveable virtual patient model to
monitor and verify patient position in radiotherapy
1
1
1,2
2,3
1,4
1
T. Wollmann , M. Stoll , E. Stoiber , J. Debus , R. Bendl , K. Giske
1
German Cancer Research Center (DKFZ), Division of Medical Physics in Radiation Oncology, Heidelberg
2
University Hospital Heidelberg, Division of Radiation Oncology, Heidelberg
3
German Cancer Research Center (DKFZ), Clinical Cooperation Unit, Heidelberg
4
Heilbronn University, Faculty of Medical Informatics, Heilbronn
Introduction: Accurate patient positioning is a prerequisite for highly conformal radiotherapy. The goal in every fraction is
to reproduce the planned patient position for an optimal irradiation which maximizes the dose in the target volume and
minimizes the dose in organs at risk. To verify the correct position, a control cone-beam CT is typically acquired in the
beginning of every fraction. The applied cumulative imaging dosage, while allowing to precisely adapt the plan to occurring anatomical changes, is a risk factor for secondary cancer as long-term consequence. Therefore it is essential to reduce the applied imaging dosage by minimizing the needed control CTs without compromising conformally planned target
coverage. Furthermore, during one fraction typically no monitoring of any position changes can be performed. Unintentional changes in patient posture requiring beam interruption may remain undetected. The purpose of this study was to
develop and test a prototype capable to utilize depth information of a time-of-flight (ToF) optical camera to parameterize a
bio-mechanical patient motion model for online patient posture prediction.
Material and methods: In our approach, a time-of-flight camera attached to the LINAC head is used to parameterize a
biomechanical patient posture model. The model simulates the patient's anatomical deformation between the posture
represented in the planning CT and the ToF-measured current posture during a fraction without the necessity to acquire a
control CT. We demonstrate our setup using highly deformable head and neck anatomy [1]. For initial patient positioning
verification, the LINAC gantry is utilized to acquire a radial image sequence of the patient. Camera shots from different
angles are preprocessed and combined to a single 3D model of the patient's surface. For monitoring during the irradiation
with a fixed gantry position a similar procedure with a reduced field of view can be performed. For retrieving corresponding displacements between the planning (target state) and the fraction (current set) surfaces (Fig. 1a), CSHOT as a local
shape and texture feature is calculated [2]. It uses signatures of normal histograms for shape description and color histogram signatures for texture description. The determined displacements (Fig. 1b) are propagated by a virtual biomechanical finite element based patient model to the internal organs and target volumes of the virtual patient representation. Due
to physical tissue parameterization the planning CT is deformed realistically to match the currently measured patient surface. The simulation pipeline was described and performed using the Medical Simulation Markup Language [3].
Result: The computation was done using a Intel Core i7-4710MQ CPU @ 2.5 GHz with 16 GB RAM. A single camera
shot including color and depth information took 0.24±0.03 s. Three shots were sufficient to reconstruct a full view of the
patient's surface. Postprocessing of the combined point cloud of the three shots took 0.03±0.01 s. The correspondence
search between the current set and the target state took 6.5±0.1 s. The finite element method simulation of the virtual
patient model was the most time demanding step in pipeline taking currently 227±6 s (~4 min). The Dice coefficient between the two patient's skin representations, before and after the deformation did not change from 0.93 despite visible
skin misalignment. The propagated deformation resulted in a Dice coefficient change from default value of 1 to 0.76 and
0.71 for the lower part of the CTV of the right hand side and the left hand side respectively (Fig. 2). The higher deformation at the left CTV part was caused by the rotation of the head. Since the measurements were performed on a test
person, no corresponding control CT was present to compare the propagated CTV deformation with the real morphological imaging. To test the setup and data acquisition pipeline in the prototype the measured depth data of the test person
were mapped to a planning CT of an exemplary patient. Next steps will focus to the evaluation of the accuracy of the
propagated deformation using CT and depth data associated to the same patient.
Summary: The new method to interconnect real-time optical depth measurements of patient's surface with a biomechanical motion model based on the planning CT opens new possibilities for optimized patient positioning or in the
future even online plan adaptation scenarios capable to reduce the imaging dose exposure to a minimum. Accelerating
the bio-mechanical motion models in the future will allow online adaptation decisions or automated triggering of interlock
signals for beam delivery if undesired patient motion is detected by ToF camera measurements.
308
Fig. 1: Time-of-flight data measurements. (a) Patient surfaces reconstructed from the measured point cloud depth data: current set
(green) and target state (red) (b) Determined displacements between current set and target state. Each line represents a displacement
vector between two matching features.
Fig. 2: Original and deformed lower CTV structure sets of an exemplary head and neck cancer patient: current set (green, from patient
motion simulation) and target state (red, from planning CT), left: coronal view, right: transversal view.
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Acknowledgements: This work was funded by the Karl Steinbuch scholarship of the Media and Creative Industries
Foundation (TW) and partly supported by SFB TRR125 (MS) & DFG grant GI 977/2-1 (KG, EMS)
309
134 Lagerungsgenauigkeit für HNO- und Prostata-Patienten bei drei verschiedenen on-board
Bildgebungssystemen
1
1
1
1
1
1
Y. Dzierma , M. Beyhs , M. Niewald , F. Nuesken , N. Licht , C. Rübe
1
Fragestellungen: Moderne Bestrahlungsmethoden erlauben es, hochkonformale Dosisverteilungen um das geplante
Zielvolumen zu erzeugen. Dazu muss die Patientenlagerung für jede Bestrahlungsfraktion exakt reproduzierbar sein, was
durch zunehmenden Einsatz bildgeführter Lagerungsverifikation sichergestellt wird. Verschiedene Systeme sind auf dem
Markt, die es erlauben, Aufnahmen des Patienten in Bestrahlungsposition zu machen und mit den Planungsdaten zu
vergleichen. Die am weitesten verbreiteten Techniken sind am Linearbeschleuniger integriert und erlauben i.A. sowohl
die Aufnahme planarer Verifikationsaufnahmen als auch die Rekonstruktion eines Cone-Beam CT (CBCT) Datensatzes
zum Vergleich mit dem Planungs-CT. Die verschiedenen Techniken der on-board Bildgebung unterscheiden sich hinsichtlich ihrer Geometrie (in-line vs. orthogonale Anbringung relativ zur Behandlungsgeometrie) und der verwendeten
Photonenenergie (Röntgen- bis MV-Bereich). Insbesondere die Wahl der Photonenenergie hat großen Einfluss auf die
Bildqualität, da hohe Energien einen reduzierten Weichteilkontrast bei höherer Dosisbelastung des Patienten durch die
Bildgebung haben. Ziel dieser Arbeit ist es daher, die Lagerungsgenauigkeit auf der Basis der real durchgeführten Set-up
Korrekturen an einem Kollektiv von HNO- und Prostata-Patienten, die innerhalb eines Jahres an unserer Klinik behandelt
wurden, für drei verschiedene Bildgebungssysteme und –energien (6 MV, 1 MV, 70-121 kV) zu vergleichen.
Material und Methoden: Für diese Studie wurden 53 Patienten mit IMRT-Bestrahlung im HNO-Bereich sowie 36 Patienten mit Prostata-Krebs eingeschlossen, die 2013 an der Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie des Universitätsklinikums des Saarlandes behandelt wurden. Bei diesen Patienten wurden bei 3078 Bestrahlungsfraktionen insgesamt
1258 Set-up Bildgebungen durchgeführt, davon 606 bei den Prostata-Patienten (etwa bei jeder zweiten Bestrahlungsfraktion) sowie 652 bei den HNO-Patienten (etwa bei jeder dritten Fraktion).
TM
TM
An der Klinik stehen an zwei Siemens Artiste und einem Siemens Oncor Linearbeschleuniger mit gematchten Photonenenergien drei verschiedene Linac-basierte Bildgebungstechniken zur Verfügung: Die „Treatment Beam Line“ (TBL)
mit 6 MV, eine dedizierte „Image Beam Line“ (IBL) mit nominal FFF 1 MV und Kohlenstofftarget sowie eine Röntgenröhre
in inverser Strahlungsgeometrie mit 70-121 kV (kVision System). Aufgrund der gematchten Photonenenergien können die
Patienten im Falle von Wartungs- und Reparaturarbeiten zwischen den Linearbeschleunigern wechseln, so dass die
meisten von ihnen an mehr als einem Beschleuniger bestrahlt wurden und bildgeführte Lagerungskontrollen mit mehr als
einer Energie erhielten. Nach medizinischer Anweisungen werden regelmäßig Lagerungskontrollen mit CBCT und
planaren Achsen-Aufnahmen durchgeführt; die zur Korrektur durchgeführten Tischverschiebungen werden im Record®
und-Verify-System Electa Mosaiq protokolliert.
Für alle Patienten wurden retrospektiv die Anzahl und Art der Verifikationsaufnahmen sowie die durchgeführten Tischverschiebungen ausgewertet. Daraus wurden die üblichen Set-up-Genauigkeiten bestimmt [1]: Der systematische Fehler
des Patientenkollektivs (M) wurde als Mittelwert der Verschiebungsmittelwerte für jeden Patienten bestimmt. Aus der
Standardabweichung der Patientenmittelwerte errechnet sich die Variation des systematischen Set-up Fehlers (). Die
zufällige Variation schließlich ergibt sich aus der Root-Mean-Square der Patienten-Standardabweichungen (). Aus diesen Werten wurden die Margins für die Expansion des klinischen Zielvolumens (CTV) zum Planungszielvolumen (PTV)
nach der Formel von van Herk [2], 2,5  + 0,7.
Für statistische Vergleiche zwischen den Bildgebungstechniken (TBL, IBL, kVision) sowie planaren vs. CBCT-Aufnahmen
wenden wir den Brown-Forsythe Varianztest sowie den Holm-Bonferroni-Test für Mittelwertvergleiche an. Die Auswertung
geschah in Origin Pro 8.6.
Ergebnisse: Die systematischen und zufälligen Set-up Fehler, die für jede Bildgebungstechnik berechnet wurden, sind in
Tabelle 1 angegeben. Für HNO-Patienten ergeben sich keine signifikanten Unterschiede in den Mittelwerten und Varianzen in allen drei Koordinatenrichtungen (anterior-posterior (AP), superior-inferior (SI) und links-rechts (LR)). Für ProstataPatienten finden sich ebenso gleiche Varianzen für alle Techniken, allerdings unterscheiden sich die Mittelwerte von kV
CBCT und 6 MV Achs-Aufnahmen in AP-Richtung (-0.7 mm vs. 0.7 mm, p = 0.002). Allerdings sind beide Werte nahe an
Null (und Shifts unter 1 mm können mit dem Tisch nicht durchgeführt werden), so dass der Unterschied für die klinische
Praxis wenig relevant ist. Ein ähnliches Bild zeigt sich für die SI-Shifts bei 6 MV Achs- und kV CBCT-Aufnahmen (0.6 vs. 0.7 mm).
Für die Berechnung der Set-up Margins (PTV zu CTV-Expansion) verwenden wir daher die gemeinsamen Set-up-Fehler
aus allen Bildgebungstechniken. Daraus ergeben sich für HNO-Patienten die folgenden Werte: 4,0 mm (AP), 3,8 mm (SI,
LR); sowie für Prostata-Patienten 6,7 mm (AP), 6,6 mm (SI) sowie 7,9 mm (LR). Diese Werte sind etwas geringer als
diejenigen, die implizit für die Planung angenommen werten (ca. 5 mm für HNO sowie 10 mm für ProstataBestrahlungsplanung) und sind vergleichbar mit denen früherer Studien [z.B. 2-7].
310
Zusammenfassung: Für drei verschiedene Linac-basierte Bildgebungsenergien (6 MV; FFF 1 MV; 70-121 kV) wurden
planare Achsen- sowie CBCT-Aufnahmen aus über 3000 Bestrahlungsfraktionen von HNO- und Prostata-Patienten ausgewertet. Es finden sich keine relevanten Unterschiede zwischen den Set-up Korrekturen der einzelnen Techniken; die
sich aus den Verschiebungen ergebenden Set-up Margins liegen im Bereich von ca. 4 mm für HNO-Patienten sowie 6-8
mm für Prostata-Patienten.
Technik
6MV AX
6MV
CBCT
IBL AX
IBL
CBCT
kV AX
kV
CBCT
Technik
6MV AX
6MV
CBCT
IBL AX
IBL
CBCT
kV AX
kV
CBCT
population systematic setup
error (M) (mm)
AP
SI
LR
-0,2
0,0
0,3
HNO-Patienten
variaton of population systematic error (∑) (mm)
AP
SI
LR
1,2
1,5
1,5
population random error (σ)
(mm)
AP
SI
LR
1,4
1,6
1,5
-0,7
-0,3
-0,1
0,6
-0,9
0,8
2,2
1,3
1,7
1,4
1,9
1,3
0,8
1,8
0,7
2,2
0,7
1,8
0,1
-1,1
0,2
-0,3
0,4
0,4
2,1
1,4
1,6
1,8
1,6
1,2
1,0
0,9
1,1
1,1
1,2
0,9
0,3
1,4
0,4
2,1
2,5
2,1
Prostata-Patienten
variaton of population systematic error (∑) (mm)
AP
SI
LR
2,8
1,9
2,5
0,7
0,7
0,9
population systematic setup
error (M) (mm)
AP
SI
LR
-0,9
-0,9
-1,2
population random error (σ)
(mm)
AP
SI
LR
1,9
3,0
3,5
-0,9
-0,3
-0,3
-0,1
-1,5
0,1
3,0
1,9
3,8
2,2
3,4
4,4
1,3
2,2
2,8
2,4
2,8
3,8
-0,1
-0,5
-0,6
0,9
-0,5
-0,4
2,7
2,4
3,7
2,1
3,3
2,9
4,6
2,1
3,2
2,8
4,5
3,0
0,7
0,9
-1,9
2,0
2,4
3,0
1,7
3,0
2,8
Tab. 1. Systematische und zufällige Set-up-Fehler (in mm) für jede Bildgebungstechnik.
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1,9
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INFN und Universität, Rom
5
Institut für Med. Physik und Strahlenschutz, Giessen
6
Technische Hochschule, Mittelhessen/Giessen
7
Universitätsklinik, Radioonkologie, Giessen/Marburg
8
Klinikum rechts der Isar, Radioonkologie, München
9
Technische Universität, Physik, Darmstadt
1,2
Fragestellungen: Die Partikeltherapie (PT) mit aktiver Strahlapplikation für sich interfraktionell bewegende Zielvolumina
befindet sich zurzeit in der Entwicklung. In dieser Arbeit werden drei Behandlungsstrategien auf ihre möglichen Vor- und
Nachteile in der PT für Prostatabestrahlungen hin untersucht.
Material und Methoden: Auf Basis eines anonymisierten Datensatzes aus 10 Prostatapatienten wurde die Bestrahlungsplanung für konventionelle ein-plan Strahlentherapie (ConvRT), bildunterstützte Strahlentherapie (IGRT), und tagesaktuelle Strahlentherapie (treatment re-planning (TRP)) simuliert. Für jeden der 10 Patienten, die alle eine konventionelle Behandlung mit Photonen erhielten, wurden über die gesamte Therapiedauer 6 CTs erfasst. Die Ergebnisse der
Planungsstudie, die patientenspezifische und uniforme Definition von Zielvolumina in der PT vergleicht, wurden an Hand
von Zieldosis und Dosisbelastung von Risikoorganen beurteilt.
Ergebnisse: Für Patienten mit kleiner Prostatabewegung (mittlere 3D-Verschiebung < 4 mm) führten alle untersuchten
Behandlungsstrategien zu klinisch akzeptabler Dosis im Zielvolumen (clinical target volume(CTV)). In 20% der Patienten
überstieg die Amplitude der Prostatabewegung 4 mm und führte zu minimierter Dosis im CTV in ConvRT und IGRT Simulationen. Das relative Volumen welches mindestens 95% der verschriebenen Dosis erhält, das V95, war für Patienten für
diese Patienten in 5% der ConvRT Simulationen kleiner als 64%. IGRT konnte dies nur minimal auf 66% verbessern. Die
Vorgaben maximaler Rektumsdosis konnten lediglich teilweise durch IGRT oder durch TRP mit minimalen Sicherheitssäumen erreicht werden.
Zusammenfassung: Die Schonung des Rektums ist eine der wichtigsten Gesichtspunkte in der PT des Prostatakarzinoms mit aktiver Strahlapplikation. Für Patienten mit großer Bewegungsamplitude sollten zusätzlich wirksame adaptive
Strahlentherapieansätze, wie beispielsweise tägliche Neu-planung, gewählt werden um eine homogene Abdeckung des
Zielvolumens zu gewährleisten.
312
Bestrahlungsplanung I
Chair: Y. Dzierma (Homburg)
P1
Stabilität der relativen Goldmarkerpositionen über den Verlauf der bildgeführten
Strahlentherapie vom Prostatakarzinom
1
1
S. Küchler , M. Gainey
1
Uniklinik Freiburg, Klinik für Strahlenheilkunde, Freiburg
Fragestellungen: Ziel ist es die Evaluation der Stabilität der relativen Goldmarkerposition zueinander beeinflusst durch
Deformation und Markermigration für Prostatakarzinome über den Verlauf der bildgesteuerten Strahlentherapie.
Material und Methoden: 30 Patienten die ein primäre bildgeführten Strahlentherapie des Prostatakarzinoms mit implantierten Goldmarkern (MPB Marker Kit 1.2x3mm, MPB Scherer Medizinprodukte GmbH, A-Krustetten) erhielten wurden für
diese Analyse ausgewählt. 27 Patienten hatten vier und drei Patienten drei implantierte Marker. Die Goldmarker wurden
eine Woche vor dem Planungs-CT implantiert. Die IGRT wurde mittels kV-CBCT und orthogonalen kV-Aufnahmen
(Varian Medical Systems, Palo Alto CA) durchgeführt. Insgesamt wurden 739 orthogonale kV-Bild-Paare evaluiert. Zur
Bestimmung der Goldmarkerposition wurden die Aufnahmen mittels eines Edge-Algorithmus segmentiert (MATLAB
R2013a, MathWorks) und die Goldmarkerpositionen bestimmt. Die Abstände der Goldmarker untereinander wurden evaluiert und mit der aus dem Referenz-CT verglichen.
Ergebnisse: Der mittlere Markerabstand betrug 23.9 ± 9.7 mm (SD) und variierte von 5.5 bis 45.7 mm.
Bei 21 Patienten war die Variation des mittleren Markerabstandes zueinander kleiner als 3 mm, für fünf Patienten lag sie
zwischen 3 und 4 mm und bei vier Patienten überstieg sie 4 mm (Fig.1).
Für einen Patienten schien die Variation auf entweder eine Prostatadeformation im Planungs-CT oder eine
Markermigration zwischen Planungs-CT und erster Bestrahlung zurückzuführen zu sein. Für diesen Fall lag die mittlere
Abstandsvariation zwischen zwei Markern bei 5.7 ± 0.5 mm (SD).
Bei 87% der evaluierten IGRT Bestrahlungen waren die Schwankungen kleiner als 3mm. Bei 9% lagen Abweichungen
zwischen 3 und 4 mm und bei 4% wurden 4mm überschritten.
Zusammenfassung: In den meisten Fällen ist die Variation der Markerabstände kleiner als 3 mm, so dass eine gute
Bildregistrierung möglich ist. Wenn die Abweichung 3mm überschreitet kann die Fusion schwieriger werden. Für Patienten mit größeren Schwankungen der relativen Markerpositionen sollte evaluiert werden ob dies auf eine Migration eines
Markers zurückzuführen ist, um gegebenenfalls ein neues Planungs-CT durchzuführen, und die PTV Margins zu adaptieren.
Abb. 1: Verteilung der Maximalen Abweichungen der relativen Goldmarker Position pro Patient
313
P2
Bewegung eines Elekta Electronic Portal Imaging Device (EPID) bei Gantryrotation
1
1
1
1
1
1
1
J. Köhn , B. Loutfi-Krauß , N. Blümer , C. Scherf , B. Heine , C. Rödel , U. Ramm , J. Licher
1
Universitätsklinikum Frankfurt, Klinik für Strahlentherapie und Onkologie, Frankfurt
1
Fragestellungen: Bei der Bestrahlung mit intensitätsmodulierten (IMRT) und kontinuierlich intensitätsmodulierten
(VMAT) Bestrahlungsfeldern ist eine dosimetrische Verifikation vor oder auch während einer Bestrahlung unerlässlich.
Neben den Verifikationsmessungen mit dedizierten Messphantomen gibt es zunehmend Ansätze zum Einsatz des EPID
für diese Aufgabe. Dabei gewinnt die 3D-Rückprojektion (in vivo) Dosimetrie immer mehr an Bedeutung [1].
Eine der Voraussetzungen für eine fehlerfreie Rückprojektion ist die genaue Kenntnis der Bewegungseigenschaften des
EPIDs (Verschiebung, Rotation, Nicken sowie Änderung des Fokus Detektor Abstand) in Abhängigkkeit von der
Gantryrotation. Einige Arbeiten zeigten bisher Untersuchungen mit einem einzelnen Marker in der Mitte (Isozentrum) oder
mit einigen wenigen Markern an der Gantry bzw. anhand der Blendenpositionen. [2-9]
Material und Methoden: Die Bewegungen des EPIDs wurden durch raumfeste Referenzmarker detektiert. Hierzu wurden Stahlkugeln in drei unterschiedlichen Phantomen genutzt und diese in alle drei Raumrichtungen in verschiedenen
Abständen zum Isozentrum positioniert. Verwendet wurden:
Ball-Bearing Phantom (Elekta) mit einer Stahlkugel zur Messung der Verschiebung des EPIDs in lateraler (X)- und longitudinaler (Y)-Richtung
GfM Zylinderphantom - Innenzylinder mit drei Stahlkugeln im Abstand von 5 cm, ausgerichtet in drei Raumrichtungen,
sowie eigene Stahlkugeln, angeordnet im Abstand von 5 cm und 10 cm vom Isozentrum zur Detektion der Rotation und
des Nickens
Abb. 1, links zeigt beispielhaft das Ball-Bearing Phantom befestigt am Bestrahlungstisch. Die untersuchten Bewegungen
in lateraler (X)- und longitudinaler (Y)-Richtung, Rotation und Nicken sind auf dem EPID dargestellt. Abb. 1, rechts
stellt die sieben Kugelpositionen in der EPID Ebene (160 cm - bezogen auf 0 Grad Gantryrotation) farblich codiert zu den
Phantomen schematisch dar.
Zur Auswertung wurden einzelne EPID-Aufnahmen bei verschiedenen diskreten Gantrywinkeln aufgenommen. Die Auswertung der Projektion der Kugeln auf den EPID-Aufnahmen erfolgte mit Matlab®. Aus den Abweichungen der Positionen
zu den jeweils winkelbezogen berechneten Positionen wurde die entsprechende Bewegung des EPIDs bestimmt.
Ergebnisse und Diskussion: Die Auswertung für diskrete Gantrypositionen zeigt Positionsänderungen in longitudinaler
(Y)-Richtung (längs des EPID-Arms) von bis zu 2,1 mm und in lateraler (X)-Richtung von maximal 0,4 mm. Im Bereich
von  90°-135° Gantrywinkel ergibt sich hier eine laterale Verschiebung entgegen der Schwerkraft. Abb. 2 zeigt exemplarisch die Bewegung des EPIDs in lateraler und longitudinaler Richtung beim Anfahren diskreter Gantrywinkel im Uhrzeigersinn.
Die maximale Rotation des EPIDs beträgt 0,2°. Bei Gantrywinkeln zwischen 100° und 260° kommt es zu einem Nicken
von bis zu 0,3° und einer Änderung des SDD von maximal 6 mm bei 180° Gantrywinkel. Abb. 3 zeigt die relativen Winkel
der Rotation mit den Maxima im Bereich von 90°/270° und des Nickens mit dem Maximum bei 180° aus der Projektion
des Phantoms.
Die mittlere Standardabweichung für die Bewegung in lateraler und longitudinaler Richtung beträgt 0,2 mm, die maximale
Abweichungen bis zu 0,4 mm im Bereich des Lastenwechsels bei 90°/270° Gantrywinkel.
Zusammenfassung: Es wurden die EPID-Bewegungsverursachten Änderungen der Projektionen eines Phantoms auf
das EPID beim Anfahren diskreter Gantrywinkel untersucht. Die Positionsänderungen des EPIDs Verschiebung, Rotation,
Nicken und Änderung des SDD (Source Detector Distance – Fokus Detektor Abstand) konnten quantifiziert werden. Diese müssen insbesondere bei der 3D-Rückprojektion (in vivo) Dosimetrie mit dem EPID korrigiert werden. Untersuchungen
für kontinuierliche Gantryrotationen wie sie bei intensitätsmodulierten (VMAT) Bestrahlungsfeldern auftreten werden noch
durchgeführt.
314
Abb. 1: links - Ball-Bearing Phantom am Bestrahlungstisch befestigt, auf dem EPID sind die Bewegungen in lateraler ( X)- und longitudinaler (Y)-Richtung (rot)
Rotation (grün)
und Nicken (blau) dargestellt.
rechts: sieben Kugelpositionen in der EPID Ebene (160 cm - bezogen auf 0 Grad Gantryrotation),
Ball-Bearing Phantom
(schwarz), Gfm-Phantom
(grau) und eigene Stahlkugeln
(violett).
Abb. 2: Verschiebung des EPIDs in lateraler und longitudinaler Richtung für diskrete Gantrywinkel, im Uhrzeigersinn angefahren.
Referenzpunkt bei Gantrywinkel 0°.
315
Abb. 3: relative Winkel der Rotation und des Nickens aus der Projektion des Phantoms, im Uhrzeigersinn angefahren,
Referenzpunkt: mittlere Kugel des Phantoms.
Literatur
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Phys. Med. Biol. 55(1020) 5635-5651
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dose image prediction tool”, Med. Phys. 37(1), January 2010
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evaluation of IMRT plans“, Med.Phys. 33(9), September 2006
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Phys.Med.Biol. 57(2012), 6587-6600
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[9]
P.M. McCowan et al.: “An investiagion of gantry angle data accuracy for cine-mode EPID images acquired during
arc IMRT”, JACMP, Volume 15, Number 1, 2014
316
P3
Re-irradiating spinal column metastases using IMRT or VMAT with and without flattening
filter – a treatment planning study
1
1
1
1
1
A. Khemissi , M. Hautmann , Z. Katsilieri , B. Dobler , O. Kölbl
1
University Medical Center, Department of Radiotherapy, Regensburg
Introduction: Through the development of intensity modulated radiation therapy (IMRT) and the associated inverse
treatment planning, a homogeneous beam profile is no longer absolutely necessary [1]. Latest developments in the technology of the linear accelerator (Linac) are therefore the opportunities to irradiate patients without placing a flattening filter
(FF) in the beam path. As a result, a higher dose rate and thus a shorter exposure time can be achieved, as well as a
source of error is eliminated.
Material and methods: An Elekta Synergy Linac with flattening filter free (FFF) option [2] is used to simulate the treatment of 10 patients with locally recurrent spinal column metastases who had previously been treated with 3D-conformal
radiotherapy. Intensity modulated plans were generated for treating the vertebrae with a dose of 24 Gy sparing the spinal
cord [3]. For each patient four plans were generated with different techniques: 6 MV dual arc volumetric modulated therapy (VMAT) treatment with and without FF and 9 fields 6 MV step and shoot IMRT with and without FF. All VMAT and
IMRT plans were optimized on the Oncentra 4.5 treatment planning system using the same dose volume objectives. All
plans were accepted for treatment by a specialized radiation oncologist. The plan quality was investigated considering
primarily the coverage of planning target volume and the sparing of the spinal cord. Further, the homogeneity (HI) and
conformity (CI) indices for the PTV were calculated [4]. Delivery times were measured from first beam on to last beam off
to assess the achievable reduction in treatment time. Pair-wise t-tests with a significance level of p < 0.05 were used for
statistical analyses.
Result: The dose volume histogram (DVH) for one representative case is shown in figure 1, the corresponding dose distributions in figure 2. Table 1 shows the result of the DVH analysis for the PTV and normal tissue. No significant differences were found in the PTV mean dose between VMAT and IMRT in both irradiation modes. The values of HI and CI of
the PTV were very similar and mostly non-significant. The maximum and average doses of the spinal cord however, were
significantly lower for the FFF mode and the volume of the spinal cord receiving more than 18 Gy was reduced by the
application of FFF beams. In general IMRT is sparing the spinal cord better than VMAT. In addition the mean dose deposited in the surrounding healthy tissue was significantly reduced in the FFF mode. The mean delivery times for IMRTFF, IMRT-FFF, VMAT-FF and VMAT-FFF were 556 s, 438 s, 371 s and 305 s respectively corresponding to a significant
time reduction of around 20% using FFF beams.
Summary: The quality of the different plans (IMRT and VMAT, FF and FFF) was generally comparable. The homogeneity
and conformity of the PTV showed no significant difference. FFF beams offered even a slight improvement in the sparing
of normal tissue and the organ at risk, which could be of importance, minimizing the risk of radiation myelopathy. In addition the shorter delivery time could minimize the intrafractional motion. For radiotherapy of spinal column metastases FFF
is therefore considered the preferable treatment option.
Acknowledgement: This study was funded by the Bavarian State Ministry of the Environment and Consumer Protection.
317
FFF
Fig 1: Dose volume histogram for one representative case
Fig 2: Dose distributions for one representative case: top IMRT, bottom VMAT, left FF, right FFF
318
V95%
IMRT
FF
86.41
IMRT
FFF
88.38
<0.01
VMAT
FF
91.03
VMAT
FFF
91.72
D50 (Gy)
24.25
24.23
0.07
24.17
24.15
0.13
0.27
0.26
0.05
0.23
0.23
0.89
0.65
0.66
0.19
0.65
0.66
0.38
D0.1ccm (Gy)
19.22
18.94
<0.01
19.53
19.43
0.17
D50 (Gy)
15.88
15.06
<0.01
15.58
15.03
<0.01
V75% (ccm)
0.91
0.51
<0.01
1.05
0.72
<0.01
D50 (Gy)
0.79
0.60
<0.01
1.12
0.83
<0.01
D50 (Gy)
0.76
0.58
<0.01
1.08
0.80
<0.01
556
438
<0.01
371
305
<0.01
Parameter
PTV
Spinal
cord
External
Healthy
tissue
Delivery time (s)
p-value
p-value
0.14
Tab. 1: Result of the dose volume histogram analysis and mean beam delivery time. TV = volume of the PTV, PIV = volume of the
prescribed isodose (95 %), TVPIV = volume of the PTV covered by the prescribed isodose.
References
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Dreiländertagung der Medizinischen Physik in Zürich 2014. SGSMP, ÖGMP, DGMP, Hrsg. Stephan Klöck. ISBN
987-3-9816508-5-3
[3]
Gröger, C. et al.: Re-Irradiation of Spinal Column Metastases by IMRT: Impact of Setup Errors on the Dose Distribution. Radiation Oncology 8, 2013: 269.
[4]
Paddick, I.: A simple scoring ratio to index the conformity of radio-surgical treatment plans. J Neurosurg. 2000
Dec;93 Suppl 3:219-22.
319
P4 Evaluierung einer automatischen Planung bei Lungenstereotaxien
1
1
1
2
1
G. Hürtgen , N. Escobar-Corral , V. Flatten , A. Stahl , M.J. Eble
1
Klinik für Radioonkologie und Strahlentherapie, Universitätsklinikum Aachen, Aachen
2
III. Physikalisches Institut B, RWTH Aachen University, Aachen
Fragestellungen: Das Ergebnis eines Behandlungsplanes hängt sehr stark von den Erfahrungen des planenden Physikers ab. Besonders bei modulierten Bestrahlungstechniken, wie z.B. VMAT, die Planung sehr zeitintensiv und es müssen
während der Planung immer wieder die Optimierungskriterien angepasst werden. Durch die manuelle Anpassung werden
jedoch die Ergebnisse stark durch den Planer beeinflusst.
Das Behandlungsplanungssystem Pinnacle der Firma Philips bietet ab Version 9.10 Auto-Planning an, dadurch wird ermöglicht die Planung automatisch durchzuführen. Die Güte des erstellten Planes variiert jedoch sehr stark in Abhängigkeit von den eingestellten Start-Parametern.
Ziel der Arbeit ist es, für den Fall der Planung einer VMAT Lungenstereotaxie eine optimale Einstellung für die StartParametern zu bestimmen, die es ermöglichen standardisierte und hochqualitative Pläne zu erzeugen, welche unabhängig von dem jeweiligen Planer sind. Zur Evaluation der Routine wurde ein Vergleich von Plänen mit und ohne AutoPlanning durchgeführt.
Material und Methoden: Es wurde eine optimierte Auto-Planning Routine für Lungenstereotaxie Patienten erstellt. Dabei
wurden Patienten mit einem Tumorherd und einer Dosisverordnung von 3 x 15 Gy retrospektiv analysiert. Die Pläne wurden stereotaktisch mit einer inhomogenen Dosisverteilung geplant, sodass die 67% Isodose das Planungszielvolumen
umschließt.
Um die optimale Routine zu bestimmen wurden die Start-Parameter für zehn Behandlungspläne variiert. Mithilfe der
Auswertung der Ergebnisse der verschiedenen Routinen bei den verschiedenen Patienten wurden die optimalen StartParameter festgelegt.
Zur unabhängigen Evaluation der Routine wurden zehn weitere Patienten mit der zuvor bestimmten Routine geplant. Zur
Analyse der Planqualität wurden die mit Auto-Planning erstellten Pläne mit denen für die klinische Behandlung ohne Auto-Planning erstellten Plänen verglichen.
Zur Analyse der Daten wurde zum einen ein Vergleich der einzelnen DVHs durchgeführt und zum anderen spezifische
DVH Daten direkt verglichen. Außerdem wurde der Conformity Index (Paddick) [1] und der Gradient Index (Paddick and
Lippitz) [2] zum Vergleich herangezogen.
Ergebnisse: Einstellungen für die Optimierung zeigen sich besonders effektiv, wenn die Optimierung stark an die Risikoorgane angepasst wird und eine geringe Dosisabfall-Grenze eingestellt wird.
Exemplarisch ist in Abbildung 1 der Vergleich der Dosisverteilungen der transversalen Isozentrumsebene eines Planes
mit und ohne Auto-Planning dargestellt. Abbildung 2 zeigt die dazugehörigen DVHs mit (durchgezogen) und ohne (gestrichelt) Auto-Planning. Aus beiden Abbildungen ist zu erkennen, dass der Plan mit Auto-Planning das umliegende Gewebe
besser schont, dies kann besonderst an den dargestellten Ringen von 3 – 10 mm und 10 – 20 mm um das PTV erkannt
werden. Auch schneidet der Plan mit Auto-Planning beim Vergleich der Belastung von Risikoorganen besser ab, bei
gleichbleibender Zielvolumendosierung.
Die Auswertung anhand der spezifischen DVH Daten, sowie des Conformity und Gradient Index der zehn Behandlungspläne zur Optimierung der Auto-Planning Routine, sowie die Planergebnisse der zehn Patienten aus dem Testlauf ohne
Optimierung der Routine werden auf der Konferenz vorgestellt.
Zusammenfassung: Zusammengefasst lässt sich sagen, dass Auto-Planning ein nützliches Tool ist um einheitliche Qualitätsstandards für die Behandlungsplanung zu erreichen. Jedoch ist das Erstellen jeder einzelnen Behandlungsmethode
sehr zeitintensiv und sollte im Idealfall parallel zur normalen Planung über einen längeren Zeitraum validiert werden. Hat
man eine stabile Methode erstellt, lassen sich hiermit in den meisten Fällen qualitativ hochwertigere Pläne erstellen.
320
Abb.1: Vergleich der Dosisverteilung in der transversalen Isozentrumsschicht
Abb.2: DVH Vergleich der Pläne mit (durchgezogen) und ohne (gestrichelt) Auto-Planning
Literatur
[1]
Paddick, Ian. "A simple scoring ratio to index the conformity of radiosurgical treatment plans: technical note."
Journal of neurosurgery 93.Supplement 3 (2000): 219-222.
[2]
Paddick, Ian, and Bodo Lippitz. "A simple dose gradient measurement tool to complement the conformity index."
Special Supplements 105.7 (2006): 194-201.
321
P5
Planungsstudie zur Bestrahlung von Hypopharynx-Karzinomen mit flacher und
flächungsfilterfreier Photonenstrahlung mittels mARC- und IMRT-Technik
1
1
1
1
1
1
K. Bell , Y. Dzierma , J. Fleckenstein , F. Nuesken , N. Licht , C. Rübe
1
Fragestellung: Die von Siemens implementierte mARC-Technik ist eine Rotationsbestrahlung, ähnlich zu VMAT oder
RapidArc [1,2]. Diese Technik zeigte in einer vorangegangenen Studie für Prostata-Patienten bereits klare Vorteile gegenüber einer entsprechenden IMRT-Bestrahlung, vor allem in Bezug auf die Bestrahlungszeiten [3]. Im Gegensatz zu
Prostatabestrahlungen wird bei komplexeren Tumoren mehr als eine Gantryrotation für eine zufriedenstellende
Dosisverteilung benötigt [4,5]. Wir stellen daher eine Planungsstudie für Hypopharynx-Karzinome vor, um zu evaluieren,
ob die mARC-Technik auch bei solch komplexen Zielvolumina einen Vorteil gegenüber der IMRT-Behandlung bringt. Wir
vergleichen zusätzlich zwei verschiedene Energien, die flache 6 MV- und die flächungsfilterfreie (FFF) 7 MVPhotonenstrahlung.
Material und Methoden: Basis der Studie war ein Kollektiv von 8 Patienten mit Hypopharynxkarzinom, für die Neuplanungen für das PTV bis 50 Gy durchgeführt wurden. Die Pläne wurden mit dem Bestrahlungsplanungssystem Varian
Eclipse™ erstellt.
Für jeden Patienten berücksichtigten wir 4 verschiedene Planszenarien: die mARC-Technik mit zwei Gantryrotationen
und Optimierungspunkten alle 8° (88 Segmente), mit jeweils 6 MV und FFF 7 MV; und die IMRT-Technik mit 11 Feldern
und jeweils etwa 5 Segmenten, ebenfalls für beide Energien. Die Planung erfolgte auf Grundlage vorgegebener Einschränkungen für Risikoorgane und Zielvolumen (Tabelle 1).
Die Planqualität wurde anhand der Dosisverteilungen und Dosis-Volumen-Histogramme (DVH) verglichen. Für die statistische Auswertung dienten Qualitätsindizes für Konformität und Homogenität im Zielvolumen und die Risikoorganschonung wurde anhand der DVH-Vorgaben für die Parotiden (V20% und Mittelwert) und Rückenmark (D2% und Maximum)
evaluiert.
Alle Pläne wurden am Linearbeschleuniger abgestrahlt und die Bestrahlungszeiten zum Vergleich erfasst.
Ergebnisse: Alle Pläne erfüllen die Vorgaben für PTV-Abdeckung und Risikoorganschonung aus Tabelle 1, jeder einzelne Plan wurde von einem Facharzt für Radioonkologie überprüft und als klinisch geeignet bewertet. Der visuelle Vergleich der DVHs und Dosisverteilungen ergab keine klare Präferenz für eine bestimmte Methode oder Energie. In manchen Fällen zeigte das DVH eine bessere Rückenmarksschonung durch die IMRT-Technik, die Dosisverteilung hingegen
ergab eine eher konformalere Zielvolumenabdeckung bei der mARC-Bestrahlung.
Im Falle von statistisch signifikanten Unterschieden sprachen diese fast ausschließlich für die mARC-Technik (Tabelle 2).
Der Vergleich der beiden Energien ergab klare Vorteile für die flächungsfilterfreie Bestrahlung.
Die Anzahl der Monitoreinheiten ist jeweils durch die Verwendung der FFF 7 MV Strahlung signifikant erhöht, die mARCBestrahlung benötigt weniger Monitoreinheiten im Vergleich zur IMRT.
Trotz Verwendung zweier Vollrotationen konnten die Bestrahlungszeiten für die mARC-Technik im Vergleich zur IMRT für
6 MV von durchschnittlich 9:06 Minuten (StAbw.: 31s) auf 6:20 Minuten (StAbw.: 6,5s) reduziert werden. Die Verwendung
der FFF 7 MV-Energie erbrachte einen weiteren Zeitvorteil von jeweils etwa einer Minute (s. Tabelle 2).
Zusammenfassung: Für alle Modalitäten konnten vergleichsweise gute Planqualitäten erbracht werden. Falls Unterschiede zwischen beiden Techniken oder Energien vorhanden waren, sprachen diese zum größten Teil für die Verwendung der flächungsfilterfreien Energie in Kombination mit der mARC-Technik. Durch diese Kombination können zusätzlich die Bestrahlungzeiten um etwa 4 Minuten im Vergleich zur 6 MV IMRT-Bestrahlung reduziert werden.
322
PTV
V95% > 95%
V105% < 5%
Rückenmark
Expandiertes
Rückenmark
(RM + 5 mm)
Dmax < 27 Gy
Dmax < 33 Gy
Parotis
V14 < 30%
Tab. 1: Planungsvorgaben
Qualitätsindizes
Konformitätsindex [6]
CI 
(TVPIV ) 2
TV  PIV
Homogenitätsindex
D (2%)  DPTV (98%)
HI  PTV
DPTV (50%)
Rückenmark
Maximum [Gy]
Rückenmark
D2% [Gy]
Parotiden
Mittelwert [Gy]
Parotiden
V(20%) [Gy]
Monitoreinheiten
Bestrahlungszeiten
[min:sek]
Vergleich
6 MV IMRT – 7 MV IMRT
6 MV mARC – 7 MV mARC
6 MV IMRT – 6 MV mARC
Median
0,79 – 0,78
0,86 – 0,86
0,79 – 0,86
0,78 – 0,86
0,16 – 0,17
0,18 – 0,17
0,16 – 0,18
0,17 – 0,17
26,7 – 26,2
26,9 – 26,6
26,7 – 26,9
26,2 – 26,6
25,7 – 25,3
26,1 – 25,6
25,7 – 26,1
25,3 – 25,6
13,1 – 13,0
13,5 – 12,3
13,1 – 13,5
13,0 – 12,3
18,4 – 17,9
18,8 – 16,8
18,4 – 18,8
17,9 – 16,8
589,4 – 777,1
410,2 – 765,0
589,4 – 410,2
777,1 – 765,0
9:06 – 7:48
6:20 – 5:28
9:06 – 6:20
7:48 – 5:28
p-Wert
nicht signifikant
nicht signifikant
0,008
0,008
nicht signifikant
0,031
0,031
nicht signifikant
nicht signifikant
nicht signifikant
nicht signifikant
nicht signifikant
nicht signifikant
0,008
nicht signifikant
nicht signifikant
0,010
0,002
nicht signifikant
0,001
nicht signifikant
0,019
nicht signifikant
0,002
0,008
0,008
0,008
nicht signifikant
0,008
0,008
0,008
0,008
Tab. 2: Statistische Auswertung für den Vergleich der Planqualität, Signifikanzlevel p=0,05; die signifikant besseren Modalitäten sind
hervorgehoben. TV= Volumen des PTV, PIV = Volumen der 95% Isodose, TV PIV = Volumen des PTV, das von der 95 % Isodose abgedeckt wird, D(%) = Dosis, die in entsprechendem Volumen vorliegt.
323
Literatur
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flat and flattening filter free beam energies. Radiat Oncol 9:250-257.
[4]
Guckenberger M, Richter A, Krieger T, Wilbert J, Baier K, Flentje M, 2009. Is a single arc sufficient in volumetricmodulated arc therapy (VMAT) for complex-shaped target volumes? Radiother Oncol 93(2):259-265.
[5]
Vanetti E, Clivio A, Nicolini G, Fogliata A, Ghosh-Laskar S, Argarwai JP et al, 2009. Volumetric modulated arc
therapy for carcinomas of the oro-pharynx, hypo-pharynx and larynx: A treatment planning comparison with fixed
field IMRT. Radiother Oncol 92:111-117.
[6]
Paddick I, 2000. A simple scoring ratio to index the conformity of radio-surgical treatment plans. Technical note. J.
Neurosurg. 93(Supp. 3):219-222.
324
P6 Vergleich der Monte-Carlo Dosisberechnung des Planungssystems Monaco mit einer auf
Geant4 basierenden Monte-Carlo Berechnung und Evaluation anhand von Messungen
1,2
1
1
2
1
2
V. Flatten , G. Hürtgen , N. Escobar-Corral , M. Drösser , M.J. Eble , A. Stahl
1
Klinik für Radioonkologie und Strahlentherapie, Uniklinik RWTH Aachen, Aachen
2
RWTH Aachen University, III. Physikalisches Institut B, Aachen
Fragestellungen:
Monte-Carlo-Methoden
zur
Dosisberechnung
liefern
im
Vergleich
mit
anderen
Dosisberechnungsalgorithmen die genaueste Dosisverteilung. Für eine auf Monte-Carlo (MC) basierte Dosisberechnung
werden eine statistisch aussagekräftige Menge an Teilchen von ihrer Entstehung bis zu den Interaktionen im Patienten
simuliert. Dabei werden alle Wechselwirkungen und Eigenschaften der Materialien und Teilchen berücksichtigt, so dass
es die Wirklichkeit sehr akkurat widerspiegelt.
Im Vergleich zu analytischen Dosisberechnungsalgorithmen bietet eine MC Berechnung eine viel genauere Beschreibung
des Strahlgangs und der Dosis, da die meisten analytischen Algorithmen auf teilweise groben Näherungen der Strahlenphysik basieren. Größere Unterschiede zwischen den analytischen und MC-basierten Dosisplänen sind unter anderem
bei Dichteunterschieden und kleinen Feldern zu erwarten. Ein vollständig auf MC-Methoden basierter Plan würde allerdings Tage mit hohem Rechenaufwand benötigen, so dass reine MC-Methoden für den klinischen Betrieb nicht geeignet
sind.
Das Behandlungsplanungssystem Monaco (Fa. Elekta) bietet unter anderem einen auf MC-Methoden basierten
Dosisberechnungsalgorithmus, welcher zur Reduzierung der Rechenzeit Näherungen nutzt, so dass die resultierende
Rechenzeit mit den klinischen Anforderungen und Ressourcen konform ist.
Ziel ist es zu untersuchen, wie sich die resultierenden Dosisverteilungen von Monaco und einer reinen MC-Simulation
unterscheiden. Der Focus wird auf die Analyse der Unterschiede bei konformalen Lungenstereotaxien gelegt, da dort
große Dichteunterschiede zu berücksichtigen sind. Zusätzlich werden die Dosisverteilungen mit einem analytischen Algorithmus verglichen. Des Weiteren lassen Messungen von verschiedenen Feldern mit Phantomen eine Einschätzung
über die Qualität der Ergebnisse der Simulationen zu.
Material und Methoden: In Vorarbeiten wurde eine Modellierung des Beschleunigers Axesse mit Agility (Fa. Elekta) mit
dem MC-Toolkit Geant4 [1,2] erstellt und mit Messungen validiert, so dass die gesamten Prozesse im Beschleuniger
akkurat widergespiegelt werden [3]. Um CT-Daten automatisch als Strukturen in der Geant4-Simulation zu erzeugen,
wurde die Beschleunigersimulation um ein DICOM-Toolkit erweitert [4].
Monaco wurde entsprechend den Empfehlungen des Herstellers in Betrieb genommen und an den Beschleuniger angepasst. Die korrekten Parameter des Beschleunigers in Monaco wurden mit Messungen validiert.
Um die Genauigkeit der simulierten Dosisverteilungen analysieren zu können, wurden weitere Messungen durchgeführt.
Dazu wurden mit drei Phantomen verschiedene Felder vermessen: dem PMMA-Phantom, dem CIRS Dynamic Thorax
Phantom (Model 008A) und dem 4D-Phantom [5].
Die Auswertung erfolgt mit Gafchromic EBT3 Filmen (Fa. Ashland Inc.), damit zwei dimensionale Verteilungen verglichen
werden können.
Zum Vergleich mit einer analytischen Dosisberechnung wurde der Collapsed-Cone-Convolution Algorithmus des Behandlungsplanungssystem Pinnacle (Fa. Philips) herangezogen.
Abschließend wurde ein Vergleich zwischen Monaco und Geant4 anhand von komplexeren Bestrahlungsplänen durchgeführt, wie z.B. einem konformalen Plan einer Lungenstereotaxie.
Ergebnisse: Die von Monaco gelieferten Dosisverteilungen stimmen im akzeptierten Rahmen eines Gammaindex von
2mm und 2% mit den anderen betrachteten Berechnungen überein.
Anhang 1 zeigt beispielhaft einen CT-Datensatz einer Lungenstereotaxie für ein peripheres Plattenepitelkarzinom (T1a,
N0, M0IA). Auf diesem Datensatz wurde sowohl in Monaco als auch in Geant4 ein konformaler Plan mit sechs Beams
berechnet. Der Gammaindex von 1mm und 1% zeigt eine gute Übereinstimmung. Leichte Abweichungen insbesondere
am Strahlrand sind im Differenzbild zu erkennen.
Für die Güte und Rechenzeit des Plan spielt insbesondere die einstellbare statistische Unsicherheit mit der die
Dosisverteilung berechnet werden soll eine große Rolle. Diese wird sowohl im Hinblick auf die Rahmenbedingungen der
Planung im klinischen Alltag, als auch auf genauere forschungsbezogene Untersuchungen analysiert. Die Analyse der
Abweichungen zwischen den Monaco Plänen sowie den Messungen bei Phantomen und der Geant4-Simulation von
Patienten wird vorgestellt.
Zusammenfassung: Das MC Tool von Monaco liefert, im Vergleich zu einer reinen MC Analyse, Pläne, die im Bezug auf
Rechenzeit und Genauigkeit den klinischen Anforderungen entsprechen. Um die Unterschiede und Grenzen zu evaluieren, wurden sowohl Filmmessungen mit Phantom, als auch Patientenpläne mit einer reinen MC Simulation im Vergleich
mit Monaco ausgewertet.
325
Abb. 1: CT-Datensatz des Patienten
Abb. 2: Oben: Planardosis einer Lungenstereotaxie aus Monaco (links) und aus der Geant4-Simulation (rechts). Unten: Das Differenzbild (links) und der Gammaindex (rechts) zeigen die Unterschiede der Simulationen.
326
Literatur
[1]
AGOSTINELLI, Sea, et al. GEANT4—a simulation toolkit. Nuclear instruments and methods in physics research
section A: Accelerators, Spectrometers, Detectors and Associated Equipment, 2003, 506. Jg., Nr. 3, S. 250-303.
[2]
ALLISON, John, et al. Geant4 developments and applications. Nuclear Science, IEEE Transactions on, 2006, 53.
Jg., Nr. 1, S. 270-278.
[3]
KUCK, Ulrike, Modeling of the new accelerator head agility and subsequent validation by measurements.
Abstractband der 45 Jahrestagung der DGMP, 2014, S.147-148
[4]
HÜRTGEN, Gisela, Automatische Rekonstruktion von CT-Datensätzen in einer Geant4-Simulation. Abstractband
der 44. Jahrestagung der DGMP, 2013, S.57
[5]
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2013, Volume 106, PD-0226
327
P7
Quantifizierung dosimetrischer Unsicherheiten nach Anwendung eines neuartigen
Algorithmus zur iterativen Metallartefaktreduktion (iMAR)
1,2
3
4
2
E. Bär , A. Schwahofer , S. Kuchenbecker , P. Häring
1
University College London, Department of Medical Physics and Biomedical Engineering, London, Vereinigtes Königreich
2
Deutsches Krebsforschungszentrum, Medizinische Physik in der Strahlentherapie, Heidelberg
3
MVZ Vivantes Klinikum Neukölln, Strahlentherapie / Medizinische Physik, Berlin
4
Deutsches Krebsforschungsentrum, Medizinische Physik in der Radiologie, Heidelberg
Fragestellung: Metallartefakte in Bestrahlungsplanungs-CT-Bildern erschweren die Abgrenzung von Zielvolumina und
Risikoorganen und verursachen relevante Fehler in der Dosisberechnug. Neu entwickelte rohdatenbasierte Algorithmen
führen zur Metallartefakt-Reduktion und können die Sichtbarkeit von anatomischen Strukturen verbessern. Ziel dieser
Arbeit ist es, ein neues präklinisches Verfahren zur Metallartefaktreduktion für die erstmalige Anwendung in der Bestrahlungsplanung der externen Strahlentherapie mit Photonen zu untersuchen.
Material und Methoden: Der Algorithmus iterative Metal Artifact Reduction (iMAR) (Siemens Healthcare, Forchheim,
Deutschland) wird mit Hilfe eines Kalibrierphantoms bestehend aus gewebeäquivalenten Einsätzen auf seine Fähigkeit
hin überprüft, CT-Zahlen in Artefakt behafteten Bildern zu reproduzieren. CT-Bilder von acht Patienten wurden mit herkömmlicher gefilterter Rückprojektion (WFBP) und zusätzlich mit dem iMAR Algorithmus rekonstruiert. Bestrahlungspläne
wurden auf beiden Rekonstruktionen berechnet (RayStation, RaySearch Laboratories, Stockholm, Schweden). Die
Dosisverteilungen beider Pläne wurden voxelweise miteinander verglichen.
2
Ergebnisse: iMAR stellt die CT-Zahlen von gewebeäquivalenten Einsätzen in 3.6 cm großen Auswerteregionen mit
einer Genauigkeit von ±50 HU wieder her. Die resultierende Unsicherheit der Dosisberechnung in der Photonentherapie
ist für alle untersuchten gewebeäquivalenten Einsätze kleiner als 1%. Der Vergleich von Dosisverteilungen auf CTDatensätzen von Patienten zeigt Dosisunterschiede von bis zu 5% in den von Artefakten durchzogenen Bereichen auf.
Schlussfolgerung: Durch die Anwendung von Algorithmen wie iMAR wird die Abgrenzung von Zielvolumina und Risikoorganen bei Patienten mit Metallimplantaten oder Zahnfüllungen vereinfacht. Besonders betroffen sind hierbei Patienten
mit Tumoren im Kopf-Hals-Bereich. Weiterhin konnte mit dieser Studie gezeigt werden, dass Dosisfehler in der Größenordnung von 5% auftreten können, wenn die Dosisberechnung auf WFBP-rekonstruierten CT-Bildern vorgenommen wird.
Das Einführen von Algorithmen wie iMAR in den klinischen Alltag ist daher erstrebenswert.
Fig. 1: WFBP und iMAR rekonstruierte Bilder eines Patienten mit bilateraler Hüftprothese. Ein IMRT-Plan wurde basierend auf beiden
CT-Bildern berechnet. Zwischen beiden Plänen treten Dosisdifferenzen von ±5% auf (C = 40 HU, W = 350 HU).
Literatur
[1]
E Meyer, R Raupach, M Lell, B Schmidt, and M Kachelriess. Normalized metal artifact reduction (NMAR) in computed tomography. Med Phys, 37(10):5482–5493, Oct 2010.
[2]
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reduction in head and neck computed tomography. Invest Radiol, 47(7):415–421, Jul 2012. [3]
E Meyer, R Raupach, M Lell, B Schmidt, and M Kachelriess. Frequency split metal artifact reduction (FSMAR) in
computed tomography. Med Phys, 39(4):1904–1916, Apr 2012.
328
P8 Evaluation der unabhängigen Plankontrolle mit Mobius3D bei der Verwendung der
Dosisberechnungsalgorithmen AAA und AcurosXB in der Therapieplanung
1
1
1
1
P. Pemler , T. Buchsbaum , K. Haller , F. Hasenbalg , V. Vlachopoulou
1
Stadtspital Triemli, Klinik für Radioonkologie, Zürich, Schweiz
2
Kantonsspital Graubünden, Radioonkologie, Chur, Schweiz
1,2
Fragestellungen: Die unabhängige Kontrolle der Dosisberechnung der physikalischen Therapiepläne wird in unserer
Klinik seit geraumer Zeit nicht mehr durch die 1-dimensionale Berechnung der Monitor-einheiten mit einfachen Rechenprogrammen sondern 3-dimensional mit der QA Software Mobius3D durchgeführt. Mobius3D führt eine vom Planungssystem unabhängige Dosisberechnung durch und verwendet dazu einen vom Hersteller vollständig vorkonfigurierten
Algorithmus (Collapsed Cone, [1]). Es wurde untersucht (1) welchen Einfluss eine individuelle Konfiguration des
Mobius3D-Strahlerkopf-modells sowie (2) die Verwendung von unterschiedlichen Dosisberechnungsalgorithmen im Therapie-planungssystem Varian Eclipse (AAA und AcurosXB, [2]) auf die Resultate der Qualitätskontrolle haben.
Material und Methoden: Für den Vergleich wurden verschiedene Phantompläne und 200 klinische Therapiepläne
(3DCRT, VMAT/IMRT) die im Therapieplanungssystem Eclipse mit dem Algorithmus AAA (V11.3) berechnet wurden mit
Mobius3D (Versionen 1.4.2 und 1.5) evaluiert. Ergänzend wurden 50 dieser Pläne mit dem Algorithmus AcurosXB (AXB,
V11.3, dose-to-medium) berechnet und eben-falls evaluiert. Alle Pläne wurden sowohl im Planungssystem als auch in
Mobius3D mit einer Gridsize von 2mm berechnet.
In Mobius3D werden alle CT-Hounsfieldwerte außerhalb der Body-Contour vor der Berechnung auf null gesetzt und das
CT mit den Werten des Couchmodells aus dem Planungssystem sowie mit Werten von Zubehör wie z. B. einem Flab
überschrieben.
2
Für die individuelle Konfiguration des Strahlerkopfmodells in Mobius3D können Tiefendosiswerte (Fel-der mit 5x5cm ,
2
2
10x10cm und 20x20cm in den Tiefen 5cm, 10cm und 20cm) und Outputfaktoren (in 10cm Tiefe) sowie Off-Axis Ratios
2
für ein Feld der Grösse 40x40cm (in 5cm Tiefe) angepasst wer-den. Mit Ausnahme der Off-Axis Ratios für 15 MV, welche bis zu 1.5% von den gemessenen Werten abweichen (siehe Abbildung 1), stimmen alle anderen vorkonfigurierten
Werte genauer als 1% mit den gemessenen Werten überein. Da Details zur Implementierung des Strahlerkopfmodells
nicht vorliegen wurde aus Konsistenzgründen der vollständige Messdatensatz für die individuelle Konfiguration verwendet.
Abb. 1: Vergleich zwischen den Messungen der Off-Axis Ratios und den vorkonfigurierten Werten in Mobius3D
Für die Auswertung wurde der 3D Gamma-Index mit unterschiedlichen Kriterien sowie die mittlere Dosis im Planungszielvolumen (PTV Mean) und dessen 90%-Abdeckung (Coverage) verwendet. Der Vergleich des StandardStrahlerkopfmodells (M3D) und des individuell konfigurierten Strahlerkopfmo-dells (STZ) wurde anhand von Planvergleichen mit Standardfeldern (offene Felder, asymmetrische Felder und Felder mit dynamischen Keilfiltern) im Wasserphantom sowie zwei klinischen Beispielen (gross- und kleinvolumig) durchgeführt. Für den Vergleich der Resultate für die beiden Algorithmen AAA und AXB wurden Therapiepläne für verschiedene Körperregionen (Kopf, Thorax und Becken) ausgewertet und exemplarisch dargestellt.
Für den Vergleich der intensitätsmodulierten Patientenpläne wurde zunächst der Korrekturfaktor für den Dosimetric Leaf
Gap (DLG) in Mobius3D angepasst. Anschließend wurde die Konfiguration anhand von Standardfluenzen [3,4] sowie
klinischen Beispielen im thorakalen und abdominalen Bereich überprüft.
329
Ergebnisse: Anhand von einfachen Berechnungen im Wasserphantom war zu erwarten, dass es systematische Abweichungen im Bereich des Dosisaufbaus für 15 MV geben wird, da M3D (gestrich-elt) die Dosis im Vergleich zu den Messungen (STZ, rot) leicht unterschätzt. Diese Abweichungen konnten mit der individuellen Konfiguration verbessert werden
(Abbildung 2).
(a)
(b)
2
Abb. 2: Tiefendosiskurve eines 20x20cm Feldes und Profil eines dynamischen Keilfilters EDW60 (beide 15 MV)); (a) Standardkonfiguration M3D (b) individuelle Konfiguration STZ
Abbildung 3 zeigt den zu erwartenden Unterschied in einem klinischen Fall bei opponierenden Feldern mit unterschiedlichen Energien (6 MV und 15 MV) im Bereich der Supra. Der Gamma-Index für dieses Beispiel beträgt 86.2% bei einem
Kriterium von 2%/2mm und ist damit bereits systematisch sehr niedrig.
Abb. 3: Vergleich der Abweichungen im Bereich des Dosisaufbaus für 15 MV und 6 MV
Die Auswirkungen der individuellen Konfiguration wurde mittels einer grossvolumigen (Mamma) und einer kleinvolumigen
(Boost) tangentialen Bestrahlung der weiblichen Brust untersucht (Abbildung 4). Therapiepläne wurden für beide Energien (6 und 15 MV) und beide Algorithmen (AAA und AXB) berechnet. Der Vergleich wurde für drei verschiedene Gamma-Kriterien durchgeführt (2%/2mm, 2%/3mm und 3%/3mm). Abbildung 4 zeigt systematische Abweichungen zwischen
den Algorithmen AAA und M3D im Bereich der Lunge.
330
Abb. 4: Grossvolumige (oben) und kleinvolumige (unten) Bestrahlung der weiblichen Brust. Gezeigt ist der Vergleich (Gamma-Index
und horizontales Profil) für den individualisierten Strahlerkopf (15 MV) für den Algo-rithmus AAA (Gamma-Kriterium: 2%/2mm)
Für alle Fälle (Abbildung 5) ergab die individuelle Konfiguration (STZ) eine bessere Übereinstimmung mit der Dosis des
Planungssystems als die vorkonfigurierte Standardvariante (M3D). Insgesamt waren die Resultate für 15 MV schlechter
als für 6 MV und für die kleinvolumige Bestrahlung schlechter als für die grossvolumige. Die Verbesserung durch das
individuelle Modell war für 15 MV ausgeprägter als für 6 MV. Die Übereinstimmung von Mobius3D mit dem Algorithmus
AXB war deutlich besser als mit AAA. Für alle folgenden Analysen wurde nur noch das individuell konfigurierte
Strahlerkopfmodell verwendet.
Abb.5: Passing-Rate für unterschiedliche Gamma-Kriterien bei verschiedenen Volumina, Energien und Algorithmen für ein individuell
konfiguriertes Strahlerkopfmodell (STZ) und ein Standardmodell (M3D)
Sowohl die systematischen Abweichungen von M3D als auch die Unterschiede zwischen AAA und AXB wirken sich je
nach Körperregion unterschiedlich auf die Vergleichsresultate aus. Im Folgenden sind repräsentative Beispiele aus den
331
Bereichen Becken, Thorax und Kopf (Abbildungen 6-8, Gamma-Kriterium 2%/2mm) dargestellt. Die Resultate sind in den
Tabellen 1 zusammengefasst. Um die Effekte zu verdeutlichen sind nur Beispiele mit 15 MV dargestellt.
AA
A
AX
B
Abb.6: Planvergleich im Bereich Becken (15 MV) mit systematischen Abweichungen im Bereich des Dosis-aufbaus.
AA
A
AX
B
Abb.7: Planvergleich im Bereich Thorax (15 MV) mit systematischen Abweichungen im Bereich des Dosis-aufbaus, an den Feldrändern und in der Lunge.
332
AA
A
AX
B
Abb. 8: Planvergleich im Bereich Kopf (15 MV) mit systematischen Abweichungen im Bereich des Knochens und als Folge im Gehirn.
Becken
Thorax
Teilhirn
AAA
AXB
AAA
AXB
AAA
AXB
Gamma-Kriterium
2%/2mm
2%/3mm
90.1
95
92.7
96.4
74.1
82.7
80.2
90.3
71.8
77.4
96.5
98.7
PTV Mean
Coverage 90%
-0.6
-0.7
0.7
0.7
-0.5
-0.8
0.5
0.3
-3.4
-3.6
-1.1
-1.2
Tab.1: Vergleich der Pläne aus den Abbildungen 6-8 (Gamma Passing-Rate in %, Abweichungen für PTV Mean und Coverage in %
bezogen auf Mobius3D)
Wie erwartet waren die Resultate im Beckenbereich gut und die Unterschiede zwischen den beiden Algorithmen eher
gering. Im thorakalen Bereich erzielt der Algorithmus AXB eine bessere Überein-stimmung mit M3D. Jedoch kann selbst
hier eine Passing Rate von nur knapp über 90% erreicht werden. In Bereichen mit hohen Knochenanteilen, wie im Beispiel der Bestrahlung des Teilhirns gezeigt, können die Resultate mit AXB deutlich verbessert werden.
Für den Vergleich der intensitätsmodulierten Pläne kann in Mobius3D nur der intrinsische Dosimetric Leaf Gap korrigiert
werden. Ein direkter Vergleich zwischen Messung und internem Wert ist nicht möglich, da der absolute Wert von M3D
nicht offen zugänglich ist. Der Wert kann für beide Energien getrennt konfiguriert werden. Um den optimalen Korrekturwert für den DLG zu ermitteln wurde der Korrekturwert für zwei Pläne im Kopf-Hals-Bereich (ein VMAT -Plan und ein
IMRT-Plan, jeweils für 6 MV und 15 MV) über einen sinnvollen Bereich variiert, die Dosis mit Mobius3D berechnet und mit
der Dosis, die mit den Algorithmen AAA und AXB im Planungssystem berechnet wurde, verglichen. Für die Beurteilung
wurde sowohl die Passing-Rate des Gamma-Indexes für das Kriterium 2%/3mm als auch die mittlere Dosis des Planungszielvolumens (PTV Mean) verwendet. Abbildung 9 zeigt die Passing-Rate als Funktion des Korrekturfaktors.
333
Abb.9: Auswirkung von verschiedenen Korrekturen des Dosimetric Leaf Gaps auf den Gamma Index und die mittlere Dosis im Planungszielvolumen.
Die Ergebnisse in Abbildung 9 zeigen, dass optimale Resultate dann erzielt werden, wenn sowohl für die verschiedenen
Techniken als auch für die beiden Algorithmen AAA und AXB individuelle Korrekturfaktoren verwendet werden. Da die
Eingabe nur je Energie möglich ist wurde als Kompro-miss die Korrektur für den Algorithmus AAA auf -0.4 mm (6 MV)
bzw. -1.0 mm (15 MV) gesetzt. Der Kompromiss berücksichtigt, dass der überwiegende Teil der klinischen, intensitätsmodulierten Pläne mit VMAT geplant werden. Mit diesen Werten war die Passing-Rate des Gamma-Indexes für alle
Fluenzen im Wasserphantom > 90% (2%/2mm). Abbildung 10 zeigt als Beispiel ein Profil für eine Fluenz mit zwei MLC
Carriage Groups mit je zwei 3 cm breiten, gleich gewichteten Streifen, wobei sich je ein Streifen in der Mitte überlappt.
Abb.10: Fluenz aus zwei MLC Carriage Groups mit je zwei 3 cm breiten, gleich gewichteten Streifen, wobei sich je ein Streifen in der
Mitte überlappen (Algorithmus AAA).
334
Für alle klinischen Fälle konnte für den 3D Gamma-Index eine Passing Rate von > 95% für das Kriterium 2%/3mm erreicht werden. Abbildung 11 zeigt ein klinisches Beispiel für einen VMAT Plan, der sowohl mit optimierter DLG-Korrektur
für den Algorithmus AAA (-0.4 cm, links) als auch für den Algorithmus AXB (-2.8 mm, rechts) für eine Energie von 6MV
berechnet wurde. Durch die Anpassung des DLG wird jedoch nicht nur die Transmission des MLC beeinflusst sondern
als Nebeneffekt auch die systematischen Unterschiede der beiden Algorithmen ausgeglichen (Tabelle 2). Die Vergleiche
liefern somit für beide Algorithmen sehr gute Ergebnisse. Zu bemerken ist, dass in dem gezeigten Beispiel die Abweichungen für den Algorithmus AAA mehrheitlich im Planungszielvolumen und für den Algorithmus AXB mehrheitlich ausserhalb des Planungszielvolumens liegt.
AA
A
AX
B
Abb.11: VMAT-Planvergleich (Gamma-Kriterium 2%/2mm) für ein Beispiel im thorakalen Bereich mit opti-mierten DLG-Korrekturen
(6MV).
Thorax
AAA
AXB
DLG korr. [mm]
Gamma-Kriterium
2%/2mm
2%/3mm
-0.4
-2.8
94.6
98
88.6
97.5
PTV Mean
Coverage 90%
1.8
1.6
-0.8
-1.9
Tab. 2: VMAT-Planvergleich (Gamma Passing-Rate in %, Abweichungen für PTV Mean und Coverage in % bezogen auf Mobius3D)
335
Zusammenfassung: Die individuelle Konfiguration des Strahlerkopfmodells in Mobius3D verbessert die Resultate für alle
Planvergleiche. Die Verbesserungen sind umso ausgeprägter, desto höher die Energie und desto kleiner das Volumen
ist. Eine sichtbare Abweichung von Mobius3D im Bereich des Dosisaufbaus für 15 MV führt zu einer systematischen Abweichung der Resultate. Der Vergleich von 3D-CRT Therapieplänen in verschiedenen Körperregionen zeigt, dass die
Übereinstimmung von Mobius3D mit AcurosXB deutlich besser ist als mit AAA sobald Knochen und Lunge in der bestrahlten Region vorhanden sind. Hier dürfte sowohl der Collapsed Cone Algorithmus von Mobius3D als auch der AcurosXB die realen Verhältnisse besser modellieren als der Algorithmus AAA. Der Vergleich von intensitätsmodulierten
Therapieplänen kann durch die Korrektur des Dosimetric Leaf Gaps (DLG) beeinflusst werden. Mit einer entsprechenden
Anpassung lassen sich für beide Algorithmen gute Resultate erzielen.
Insgesamt lässt sich mit Mobius3D und entsprechend angepasster Konfiguration eine stabile automatisierte klinische
Plankontrolle durchführen. Für den Algorithmus AAA verwenden wir als Gamma-Kriterium 2%/3mm. Hiermit werden für
die Passing-Rate des Gamma-Indexes überwiegend Werte im Bereich zwischen 90% und 95% erreicht. Dieses Kriterium
erlaubt eine weitgehend automatisierte Auswertung bei einer Interaktionsschwelle von "Passing-Rate mindestens 90%".
Gleichzeitig bleibt eine gewisse Sensibilisierung in Bezug auf echte Fehler in der Therapieplanung erhalten (beim Kriterium 3%/3mm lag die Passing-Rate für alle Pläne bei ca. 99%). Für den Algorithmus AcurosXB kann zukünftig ein Kriterium von 2%/2mm verwendet werden, da hier die systematischen Abweichungen geringer sind.
Literatur
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Systems LP,
Houston, Texas, 2013
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[3]
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3908125413, September 2007
336
P9
Clinical validation of a knowledge based radiation therapy (KBRT) treatment planning
algorithm for the prostate
1,2
1
1
1
2
O. Nwankwo , H. Mekdash , D.S.K. Sihono , F. Wenz , G. Glatting
1
Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie, Mannheim
2
Medizinische Strahlenphysik/Strahlenschutz, Medizinische Fakultät Mannheim der Universität Heidelberg, Mannheim
Introduction: Knowledge based radiation therapy (KBRT) treatment planning is a method to include previous experience
into the radiation therapy treatment-planning process. A KBRT algorithm that predicts the doses of organs-at-risk (OARs)
based on prior experience and proximity to the target volume was recently developed in our institution. The purpose of
this study is to further validate the algorithm by comparing the plans that are generated with the aid of algorithm against
those that are made by experienced planners.
Materials and methods: Thirty expert plans were selected from our clinical database of previously treated prostate cancer plans. The KBRT algorithm was used to predict the probable doses to the OARs (rectum and bladder) of these patients based on their proximity to the target volume. The predicted doses were used as the planning objectives to generate new KBRT plans. The KBRT and expert plans were compared in terms of the delivered dose to the OARs and the
target. The achieved target coverage was compared with the Uniformity Index (UI), while the doses to the OARs were
compared at five dose-volume points (D10, D30, D50, D70 and D90). Wilcoxon matched-pairs signed rank test was used to
test for significant differences (p < 0.05) in the results.
Results: Average UI values of 1.10 ± 0.03 and 1.10 ± 0.04 were achieved for the KBRT and expert plans, respectively.
The Wilcoxon test showed no statistically significant difference between both groups, implying equivalent target coverage.
The Wilcoxon test also showed that the KBRT plans achieved a statistically significant lower bladder dose (at D30), while
the expert plans achieved statistically significant lower rectal dose (at D10 and D30).
Conclusions: The results confirm that KBRT treatment-planning is a valid method to objectively incorporate prior experience into radiation therapy treatment planning.
337
P10 Dose output dependence on field size and spot spacing in scanned proton therapy – a
comparison of measurements with TPS and MC calculations
1
1
2
1
2
M. Würl , F. Englbrecht , J. Hauffe , K. Parodi , M. Hillbrand
1
Ludwig-Maximilians-University Munich, Department of Medical Physics, Garching b. München
2
Rinecker Proton Therapy Center, München
Introduction: In scanned proton therapy, nuclear interactions of projectile protons with target nuclei and large-angle scattering in beamline components result in the so-called low-dose envelope, which can extend over several centimeters from
the central beam axis. Although the beam halo of an individual pencil beam is orders of magnitude smaller than the dose
in the beam central axis, it can sum up to several percent of the total dose to a target volume due to the large number of
superimposed pencil beams and the wide extend of the beam halo [1]. While Monte Carlo (MC) simulations can accurately predict the low-dose envelope, it is usually an issue for analytic dose calculation algorithms. The aim of this study was
to investigate the impact of the beam halo on the accuracy of pencil beam scanning dose delivery for extended radiation
fields.
Material and methods: Mono-energetic (180 MeV) square fields and inversely optimized spherical target volumes ranging from 2 to 12 cm field size and 2 to 10 cm diameter, respectively, were calculated in a water phantom. The spheres
were placed concentrically at a depth of 150 mm. The resulting dose distribution was calculated using a) a dedicated
FLUKA MC model of the beamline of the Rinecker Proton Therapy Center and b) by an analytical pencil beam model
implemented in a commercial treatment planning system (XiO v4.80, Elekta AB, Stockholm, Sweden). For the monoenergetic square fields, two different settings of 2.5 mm and 5.0 mm were used for the lateral spot separation. The calculated dose distributions were compared against each other and against ionization chamber measurements. In case of the
mono-energetic fields, the field size factor (FSF), i.e. the ratio of the dose in the center of a given square field to the dose
in the center of a reference square field [2], was computed and compared for dose values in the plateau region at an intermediate depth of 100 mm. For the spherical target volumes, dose was compared at 50 mm in the plateau and at 150
mm in the center of the Spread-out Bragg peak (SOBP).
Results: For the spherical target volumes, the dose calculated by both methods was found in agreement within 1% with
the measurements in terms of target dose in the center of the SOBP. In the plateau region, a considerable dependence
on the size of the square field and the sphere size, respectively, could be found (App. 1). The analytical dose calculation
method tended to overestimate dose compared to measurements by up to nearly 5% for both small square fields and
spheres (App. 2). The dose from MC simulations agreed with measurements within less than 1.4%. The magnitude of the
deviations between the different calculation methods and the measurements was found to be rather independent (within
0.6%) of the spot spacing settings. However, the FSF in the central axis decreased more rapidly with decreasing square
field size when using smaller lateral spot spacing.
Summary: While the measured target dose could be accurately predicted using both dose calculation methods, the dose
in the plateau was overestimated by the analytical pencil beam algorithm. However, the moderate deviations in the plateau dose were found to go in the safe direction, i.e., the actual deposited dose outside the target was found to be lower
than predicted by the treatment planning system. It should hence not result in severe consequences for clinical proton
dose delivery.
338
App.1: Analytically and MC calculated (green and blue, respectively) as well as measured (red) FSFs at 100 mm depth in water for a
180 MeV scanned square field for 2.5 mm spot spacing.
App.2: Depth-dose profile along the central axis for a spherical target of 3 cm diameter. Analytically and MC calculated dose distributions are plotted in green and blue, respectively. The two measurement points are shown in red.
Acknowledgements: Parts of this work have been supported by DFG Cluster of Excellence MAP (Munich-Centre for
Advanced Photonics)
References
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pencil beams, Phys Med Biol 50(2005), 541-61
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Phys Med Biol 55(12), 3467–78.
339
P11 A virtual photon source model of a linear accelerator for Monte-Carlo dose calculation
1,2
1
1
2
O. Nwankwo , J. Fleckenstein , F. Wenz , G. Glatting
1
Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie, Mannheim
2
Purpose: To introduce a method of deriving a virtual source model (VSM) from a phase space file (PSF) for Monte Carlo
(MC) dose calculations.
Methods: A reference PSF of a 6 MV photon beam was obtained from the detailed simulation of the passage of primary
electrons through the static components of a linear accelerator and recording the photons that reach a scoring plane in a
PSF. Continuous functions that describe the spatial distribution of particles on the phase space plane and their energies
were derived from the histogram analysis of the distribution of these variables in the PSF and the inversion sampling of
the resultant probability distribution functions. The directions of photons were modeled by fitting a surface to 3 matrices
2
whose elements are the average direction cosine value of all particles within an area of 1 mm along a Cartesian axis, and
the dimension of the matrices encompasses the phase space plane. This model of the photon directions was corrected
with 2 Gaussian functions for dynamic equilibrium (the state where the average direction cosine of a bin equals zero due
to equal magnitude of direction cosine values of opposite signs). Only 4 parameters require optimization in the implementation of the VSM: the peaks and widths of the two Gaussians. The spatial distribution, energy and directions of photons generated with the VSM were compared to those of the reference (PSF) photons. The accuracy of the VSM was
3
3
3
further validated against the PSF by comparing the calculated dose to water for the 30 x 30 cm , 20 x 20 cm , 10 x 10 cm
3
and 3 x 3 cm open fields.
Results: Analyses of the photons generated by the VSM demonstrate similar characteristics (spatial distribution, energy
and direction) to those of the reference (PSF) photons. The analyses of the results show that the algorithm satisfies the
requirements of a clinical dose calculation algorithm.
Conclusion: An accurate method of creating a virtual photons source model of linear accelerator from a PSF file is introduced. The VSM algorithm serves as a lean and accurate replacement of the PSF.
340
Bestrahlungsplanung II
Chair: N. Hodapp (Freiburg i. Br.)
P12 Radiobiological parameter based study for lung cancer patients using IMRT and VMAT
1,2
1,2
1,2
1,2
M. Patel , C. Willomitzer , M. Krüger , A.G. Zakaria
1
Strahlentherapie-Praxis OGD GmbH, Brandenburg an der Havel
2
Hochschule Anhalt, Köthen
Introduction: The objectives of this study are to find a risk of lung pneumonitis for lung cancer patients after being treated with external radiation therapy using Intensity modulated radiation therapy (IMRT) and Volumetric modulated arc therapy (VMAT) techniques and, since the dose distribution for both (IMRT and VMAT) techniques is different in region of
interest, also to find out which of these techniques is suitable for the treatment.
Material and methods: In this study 35 patients with lung cancer treated with clinical linear accelerator and prescribed
dose of 60 Gy or 74 Gy with standard 2 Gy per fraction. Radiobiological parameters were analyzed by Dose-Volume Histograms (DVHs), which derived from treatment planning system (TPS). Mean Lung Dose (MLD) parameter extracted from
DVH and then DVH’s data is exported to Matlab software and Normal tissue complication probability (NTCP) is calculated. For all the patients both IMRT and VMAT plans have been made, using TPS, taking same constrains into the consideration.
Results: Out of 35 lung-cancer patients 25 of them received prescribed dose of 74 Gy and 10 patients with 60 Gy. For
given prescribed dose NTCP values of lung for both techniques plotted with box whisker plot in figure 2. For NTCP, 74
Gy prescribed dose patients’ 95% confidence interval for IMRT (1.64, 13.54) is better than VMAT’s (2.6, 14.78) with both
the techniques having 3 outliers and for 60 Gy dose patients’ 90% confidence interval for IMRT (0.64, 7.5) and VMAT
(0.77, 9.83) with 2 outliers each. The plot in figure 1 shows the polynomial relationship between MLD and NTCP and by
using Matlab we are able to derive an equation. Using this equation at 5% NTCP the value for MLD is nearly 18 Gy.
Summary: For occurrence of lung pneumonitis in patients MLD plays very significant role and with NTCP dependence on
MLD by restricting MLD to prudent value we can directly reducing the risk of lung pneumonitis [1]. In this study only 35
patients’ data analyzed but with increasing the size of data we can come closer to find the mathematical relationship between NTCP and MLD. However, these values of NTCP are largely based on the tumor’s location, its size and dose distribution in the organ at risk which eventually depends on the techniques being used for the treatment. Statistics suggest,
in this study, that IMRT has lower value of NTCP compare to VMAT with both prescribed doses.
Fig 1 MLD vs NTCP for lung cancer patients
341
Fig 2. Box whisker plot of comparison between IMRT and Rapid-Arc with NTCP of lung for prescribed dose 74Gy.
References
[1]
Marks, Lawrence B., et al. “Radiation dose–volume effects in the lung.” International Journal of Radiation Oncology* Biology* Physics 76.3 (2010): S70-S76.
342
P13 mARC-Planung in Philips Pinnacle – Konversion aus SmartArc
1
2
1
1
1
Y. Dzierma , I. Norton , F. Nuesken , N. Licht , C. Rübe
1
2
Philips Healthcare, Zürich, Schweiz
Fragestellungen: Bisher stehen nur wenige Planungssysteme zur Verfügung, in denen die neue RotationsBestrahlungstechnik mARC [1;2] berechnet werden kann. Insbesondere das relativ weit verbreitete Planungssystem Philips Pinnacle unterstützt die Planung nicht. Um trotzdem mARC-Pläne in Pinnacle erzeugen zu können, wurde zunächst
ein Konversionscode entwickelt, der durch externe Skripte einen Stehfeld- oder IMRT-Plan mit vielen Einstrahlrichtungen
(alle 5-20°) in mARC-Format umwandeln konnte [3]. Trotz der guten dosimetrischen Übereinstimmung und des generell
fehlerfreien Ablaufs ist diese Lösung im klinischen Alltag nur sporadisch eingesetzt worden, da der Workflow auf externe
Programme zurückgreifen musste und die Vorbereitung der Pläne nach der Inversion umständlich war.
Wir stellen daher einen neuen Ansatz für die Erzeugung von mARC-Plänen in Pinnacle aus der Konversion von
SmartArc-Plänen vor, der vollständig Skript-basiert und Pinnacle-intern abläuft, so dass ein einfacher Workflow möglich
ist. Dabei soll zunächst die Machbarkeit, von der Planerzeugung über die Abstrahlung bis zur dosimetrischen Verifikation,
gezeigt werden. Außerdem präsentieren wir die Unterschiede und Gemeinsamkeiten verschiedener Planszenarien
(mARC, SmartArc, Stehfelder).
Material und Methoden: Im Pinnacle System wird der Linearbeschleuniger mit leichten Veränderungen so kommissioniert, dass die SmartArc-Planung möglich ist. Vor Beginn der Inversion wird der Abstand der Kontrollpunkte auf 8° eingestellt, danach erfolgt die Planung analog zur SmartArc-Optimierung. Der akzeptierte Plan wird durch ein Skript in mARCFormat umgewandelt, indem zusätzliche Kontrollpunkte eingefügt werden und dadurch Arclets mit konstanter MLCKonfiguration erzeugt werden. Der konvertierte Plan steht im Pinnacle zur Verfügung und wird dort wie ein SmartArc-Plan
interpretiert. Dadurch ist auch die Dosisverteilung des mARC-konvertierten Planes berechenbar und kann für die Verifikation exportiert werden. Am Linearbeschleuniger wird der exportierte Bestrahlungsplan als mARC-Plan erkannt und kann
dort problemlos abgestrahlt werden.
Zunächst wird die im Pinnacle-System berechnete Dosisverteilung des konvertierten mARC-Planes mit der des ursprünglichen SmartArc-Planes sowie einer weiteren Konversion in Stehfelder verglichen. Für die Verifikation der gemessenen
Dosisverteilung wurde der konvertierte mARC-Plan exportiert und auf das PTW Octavius-Phantom mit Rotationseinheit
gemappt und abgestrahlt. Alle Dosisvergleiche wurden in PTW Verisoft durchgeführt und verwendeten das 3D GammaKriterium mit 3 % Abweichung in lokaler Dosis, 3 mm Distance to Agreement, mit einem Schwellwert von 10 % des
Dosismaximums.
Ergebnisse: Die konvertierten Pläne konnten problemlos abgestrahlt werden. Die Planung selbst war einfach durchführbar, da sie der SmartArc-Planung komplett entspricht und nur das Aufrufen zweier zusätzlicher Skripte in Pinnacle erfordert. Die Planqualität entspricht ebenfalls der von SmartArc Plänen, mit einer leichten Einschränkung durch die reduzierte
Zahl der Optimierungspunkte (Abstand 8° statt normalerweise 2-4°). Nach der Konversion verläuft der Export an den
Linearbeschleuniger wie üblich.
Die berechneten Dosisverteilungen der mARC, SmartArc und Stehfeld-Pläne stimmten überwiegend zu über 95 % der
Punkte überein (Abb. 1). Auch die gemessenen 3D Dosisverteilungen der mARC-Pläne stimmten innerhalb von über 90
% der Punkte mit den berechneten mARC- und Stehfeld-Dosisverteilungen überein – selbst mit den original-SmartArcPlänen lag die Übereinstimmung in derselben Größenordnung.
Zusammenfassung: Die vorgestellte Lösung erlaubt die einfache Erzeugung von mARC-Plänen im Philips Pinnacle
System auf der Basis von optimierten SmartArc-Plänen. Die Dosisvergleiche und Messungen zeigen, dass die
dosimetrischen Unterschiede zwischen SmartArc und mARC bei adäquater Übersetzung, minimal sind.
343
Abb.1: Dosisverteilungen und Dosis-Volumen-Histogramm für den original-SmartArc-Plan (links), den konvertierten mARC-Plan mit 4°
Arclets (Mitte) und den konvertierten Stehfeld-Plan (Arclets mit 0° Länge, rechts) für das Beispiel eines Hypopharynx-KarzinomPatienten. Der Plan wurde mit zwei vollen Rotationen mit Ausgleichsfilter-freier 7 MV Photonenenergie optimiert. Isodosen sind prozentual auf die verschriebene Dosis von 50 Gy im Planungszielvolumen bezogen.
344
Literatur
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Dzierma Y, Nuesken F, Licht N, Rübe Ch (2013) A novel implementation of mARC treatment for non-dedicated
planning systems using converted IMRT plans, Radiat Oncol 8:193.
345
P14 Entwicklung eines virtuellen Energiefluenzmodells für ein Röntgengerät zur
Kleintierbestrahlung
1,2
2
1,2
2
2
1,2
2
C. Gamp , L. Jahnke , M.C. Felix , F.A. Giordano , F. Wenz , G. Glatting , J. Fleckenstein
1
Medizinische Strahlenphysik/Strahlenschutz, Universitätsmedizin Mannheim, Medizinische Fakultät Mannheim, Universität Heidelberg, Mannheim
2
Klinik für Strahlentherapie und Radioonkologie, Universitätsmedizin Mannheim, Medizinische Fakultät Mannheim, Universität Heidelberg, Mannheim
Fragestellungen: Zur Beantwortung von Fragen im Hinblick auf den Nutzen gewisser strahlentherapeutischer Verfahren
wie der volumenmodulierten Bogentherapie (VMAT) sind Studien mit analogen Behandlungen an Kleintieren sinnvoll. Die
Medizinische Fakultät Mannheim der Universität Heidelberg betreibt hierfür ein Röntgendurchleuchtungsgerät (Mikro-CT)
zur Bildgebung bei Kleintieren (Y.Fox, YXLON GmbH, Hamburg). Dieses wurde bereits technisch zu einem IGRT-fähigen
Bestrahlungsgerät umgerüstet1,2. Um die applizierte Dosisverteilung im Tier exakt vorhersagen zu können, wird derzeit
ein gerätespezifisches Monte-Carlo-basiertes Bestrahlungsplanungssystem entwickelt. Da die explizite Simulation des
Strahlungstransportes in den Strahlerzeugenden und -führenden Geometrien lange Rechenzeiten impliziert, war es das
Ziel dieser Arbeit, ein virtuelles Energiefluenzmodell zu entwickeln, um eine deutliche Verkürzung der Rechenzeit zu erreichen.
Material und Methoden: Ein Modell der strahlrelevanten Geometrien des Mikro-CTs wurde mit der Geant4 Klassenbibliothek (Geant4.10, Geant4 Collaboration) modelliert. Hierbei wurden in Zylindersymmetrie folgende Geräteteile modelliert
(Radius r und Dicke d): das Target (r=5 mm), bestehend aus einer Wolframschicht (d=6 µm) und einer Diamantschicht
(d=250 µm), der Aluminium-Filter (r=5 mm, d=0,5 mm) sowie ein Wolfram-Kollimator (r=12,5 mm, d=10 mm) mit einer
konischen Bohrung (Öffnung am Target: r=0,25 mm, Öffnung am Tubusende: r=1,72 mm, so dass im Isozentrum eine
Feldgröße von r=5 mm erreicht wird).
Unterhalb des Kollimators wurde im Abstand von 0,1 mm eine Phasenraumebene eingefügt, in der die Orts- und Impulskoordinaten sowie die Energie und die Teilchenart der durch die Ebene hindurchfliegenden Teilchen erfasst werden.
Im Abstand von 3,5 mm unterhalb des Kollimators wurde ein Wasserphantom (r=12,5 mm, d=33 mm) modelliert. Das
Isozentrum befindet sich in der Wassertiefe 16,5 mm.
Die Elektronenquelle wurde in einem Abstand von 10 mm zum Target modelliert. Für die kinetischen Energien der generierten Elektronen wurde ein gaußförmiges Spektrum mit E=(150,0±4,2) keV gewählt. Der Brennfleck der Röntgenröhre
wurde mit einer Standardabweichung von σ=2.1 µm modelliert.
Für dieses Modell wurden Monte-Carlo-Simulationen durchgeführt. In der Phasenraumebene wurden die Daten der
hindurchfliegenden Teilchen in einer Phasenraumdatei gespeichert. Zusätzlich wurden die Koordinaten der Entstehungsorte der detektierten Teilchen gespeichert und qualitativ betrachtet. Anhand der Phasenraumdaten wurden die Abhängigkeiten der Variablen Energie E, radiale Position r und Impuls p des Teilchens untersucht, sowie die Wahrscheinlichkeitsdichte (engl. probability density function, pdf) und die kumulative Verteilungsfunktion (engl. cumulative distribution function, cdf) für die Energie und die radiale Position ermittelt. Für die kumulative Verteilungsfunktion wurde jeweils eine Fitfunktion bestimmt. Weiterhin wurde die im Wasserphantom deponierte Dosis ermittelt.
Um die Dosisberechnung zu beschleunigen, wurde ein virtuelles Energiefluenzmodell (VEF-Modell) entwickelt. Hierfür
wurde eine punktförmige Photonenquelle in die Mitte des Wolfram-Targets gelegt und die Monte-Carlo-Simulation ohne
die oben beschriebenen Geometrien der Röntgenröhre durchgeführt. Für die Energie und die radiale Position der Teilchen wurden unter Verwendung der invertierten Fitfunktionen der kumulativen Verteilungsfunktionen gleichverteilte Zufallszahlen generiert. Für den Positionswinkel Φ wurden über 2π gleichverteilte Zufallszahlen generiert. Der Impuls der
Photonen wurde analytisch aus der Differenz aus dem Ort im Phasenraum und dem Ort der Photonenquelle ermittelt.
Mit diesem virtuellen Energiefluenzmodell wurden ebenfalls Monte-Carlo-Simulationen durchgeführt und die Phasenraumdaten gespeichert. Diese wurden mit den Phasenraumdaten der ausführlichen Monte-Carlo-Simulationen für das
Modell der strahlrelevanten Geometrien des Mikro-CTs verglichen sowie der Beschleunigungsfaktor der Rechenzeit von
der Simulation mit virtuellem Energiefluenzmodell gegenüber der ausführlichen Simulation ermittelt.
Weiterhin wurde die mit dem virtuellen Energiefluenzmodell generierte Dosisverteilung im Wasserphantom berechnet und
mit der Dosisverteilung der ausführlichen Monte-Carlo-Simulation verglichen.
10
6
Ergebnisse: Bei 1,0×10 generierten Primär-Elektronen wurden in der Phasenraumebene 1,6×10 Photonen gezählt.
-2
3
Dies entspricht einer Effizienz von 1,5×10 %. Des Weiteren wurden 7,3×10 Elektronen gezählt (7,0×10-5 %). Daher
wurden Sekundär-Elektronen im virtuellen Energiefluenzmodell nicht berücksichtigt.
Die qualitative Betrachtung der Entstehungsorte der in der Phasenraumebene detektierten Photonen zeigte, dass der
Haupt-Entstehungsort von Bremsstrahlung im Wolfram-Target liegt. Daher wurde die virtuelle Quelle in die Mitte des
Wolfram-Targets gelegt.
346
Es konnte gezeigt werden, dass die Energie unabhängig von der radialen Position des Teilchens ist und dass der Impuls
näherungsweise proportional zur radialen Position ist. Darauf aufbauend wurden die Energie und die radiale Position des
Teilchens unabhängig voneinander generiert und der Impuls analytisch aus der radialen Position bestimmt.
Für die kumulativen Verteilungsfunktionen von Energie E und radialer Position r wurden folgende Fitfunktionen ausgewählt (Pkum: kumulative Wahrscheinlichkeit):
c
-1
Pkum(E) = a×exp(b E ) mit a = 1,175, b = -0,105×10 , c = -1,398,
b
-1
Pkum(r) = a r mit a=3,376×10 und b=1,973.
Der Vergleich der Wahrscheinlichkeitsdichten für die radiale Position und die Energie für die ausführliche Monte-CarloSimulation und das virtuelle Energiefluenzmodell zeigte die gleiche Genauigkeit. Dies gilt ebenso für die Dosisverteilung
im Wasserphantom.
6
Um im Phasenraum 1,3×10 Photonen zu detektieren, war bei der ausführlichen Monte-Carlo-Simulation eine Rechenzeit
von 45 h bei der Verwendung von 12 Kernen (Parallelisierung) notwendig, dies entspricht einer Zeit von 540 h auf einem
Kern. Bei der Verwendung des virtuellen Energiefluenzmodells war dagegen auf einem Kern eine Rechenzeit von 8 min
3
notwendig. Dies ergibt einen Beschleunigungsfaktor für die Phasenraum-Simulation von 4,1×10 .
Zusammenfassung: Bei gleicher Genauigkeit sowohl für den Phasenrauminhalt als auch für die Dosisverteilung im
Wasserphantom wurde durch das virtuelle Energiefluenzmodell eine Beschleunigung der Phasenraum-Simulation um
3
den Faktor 4,1×10 erreicht.
Danksagung: Das Projekt wird gefördert durch die DFG-Sachbeihilfe „Zweitmalignome bei IMRT“ (FL 880/1-1, GI 771/11, GL 236/9-1, WE 2063/9-1).
Literatur
[1]
Felix M., Fleckenstein J., Kirschner S., Brockmann M. A., Wenz F., Giordano F. A., Glatting G., „Beam reckon
algorithm for irradiation – BRAIN“, in 47. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik e.V
Tagungsband, 483 (2014).
[2]
Felix M. C., Fleckenstein J., Kirschner S., Hartmann L., Wenz F., Brockmann M. A., Glatting G., Giordano F. A.,
„Image-Guided Radiotherapy Using a Modified Industrial Micro-CT for Preclinical Applications”, PlosOne, accepted (2015).
347
P15 Effect of noise in PET-based treatment planning for peptide receptor radionuclide
therapy – the variability of biodistribution prediction
1,2
2
3
4
4
1,2
D. Hardiansyah , W. Guo , P. Kletting , B. Müller , F.M. Mottaghy , G. Glatting
1
Heidelberg University, Department of Radiation Oncology, Mannheim
2
Heidelberg University, Medical Radiation Physics/Radiation Protection, Universitätsmedizin Mannheim, Medical Faculty
Mannheim, Mannheim
3
Universität Ulm, Klinik für Nuklearmedizin, Ulm
4
Aachen University, Klinik für Nuklearmedizin, Aachen
Introduction: To optimize the prescription of administered activity in peptide-receptor radionuclide therapy (PRRT) and to
reduce the toxicity on other healthy organs, an accurate and precise treatment planning is essential [1]. Patient-based
treatment planning using gamma camera imaging in PRRT has shown an acceptable therapeutic outcome [2]. However,
inaccurate attenuation, scatter correction and the overlay of organs could affect the organ activity quantification [3]. The
high accuracy of positron emission tomography (PET) for biokinetic quantification over gamma camera is well known.
Therefore, a new treatment planning method using 3D PET imaging would allow a more accurate treatment planning.
Since the biodistribution information is important in treatment planning, the physiologically based pharmacokinetic (PBPK)
model as a biodistribution simulation method became a good approach in PRRT [4]. The aim of this study was to investigate the prediction of therapy biodistribution of PET based treatment planning with different noise levels of the PET
measurement using a PBPK model.
111
Material and methods: The biokinetic data of 15 patients with neuroendocrine tumors after the injection of
InDTPAOC were used. Fifteen sets of assumed true model parameters were derived by fitting the PBPK models to data
obtained from serum samples and planar gamma camera images using simulation analysis and modeling II (SAAMII,
68
University of Washington, Washington DC, USA) software [5]. PET biokinetics after bolus injection of 150 MBq of GaDOTATATE were simulated using a published PBPK model [4]. PET was simulated for each set of assumed true model
parameters. Two time points of activity data were simulated at 60 min and 240 min post injection in kidneys, tumor,
68
spleen and liver from time activity curve of Ga-DOTATATE simulation. Random error distribution method was used to
-1
-2
-3
-4
add noise to the simulated true organ activity data with fractional standard deviations (FSD) of 10 , 10 , 10 , and 10
using population kinetic (PopKinetic, University of Washington, Washington DC, USA) software [5]. Then the PBPK model
68
was fitted to the data with noise of Ga-DOTATATE to derive predicted model parameters. The following parameters
were fitted and set as Bayesian: glomerular filtration rate, receptor number in the organs, degradations rate in the tumors,
90
tumor perfusion and tumor volume. Therapy was simulated assuming an infusion over 30 min of 3.3 GBq Y-DOTATATE
for both the assumed true parameter (assumed true therapy) and the predicted parameters obtained from the fitting of the
PET measurement simulations with noise (predicted therapy). Area under the curves (AUCs) of tumor and kidneys were
calculated based on duration of the simulation of 14 d with assumed true model parameter (true AUC) and predicted
model parameter (predicted AUC). The variability of the AUCs [6] were calculated for every organs (Eq.1), SD is the
standard deviation of the set of predicted AUC:
(1)
-1
-2
Results: The population variability for FSD = 10 and FSD = 10 are too large to reliably predict therapeutic
-1
-2
biodistribution: FSD = 10 yielded Variabilitytumor = (27±23) % and Variabilitykidney = (13±5) %; FSD = 10 yielded
-3
Variabilitytumor = (23±10) %, Variabilitykidney = (7±3) %. FSD 10 showed an acceptable variability: Variabilitytumor = (8±2) %,
-4
Variabilitykidney =(2±1) %. FSD 10 showed the lowest variability: Variabilitytumor = (1±1) %, Variabilitykidney = (0.3±0.3) %
Summary: Two time point activity data of PET could be used to reliably predict the individual therapeutic biodistribution
-3
with a high accuracy. PET noise with FSD equal or less than 10 shows an acceptable prediction of therapeutic
biodistribution. Calculation based on the PET measurement error models [7-10] show that the PET noise level calcula-3
tions for the used time points are all in the range of FSD 10 . However, an approximate noise with an FSD of 5% could
occur in the image reconstruction and calibration step of PET. Nevertheless, a favorable treatment planning can be per-1
formed using two time point of PET biokinetic data with the noise up to FSD 10 for the kidneys (organ at risk [2]).
Acknowledgments: Deni Hardiansyah is grateful for a scholarship by “Direktorat Jendral Pendidikan Tinggi” (Directorate
General of Higher Education, DIKTI) of Ministry for Research, Technology and Higher Education, Republic Indonesia.
348
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349
P16 Untersuchung des Einflusses von CT Rekonstruktionsartefakten auf die
Bestrahlungsplanung von intensitätsmodulierten Bestrahlungen
1
1
1
1
1
1
D. Poppinga , E. Soermann , A. Lohmann , T.S. Stelljes , H.K. Looe , K.C. Willborn , B. Poppe
1
1
Fragestellung: In der Strahlentherapie stellen CT Artefakte verursacht durch Zahnimplantate und nicht herausnehmbarer
Zahnersatz ein Problem dar. Bedingt durch Rekonstruktionsartefakte kann es zu inkorrekten Dosisberechnungen insbesondere im HNO-Bereich kommen. In dieser Studie soll daher die Auswirkung von Artefakten auf verschiedene Bestrahlungspläne bei Verwendung des Collapsed Cone Algorithmus untersucht werden.
Methoden: Im ersten Teil der Studie wurde ein Patientenkollektiv von 15 Patienten mit Zahnimplantaten ausgewählt,
welche mittels VMAT oder IMRT Technik behandelt wurden. In den CTs dieser Patienten wurden die Artefakte mit einer
wasseräquivalenten Dichte überschrieben und die Dosisverteilung des ursprünglichen VMAT Plan auf diesem
artefaktbereinigten CT mittels Collapsed Cone berechnet. Die resultierenden Dosisverteilungen mit vorhandenen und
bereinigten Artefakten wurden mit Verisoft Version 6.1 verglichen.
Im experimentellen Teil der Studie werden die Auswirkungen der Artefakte an einem CIRS-Phantom mittels implantierten
Zylindern aus unterschiedlichen Metalllegierungen untersucht. Dazu wurden im Mundbereich des Phantoms zwischen
zwei Schichten jeweils vier Zylinder (2,5 cm x 0,5 cm) unterschiedlicher Metalllegierungen eingebracht (s. Abb. 1). Die
Dichten der verwendeten Metalllegierungen liegen im Bereich von originalen Zahnimplantaten zwischen 8 und 12 g/cm³.
Für die verschiedenen Implantate wurden Bestrahlungspläne, darunter Stehfelder, 3D-Konformal, IMRT und VMAT, erstellt. Dabei lag das PTV in der Artefaktregion. Als Planungssystem wurde Oncentra Masterplan Version 4.3 verwendet.
Messtechnische Verifikationen wurden mithilfe von radiochromischen Filmen im Phantom durchgeführt (s. Abb. 1 d)). Die
Filme wurden mit einem Epson 10000 XL Scanner mit einer Scanauflösung von 72 dpi digitalisiert und mit dem Dreikanalalgorithmus analysiert. Zur Analyse eines möglichen Einflusses der durch die Zylinder verursachten Artefakte auf die
Bestrahlungsplanung wurden diese in Oncentra mit einer wasseräquivalenten Dichte überschrieben (s. Abb. 2). Nachfolgend wurden die Dosisverteilungen mit und ohne Artefakte mittels des Collapsed Cone Algorithmus berechnet und anschließend mithilfe von Verisoft Version 6.1 untereinander und mit den Filmmessungen verglichen.
Ergebnis: Beim Patientenkollektiv konnten z.T. Unterschiede über 10 % zwischen den originalen und den
artefaktbereinigten Dosisverteilungen festgestellt werden. Dabei lagen die artefaktbereinigten Dosisverteilungen oberhalb
der originalen Dosisverteilungen.
Für das Phantom ergaben sich beim Stehfeld, 3D-Konformalen, IMRT und VMAT Plan stellenweise Differenzen von 5 %
bis 10 % zwischen den Dosisverteilungen der CTs mit vorhandenen und bereinigten Artefakten. Die messtechnische
Verifikation mithilfe von radiochromischen Filmen, welche im Phantom positioniert wurden, wiesen ebenfalls deutliche
Unterschiede zu den berechneten Dosisverteilungen auf.
Es ist anzumerken, dass die Unterschiede zwischen den Filmmessungen und den mit dem Planungssystem berechneten
Dosisverteilungen zum Teil nicht nur auf die Artefaktbereinigung zurückzuführen sind, sondern auch auf die Absorption
durch die Metalle. Dieses Phänomen veranlasste eine weitere Studie, auf die an dieser Stelle verwiesen wird [1].
Zusammenfassung: In dieser Studie werden die möglichen dosimetrischen Einflüsse von Artefakten, die durch unterschiedliche Metallimplantate verursacht werden, auf die Bestrahlungsplanungen quantifiziert. Dabei werden unter realen
Bestrahlungsbedingungen die Dosisverteilungen in einem anthropomorphischen Phantom gemessen. Die Messungen
wurden mit den, auf Grundlage von artefaktbereinigten und originalen CTs, berechneten Dosisverteilungen aus dem Bestrahlungsplanungssystem verglichen. Die Ergebnisse dieser Studie sollen zur Optimierung der Bestrahlungstechniken
bei Patienten mit Implantaten dienen.
350
Abb.1: Kopf des verwendeten CIRS ATOM-Phantoms. a) Gesamter Kopf bestehend aus neun Schichten. b) Schicht mit dem Mundbereich des Phantoms. c) Schicht mit vier implantierten Metallzylindern. d) Schicht mit vier implantierten Metallzylindern und eingelegtem
radiochromischem Film.
Abb.2: CT Aufnahmen des CIRS ATOM-Phantoms mit eingezeichnetem PTV (rot) und Risikoorgan (blau). a) Original CT ohne Implantate. b) Artefaktbehaftetes CT durch eingesetzte Implantate. c) CT mit Artefaktkontur (grün), für die die Dichteanpassung vorgenommen wurde.
Literatur
[1]
Halbur, J., Lemmer, S., Poppinga, D., Poppe, B., Looe, H. K. (2015) Fehlerabschätzung durch Absorption von
Metallimplantaten bei der CT-basierten Bestrahlungsplanung DGMP Tagung 2015
351
P17 Evaluation einer automatisierten Generierung von Backup-Bestrahlungsplänen für
helikale Tomotherapie
S. Klüter1, K. Schubert1, X. Wester1, J. Debus1, F. Sterzing1
1Universitätsklinikum Heidelberg, Abt. Radioonkologie und Strahlentherapie, Heidelberg
Motivation: Bestrahlungspläne helikaler Tomotherapie sind nicht per se an konventionelle Linearbeschleuniger
übertragbar, und bei Ausfall eines Bestrahlungsgerätes ist die komplette Neuplanung für alle an einem Gerät behandelten
Patienten sowohl zeit- als auch personalaufwändig. Mittels automatisierter Generierung von
Backup-Bestrahlungsplänen für andere Modalitäten können in solchen Fällen Fraktionsausfälle vermieden
werden.
Das Bestrahlungsplanungssystem RayStation (RaySearch Laboratories, Schweden) bietet die Möglichkeit der Generierung von Backup-Plänen („fallback planning“) in 3D konformaler Bestrahlungstechnik, Step&Shoot-IMRT (S&S) oder
VMAT. Die automatisierte Generierung mittels eines DVH-basierten „dose mimicking“ Algorithmus kann auf Bestrahlungspläne beliebiger Modalität angewendet werden, also auch für helikale Tomotherapie.
Ziel der hier vorgestellten Untersuchung war die Evaluation der Backup-Plangenerierung für helikale Tomotherapie hinsichtlich verschiedener Parameter bei Erstellung der Pläne, sowie der Vergleich der Pläne mit den ursprünglichen
Bestrahlungsplänen.
Material und Methoden: Für insgesamt 6 Tomotherapie-Bestrahlungspläne verschiedener Indikationen wurden BackupPläne mit RayStation Version 4.5.1 generiert, sowohl in S&S-IMRT als auch in VMAT-Bestrahlungstechnik (jeweils 6MV,
Elekta Synergy mit Agility MLC). Die Tomotherapie-Bestrahlungspläne und Dosisverteilungen wurden als DICOM-Daten
importiert. Der „dose mimicking“-Algorithmus erfordert die Angabe einer Wichtung der Zielvolumenerfassung gegenüber
Schonung der Risikoorgane (OAR), hier wurden Werte zwischen 10:1 und 250:1 verwendet. In S&S-Technik wurden
sowohl Pläne mit 9 als auch mit 7 Einstrahlrichtungen generiert, und die maximale Segmentanzahl zwischen 90 und 28
variiert. VMAT-Pläne wurden sowohl als Single Arc als auch als Dual Arc erstellt.
Die Auswertung erfolgte anhand der Dosisverteilungen und Dosis-Volumen Histogramme. Für die Zielvolumina wurden
Konformitäts- und Homogenitätsindizes berechnet, für jeweils ausgewählte Risikoorgane wurden die mediane und die
maximale Dosis verglichen. Anhand dieser Charakteristika im Vergleich mit dem ursprünglichen Plan wurde für jeden
Plan untersucht, welche Technik mit welchen Parametern am besten geeignet war, um damit eine BackupPlanungsstrategie zu entwickeln, die für möglichst viele Bestrahlungspläne helikaler Tomotherapie angewendet werden
kann.
Ergebnisse: Für alle untersuchten Pläne konnten klinisch akzeptable Backup-Pläne generiert werden. Bei den S&SPlänen führten Wichtungen von 250:1 zu höheren, meistens inakzeptablen Dosisbelastungen der Risikoorgane, wohingegen niedrigere Wichtungen (10:1 und 50:1) sowohl bessere OAR-Schonungen als auch teilweise bessere Zielvolumenerfassungen ergaben. Beispielhaft ist dies in Abb. 1 für einen Analkarzinom-Bestrahlungsplan mit simultan integriertem Boost gezeigt.
Bei komplexen Bestrahlungsplänen (Prostata mit integriertem Boost, Kopf/Hals mit mehreren integrierten Boostvolumina,
Analkarzinom mit integriertem Boost) konnte außerdem die Segmentanzahl nicht ohne eine deutliche Verschlechterung
der Planqualitäten reduziert werden (siehe als Beispiel Abb. 1). Auch die VMAT-Pläne zeigten in diesen Fällen deutlich
schlechtere Zielvolumenerfassungen und höhere Organdosen.
Bei einfacheren Bestrahlungsplänen (Prostata, Wirbelkörper mit Rückenmarkschonung, Hals) hingegen konnte sowohl
bei S&S die Anzahl der Einstrahlrichtungen und Segmente reduziert werden, als teilweise auch VMAT-Pläne generiert
werden, die eine den Tomotherapie Bestrahlungsplänen vergleichbare Planqualität erreichten. Abb. 2 zeigt beispielhaft
Dosis-Volumen-Histogramme für verschiedene Backup-Pläne für den Prostata-Plan.
Fazit: Die automatisierte Planung im Bestrahlungsplanungssystem RayStation ist geeignet, Backup-Pläne anderer Modalitäten für helikale Tomotherapie zu erstellen. Mit dem hier verwendeten System waren solcherart generierte VMAT Pläne
nur für einfache Fälle von akzeptabler Planqualität, da die systembedingte Begrenzung der Anzahl an Iterationen das
Erreichen akzeptabler Ergebnisse bei den komplexeren Fällen verhinderte. Manuell mit einer höheren Anzahl Iterationen
optimierte VMAT Pläne lieferten hingegen gute Ergebnisse. Mittels S&S-IMRT und einer ausreichenden Anzahl Einstrahlrichtungen und Segmente konnten auch für die untersuchten komplexen Bestrahlungspläne klinisch anwendbare BackupPläne generiert werden.
Auf dieser Grundlage ergibt sich eine zumindest zweigeteilte Strategie, bei der für komplexe Fälle S&S-Pläne mit ausreichender Anzahl Einstrahlrichtungen und Segmente zum Einsatz kommen, während für einfache Fälle weniger Segmente
und Richtungen sowie außerdem VMAT-Pläne gewählt werden können. Die Möglichkeit zur Erhöhung der maximalen
Anzahl Iterationen würde darüber hinaus die umfassendere Verwendung von VMAT zur Backup-Plangenerierung erlauben.
352
Abb.1: Step&Shoot Backup-Pläne mit verschiedenen Wichtungen der Zielvolumina gegenüber der OAR sowie verschiedener maximaler Segmentanzahl im Vergleich zum ursprünglichen Tomotherapie Bestrahlungsplan am Beispiel
eines Analkarzinom-Plans mit integriertem Boost. Gezeigt sind die Konformitätsindizes der Zielvolumina (links) sowie
exemplarisch für die untersuchten OAR die mediane Blasendosis (rechts). Die Konformitätsindizes wurden berechnet
als Quotient des von der 95%-Isodose (bezogen auf die jeweilige verschriebene Dosis) abgedeckten Zielvolumens
und dem gesamten von dieser Isodose abgedeckten Volumen.
(a)
(b)
(c)
353
Abb.2: Dosis-Volumen Histogramme für verschiedene Backup-Pläne (gepunktete Linien) jeweils im Vergleich mit dem Step&Shoot
Backup-Plan mit 9 Einstrahlrichtungen und 90 Segmenten (durchgezogene Linien) am Beispiel eines Prostata-Plans.
(a) 9 Einstrahlrichtungen mit 50 Segmenten, (b) 7 Einstrahlrichtungen mit 28 Segmenten, (c) Single Arc VMAT.
354
P18 Verkürzung der Bestrahlungszeiten von Step&Shoot-IMRT-Plänen an
Artiste-Beschleunigern durch Optimierung der Segmentierung
1
1
J. Taubmann , U. Wolf
1
Universitätsklinikum Leipzig, Klinik für Strahlentherapie, Leipzig
Motivation: Mit der Einführung der IMRT-Techniken in die Strahlentherapie ist die Zeit, die zur Applikation der verschriebenen Dosis im Zielvolumen erforderlich ist, zu einem wichtigen Faktor für die Bewertung einer Bestrahlungstechnik geworden. Eine kürzere Bestrahlungszeit erhöht nicht nur den möglichen Patientendurchsatz am Beschleuniger und verbessert den Patientenkomfort, sondern verringert auch die Wahrscheinlichkeit für das Auftreten geometrischer Abweichungen durch Patientenbewegungen. Verschiedene Implementierungen der VMAT haben dabei in den letzten Jahren
deutliche Zeiteinsparungen gebracht.
Aber auch in der Standard-IMRT mit diskreten Einstrahlwinkeln, bei der die Anzahl der Segmente wesentlich die Bestrahlungszeiten bestimmt, sind durch intelligentere Planungs- bzw. Segmentierungsalgorithmen deutliche Reduktionen der
Segmentzahl bei gleicher Planqualität erreichbar. Oftmals ist aber die Abfolge der Segmente nicht optimal an die Parameter der Blendensysteme angepasst. Eine Optimierung dieser Abfolge durch eine entsprechende Umordnung der Segmente sowie die Anpassung der Fahrwege der zusätzlichen Blockblenden sollte sich einer Verringerung der erforderlichen Bestrahlungszeiten widerspiegeln.
Material und Methode: Für Artiste-Beschleuniger ist zwar als VMAT-Variante die quasidynamische mArc-Option prinzipiell verfügbar, allerdings ist aufgrund der aktuellen Situation (keine Weiterentwicklung mehr) eine entsprechende Nachrüstung nicht immer ökonomisch abbildbar. Daher sollte untersucht werden, inwieweit durch eine Optimierung der MLCSegmentabfolge sowie durch eine Bewegung der Y-Blenden „per beam“ und nicht „per segment“ eine Verkürzung der
Bestrahlungszeiten fertiger IMRT-Pläne erreicht werden kann. Für die Modifikation der IMRT-Pläne kam die DICOMAdaptor-Software (Tiger Software GmbH, Ebersbach) zur Anwendung. Diese speziell für das Editieren von DICOM-RTDaten entwickelte Software bietet als eine Funktion die Optimierung der Segmentabfolge von IMRT-Plänen unter Berücksichtigung der jeweiligen MLC-Parameter sowie als weitere Option die Fixierung der Y-Blenden für alle Segmente eines
Feldes auf die minimal mögliche Position.
Dabei wurde die Matchline der MLC-Lamellen auf einen Abstand von 3 cm off axis gelegt, um die Transmission zwischen
den Lamellen-Enden zu minimieren. Es wurden 9 (bisher) klinisch akzeptierte Bestrahlungspläne für Patienten mit Tumoren in verschiedenen Regionen (Prostata, HNO, große Beckenfelder), optimiert mittels Direct Step and Shoot von
Oncentra Masterplan (OTP, Version 4.3, Elekta AB Schweden), mit der DICOM-Adaptor-Software nachbearbeitet. Dabei
wurde die Segmentabfolge optimiert und in einem weiteren Schritt die Y-Blenden fixiert. Die so modifizierten Pläne wurden dann wieder in OTP zurückgelesen und die Dosis neu berechnet. Bei den Plänen mit fixierten Y-Blenden wurde eine
Neunormierung auf die Verschreibungsdosis notwendig. Nach einem dosimetrischen Vergleich der originalen mit den
modifizierten und ggf. neu normierten Plänen in OTP wurden diese dann an MOSAIQ exportiert und an einem ArtisteBeschleuniger (Siemens AG) abgestrahlt und die benötigte Zeit gemessen.
Ergebnisse: Die alleinige Umordnung der MLC-Segmentabfolge erbrachte nur minimale Verkürzungen der Bestrahlungszeiten von maximal etwa 30 s. Deutlich größere Zeitgewinne lassen sich durch die Fixierung der Y-Blenden pro
Bestrahlungsfeld (per beam) erzielen. Diese zeigten sich stark von der Komplexität des Planes abhängig und lagen bei
bis zu 6 Minuten für sehr große und komplizierte Zielvolumina im Beckenbereich. Bei Prostata-Bestrahlungen ergab sich
durch das Verschieben der MLC-Matchline in einigen Fällen sogar eine Verlängerung der Bestrahlungszeit. Die TIGERoptimierten und neuberechneten Pläne unterschieden sich in der Dosisverteilung bei alleiniger Umordnung der MLCSegmentabfolge nicht von den Originalplänen. Die Neuberechnung der Pläne mit fixierten Y-Blenden zeigten nach Neunormierung im Hochdosisbereich Unterschiede von deutlich unter 1 % und im Niedrigdosisbereich aufgrund der zwar
geringen aber nicht vernachlässigbaren Transmission durch den MLC (unter 0,5 %) von bis zu 5 % (lokal).
Zusammenfassung: Durch die Optimierung der Segmentabfolge und die Fixierung der Y-Blenden mit Hilfe der DICOMAdaptor-Software lassen sich bei von OTP generierten Step&Shoot-IMRT Plänen bei der Abstrahlung an Artiste Beschleunigern kürzere Bestrahlungszeiten erreichen.
Während eine alleinige Optimierung der Segmentabfolge nur geringe Zeiteinsparungen erbringt, liegen die Zeitgewinne
bei per-beam-Fixierung der Y-Blenden bei bis zu 6 Minuten für große und komplexe Zielvolumina im Beckenbereich. Die
Unterschiede in den Dosisverteilungen aufgrund der nicht vernachlässigbaren Transmission durch den MLC sind in klinisch vollständig akzeptabel. Vor der klinischen Einführung sind noch dosimetrische Verifikationen am Beschleuniger
geplant. Auf der Tagung sollen dann deren Ergebnisse und eine umfangreichere Statistik der Zeiteinsparungen vorgestellt werden.
355
P19 Fehlerabschätzung durch Absorption von Metallimplantaten bei der CT-basierten
Bestrahlungsplanung
1
1
1
1
1
J. Halbur , S. Lemmer , D. Poppinga , B. Poppe , H.K. Looe
1
Fragestellung: Der Einfluss von metallischen Implantaten stellt eine Herausforderung in der Bestrahlungsplanung dar.
Durch die hohen Dichten der verwendeten Metalle kommt es beim CT zur starken Absorption und Strahlaufhärtung und
somit zu Bildartefakten. Außerdem arbeiten typische Computertomographen mit einer Hounsfield-Skala im Bereich von 1024 bis 3071. Die für Implantate verwendeten Metalle weisen rechnerisch allerdings zumeist weit höhere Hounsfield
Werte (HU) auf, so dass die Information über die atomare Zusammensetzung und die Elektronendichten der metallischen
Implantate nicht vorhanden sind. Um diese Probleme zu umgehen, werden in dem verwendeten Bestrahlungsplanungssystem Bereiche mit einer HU größer als 2832 mit Eisen gleichgesetzt.
In dieser Arbeit wird die Absorption von verschiedenen metallischen Implantaten im Dentalbereich bei hochenergetischer
Bremsstrahlung systematisch untersucht. Weiterhin soll der Fehler, welcher durch die fehlende Information über die Implantate im CT und eine fehlerhafte Zuweisung von Materialien im Bestrahlungsplanungssystem verursacht wird, mit Hilfe
von Monte-Carlo Simulationen quantifiziert werden.
Material und Methoden: Es wurden zwei häufig im Dentalbereich eingesetzte Metalle mit einer Dichte von 4,54 g/cm3
(Titan) und 18 g/cm3 (Zahngold) betrachtet. Zusätzlich wurden zwei weitere Metalle verwendet, die von dem Planungssystem noch erfasst werden können, Aluminium mit einer Dichte von 2,7 g/cm3 und Eisen mit der Dichte 7,87 g/cm3. Alle
vier Metalle wurden in den Stärken 1, 7 und 16 mm untersucht und befinden sich in 5 cm Tiefe in einem Wasserphantom
(Abb. 1).
Für die Berechnungen im Bestrahlungsplanungssystem (Oncentra Masterplan Version 4.3, Elekta) wurde mit Hilfe von
Matlab ein Dicomdatensatz erstellt, der die Metalle artefaktfrei abbildet. Aufgrund der Annahme des Planungssystems,
dass ab 2832 HU jedes Material als Eisen angenommen wird, wurde auch für Titan und Gold jeweils ein Wert von 3071
angegeben, wodurch das Planungssystem annimmt, dass es sich hier um Eisen handelt. Für Aluminium wurde eine HU
von 2640 verwendet. [1]
Geplant wurde mit 6 MV und einem 10 x 10 cm2 Stehfeld, das eine gute Dosishomogenität aufweist. Zur Berechnung
wurden die Algorithmen Pencil Beam und Collapsed Cone verwendet. Die Tiefendosiskurven wurden entlang der Zentralstrahlachse des Photonenstrahles analysiert. Weiterhin wurden die Dosiswerte DVor und DNach aus den
Tiefendosiskurven abgelesen und die Transmission der jeweiligen Metallprobe berechnet (Abb. 1).
Zur Abschätzung des Fehlers wurden die Ergebnisse aus einer Monte-Carlo Simulation als Referenz herangezogen.
Hierfür wurde das Simulationsprogramm EGSnrc verwendet. Zur Verifikation des Monte-Carlo Modells wurde die
Wassertiefendosiskurve ohne Metall simuliert und mit der aus dem Bestrahlungsplanungssystem verglichen. Für alle
Simulationen wurde ein 6 MV Spektrum nach Chofor et al [2] für ein 10 x 10 cm2 Feld des verwendeten Beschleunigers
(Primus, Siemens Healthcare, Erlangen) verwendet. Für den weiteren Vergleich wurden die Wassertiefendosiskurven mit
Metallproben in 5 cm Tiefe, wie im Bestrahlungsplanungssystem (Abb.1) simuliert. Alle Tiefendosiskurven wurden auf das
Dosismaximum in Wasser normiert.
Neben dem Planungssystem und der Simulation wurde eine weitere Methode zur Abschätzung der Transmission herangezogen. Dabei wurden die Dosiswerte analytisch auf Basis des Collision Kermas berechnet:
(1)
wobei
die Massenabsorptionskoeffizienten [3] und x die Dicke des Absorbers vor dem Dosispunkt beschreibt. Zur
Bestimmung der Massenabsorptionskoeffizienten und der Fluenz wurde das vorherige 6 MV Spektrum verwendet. Im
Gegensatz zur Simulation und zum Bestrahlungsplanungssystem wurde für die analytische Berechnung angenommen,
dass ein kleines Feld verwendet wird, bei dem Streueffekte zu vernachlässigen sind, die sogenannte Narrow Beam Geometrie. Die Strahldivergenz wurde durch das Abstandsquadratgesetz berücksichtigt.
Ergebnis: In Abb. 2 werden exemplarisch die Tiefendosiskurven aus dem Planungssystem und der Monte-Carlo Simulation für die vier untersuchten Metalle mit 7 mm Dicke verglichen. Allgemein lässt sich beobachten, dass die Werte aus
dem Planungssystem und der Monte-Carlo Simulation für Aluminium und Eisen gut übereinstimmen. Bei Titan ist die
berechnete Transmission im Planungssystem niedriger als bei der Monte-Carlo Simulation. Hingegen wird die Transmission von Zahngold, das eine weit höhere Dichte hat als Eisen, vom Planungssystem stark überschätzt. Die gleichen Ergebnisse lassen sich auch für 1 und 16 mm dicke Metallproben beobachten. Der Unterschied zwischen den Algorithmen
Pencil Beam und Collapsed Cone, ist im Vergleich zu der Unter- bzw. Überschätzung der Transmission bei Titan und
Zahngold gering.
356
Bei dem Vergleich der Tiefendosiskurven lässt sich gut erkennen, dass die Rückstreuung aus den Metallen vom Planungssystem nicht berücksichtigt wird. Vergleicht man die Tiefendosiskurven untereinander, sieht man, dass die Rückstreuung, ab einer Materialdicke von 1 mm unabhängig von der Dicke des Materials ist.
Bei allen Materialstärken lässt sich beobachten, dass das Planungssystem für Aluminium und Eisen richtig rechnet. Die
Transmission für Titan wird vom Planungssystem bei allen Materialstärken unterschätzt und die Abweichung bei einer
Dicke von 16 mm beträgt 13%. Bei Zahngold hingegen wird die Transmission überschätzt. Bei 1 mm beträgt der Fehler
zur Simulation hier etwa 4% und bei 16 mm bereits 89%. Es hat sich gezeigt, dass die Ergebnisse aus der analytischen
Berechnung nach Gl. (1) für eine erste Abschätzung des Fehlers durch das Bestrahlungsplanungssystem in Betracht
gezogen werden können, wobei die Gültigkeit der Gleichung mit zunehmendem Streuanteil verringert wird.
Zusammenfassung: Unsere Ergebnisse zeigen, dass die Transmission durch das Bestrahlungsplanungssystem bei
Metallen mit einer Dichte zwischen Aluminium und Eisen unterschätzt und bei Metallen mit einer Dichte höher als Eisen
überschätzt wird. Bei Zahnbrücken und Kronen mit typischen Durchmessern zwischen 5 bis 15 mm, wird bei Metallen mit
einer sehr hohen Dichte ein Fehler von bis zu 80% verursacht.
Die Absorption stellt einen von drei Effekten, die durch Metallimplantate verursacht werden, dar. Der Fehler in der
Dosisberechnung, der durch Bildartefakte im CT verursacht wird, wurde in einer separaten Studie untersucht [4]. Hier
wurden die Bildartefakte durch eine manuelle Überschreibung der Dichte korrigiert. Es ist bemerkenswert, dass der Fehler durch die Absorption von metallischen Implantaten im Bestrahlungsplanungssystem nicht korrigiert werden kann. Eine
manuelle Überschreibung der Massendichte im Bestrahlungssystem ist nur bis einem Wert von 2.83 g/cm3 erlaubt. In
einer weiteren Studie wird der gesamte Fehler, der durch Absorption, Bildartefakte und Rückstreuung verursacht wird,
messtechnisch untersucht. Dabei werden verschiedene Bestrahlungstechniken auf ein anthropomorphisches KopfPhantom mit Zahneinsätzen aus verschiedenen Materialien angewendet.
Abb.1: Modellaufbau mit Metallproben in Wasser; die Transmission wurde zwischen D Vor und DNach berechnet.
357
Titan: 7mm
1.2
1.2
1
1
Relative Dosis
Relative Dosis
Aluminium: 7mm
0.8
0.6
0.4
0.2
0
0.8
0.6
0.4
0.2
0
2
4
6
Tiefe in cm
8
0
10
0
2
1.2
1.2
1
1
0.8
0.6
0.4
0.2
0
8
10
8
10
Zahngold: 7mm
Relative Dosis
Relative Dosis
Eisen: 7mm
4
6
Tiefe in cm
0.8
0.6
0.4
0.2
0
2
4
6
8
Pencil Beam
0
10
0
Collapsed Cone
2
4
6
Simulation
Abb. 2: Tiefendosiskurven der verschiedenen Materialien bei einer Materialstärke von 7 mm. Verglichen werden die Planungsalgorithmen Pencil Beam und Collapsed Cone mit der Monte-Carlo Simulation. Die Abweichung zwischen der Monte-Carlo Berechnung und
dem Bestrahlungsplanungssystem im Aufbaubereich, ist auf die fehlende Berücksichtigung der Kontaminationselektronen bei der Monte-Carlo Simulation zurückzuführen.
Literatur
[1]
Appendix C: Validation of Photon Dose using Plastic Phantoms, Nucletron, 2009, Oncentra – Physics and Algorithms
[2]
N. Chofor,D. Harder, K.C. Willborn, B. Poppe: Internal scatter, the unavoidable major component of the peripheral
dose in photon-beam radiotherapy, Phys. Med. Biol. 57,2012, S. 1733–1743
[3]
S.M.Seltzer, J.H. Hubbell: Tables of X-Ray Mass Attenuation Coefficients and Mass Energy-Absorption Coefficients, 1996
[4]
D. Poppinga et al: Untersuchung des Einflusses von CT Rekonstruktionsartefakten auf die Bestrahlungsplanung
von intensitätsmodulierten Bestrahlungen, DGMP 2015
358
P20 Dosimetric evaluation of VMAT planning for Elekta Agility using Varian planning system
1
2
3
V. Prokic , F. Roehner , S. Spiessens
1
University of Applied Sciences Koblenz, RheinAhrCampus, Remagen
2
Universitätsklinikum Freiburg, Klinik für Strahlentherapie, Freiburg
3
Varian Medical Systems, Palo Alto, Vereinigte Staaten Von Amerika
Purpose: Volumetric modulated arc therapy (VMAT) allows irradiation with simultaneously varying dose rate, gantry
speed, collimator, and leaf positions, resulting in plans with shorter irradiation time and superior dose distributions in
comparison to step-and-shoot IMRT. The Agility multileaf collimator (Elekta AB, Stockholm,Sweden) has 160 leaves of
projected width 0.5 cm at the isocenter, with maximum leaf speed 3.5 cm/s anddynamical leaf guides. VMAT planning for
Elekta linear accelerators is supported with the following treatment planning systems: Pinnacle3 (Philips, Fitchburg WI,
USA), Oncentra Masterplan (Elekta), RayStation (RaySearch Laboratories AB, Stockholm, Sweden) and Monaco
(Elekta). The newest release of Eclipse TPS V13.5 (Varian Medical Systems, Palo Alto, CA, USA)) includes an algorithm
for Elekta Agility VMAT planning.The purpose of this study was to assess dosimetric validation of the new VMAT optimization algorithm implemented in the treatment planning system Eclipse TPS V13.5 for the latest Elekta MLC, Agility. Testing was performed by creating and dosimetrically verifying VMAT plans for different anatomical sites.
Material and methods: Ten patients with different carcinoma sites previously treated were selected for this study: head
and neck, lung, prostate, anal and cervix carcinoma. Selection was made in order to cover common tumor sites and also
to have broad spectrum of complexity. VMAT plans were calculated and the plan quality was evaluated by homogeneity,
conformity and target coverage.All plans are re-calculated for Octavius phantom with 729 2D-Array (PTW, Freiburg) and
irradiated. Comparison of measured and calculated dose distributions was done in VeriSoft 6.0 Software (PTW, Freiburg)
using 2D Gamma-index and “Difference in % of normalization value of reference matrix”–method. Later method is more
strict then gamma-index criteria and is common for dosimetric evaluation in our clinic.
Results: All VMAT plans met clinical objectives, providing high conformal dose distributions. The comparison of the 3D
dose distribution measured by PTW Octavius 729 2D-Array passed both used criteria. 2D Gamma-Value (3% local dose,
3mm distance to agreement) analysis for all plans gave results gamma index=1, with 100% passing points. The other
comparison method, resulted in more of 95% passing points for all investigated plans.
Conclusion: This study showed excellent dosimetric validation of VMAT plans made for Elekta Agility using newest
Eclipse 13.5 version of the Varian planning system. It is also shown that MLC of Elekta Agility allows treating most complex target volumes in VMAT technique.
359
P21 Ganzkörperbestrahlung – Umstellung der Bestrahlungstechnik nach Gerätetausch
1
1
1
1
1
1
P. Härtl , M. Maerz , B. Dobler , M.G. Hautmann , F. Pohl , O. Koelbl , M. Treutwein
1
Universitätsklinikum, Klinik und Poliklinik f.Strahlentherapie, Regensburg
1
Einleitung: Bis Ende 2012 standen am Universitätsklinikum Regensburg zwei Siemens Primus (Siemens, Erlangen )
Linearbeschleuniger zur Verfügung. An diesen Beschleunigern wurde die Ganzkörperbestrahlung (TBI) in Sweeping beam-Technik mit Hilfe der Erlanger Schwerkraftschaukel (ESS) appliziert [1]. Mit den neuen Beschleunigern der Firma
Elekta konnte die bisher verwendete Schwerkraftschaukel nicht mehr eingesetzt werden. Es sollte eine modifizierte
Technik ohne ESS eingeführt werden, die ähnliche dosimetrische Ergebnisse liefert wie die bisher verwendete Technik.
Material und Methode:Für die TBI an den Siemensgeräten wurde die ESS mit Ausgleichsfilter bei einer Energie von
6MV Photonen verwendet. Bei einer Verschreibungsdosis von 10Gy oder höher wurden Lungentransmissionblöcke auf
den Schlitten der ESS angebracht. Zusätzlich erfolgte eine Reduzierung der Dosisleistung mit einem Bleifilter. Bestrahlt
wurden 8 Pendelfelder über einen 130° Bogen. Ein zusätzliches Stehfeld mit Spezialkeilfilter sättigte die Dosis im Beinbereich auf. Falls die Lungen ausgeblockt waren, wurde dieser Bereich mit Elektronen aufgesättigt. Die Bestrahlung der
Patienten erfolgte auf einer bodennahen Liege mit Makrolonabdeckung.
Die modifizierte Technik für die neuen Beschleuniger vom Typ Synergy (Elekta, Crawley, UK) stimmt in Anzahl und Energie der Pendelfelder sowie der Lagerung des Patienten mit der ESS überein. Lediglich der Pendelbereich wurde von 130°
auf 120° gekürzt. Der Dosisabfall aufgrund des zunehmenden Abstands in kranialer und kaudaler Richtung wird über
zusätzliche Stehfelder kompensiert. Die Lungenschonung kann über patientennahe Transmissionsblöcke durchgeführt
werden. Die Aufsättigung der Thoraxwand erfolgt analog zur ESS-Technik. Es wurden folgende Messungen unter TBI Bedingungen in RW3 mit einem Dosimeter Unidos und der Ionisationskammer (IC) M23332 (PTW Freiburg) durchgeführt:
Dosisprofil in kranio-kaudaler Richtung für Referenz- / minimalen- / maximalen Durchmesser (21cm, 11cm, 29cm), mittlere / maximale Dosisleistung für verschiedene Durchmesser, Bestimmung der Monitioreinheiten (MU) für verschiedene
Patientendurchmesser und die Transmission der Lungenblöcke für verschiedene Blockstärken. Das kranio-kaudale
Dosisprofil wurde für den Referenzdurchmesser 21 cm in den Tiefen 19 cm, 10,5 cm und 2 cm auf einer Länge von 120
cm mit Gafchromic Filmen überprüft. Das laterale Profil wurde mit Gafchromic Filmen auf Homogenität geprüft. Es wurden die Kalibrierfaktoren für Halbleiter (HL) -Sonden Isorad-p (SUN Nuclear Meburn, U.S.A.) mit Multidos und der Software Multisoft (PTW Freiburg) ermittelt. Das Verhältnis der Eintritts- und Austrittsdosis (gemessen mit HL-Sonden) zur
Dosis in Patientenmitte (gemessen mit IC M23332) wurde bestimmt. Der Einfluss der Feldgröße auf den Halbschatten der
Lungenblöcke wurde mit X-OMAT Filmen (Kodak) untersucht. Für Messungen zur Kontrolle eines eventuell vorhandenen
Aufbaueffektes wurde eine Rooskammer (PTW Freiburg) in RW3 verwendet. Abschließend wurde an einem mit
Gafchromic Filmen und HL- Sonden bestückten Aldersonphantom eine TBI Bestrahlung durchgeführt.
Ergebnisse: Das kranio-kaudale Dosisprofil am Primus wies im Körperstamm ein Maximum von 110% und ein Minimum
von 100% (bezogen auf die verordnete Dosis) auf. Bei dem Agility beträgt das Dosisminimum 95% und das
Dosismaximum 101%. Die Ergebnisse der IC Profilmessung ließen sich durch die Gafchromic Messung reproduzieren.
Die Differenz zwischen maximaler und minimaler Dosis im lateralen Profil durch den Referenzpunkt betrug 5%. Um einen
vergleichbaren Halbschatten wie bei der ESS-Technik zu erreichen, wurde die Feldbreite in kranio-kaudaler Richtung von
32 cm auf 10 cm reduziert. Bei vergleichbarer mittlerer Dosisleistung 0,056 Gy/min über die Dauer eines Pendelfelds
erhöht sich die maximale Dosisleisung von 0,23 Gy/min auf 0,53 Gy/min. Unter der Makrolonplatte wurde kein Aufbaueffekt nachgewiesen. Die Messungen im Aldersonphantom zeigten vergleichbare Ergebnisse.
Diskussion und Schlussfolgerung: Die aktuelle Technik liefert ohne Verwendung von Sonderzubehör vergleichbare
dosimetrische Ergebnisse wie die ESS. Damit kann an die bisherigen Erfahrungen mit TBI angeknüpft werden. Probleme,
die mit der Verwendung von Sonderzubehör verbunden sind, werden damit vermieden.
Literatur
[1]
Müller RG. (1988).Ganzkörperbestrahlung mit der Sweeping-Technik. In: Nüsslin, F. (Hg.): Medizinische Physik
88. Tübingen:365–369.
360
Brachytherapie/Stereotaxie
Chair: G. Glatting (Heidelberg)
P22 Validierung der Haltepunkte im Ring-Stift Applikator mit dem SRS1000 Array
1
M. Kollefrath1, M. Gainey
1
Uniklinik Freiburg , Klinik für Strahlenheilkunde - Physik, Freiburg
Fragestellungen: In der Brachytherapie ist die Präzision mit der die Quelle den geplanten Ort erreicht für die Genauigkeit
der Dosisverteilung mitentscheidend. In einem dünnen Applikator, dessen Lumen nur wenig größer als der Durchmesser
der Quelle ist, wird davon ausgegangen, dass die Quelle auf ca. 1mm genau positioniert wird. Die Lage der Transferschläuche, Biegungen des Applikators und Größe des Applikatorlumens verschlechtern diesen Wert.
Bei der Bestrahlung des Zervixkarzinom in der Brachytherapie wird oft der Ring-Stift Applikator verwendet. Die genauste
Zielvolumendefinition kann in MR-Bildern vorgenommen werden. Im interstitiellen CT-MR tauglichen Ring Applikator
(Nucletron/Elekta Hamburg) befährt die Quelle ein relativ großes Lumen. Wie schon von anderen Gruppen berichtet,
ergibt die Rekonstruktion des Quellenpfades mit Röntgenmarkern oder Ähnlichem große Abweichungen zu den tatsächlichen Haltepunkten. Eine Verbesserung erreicht man mit der Applikator-Bibliothek des Oncentra Planungssystems
(Elekta Hamburg). Das Planungssystem benutzt eine Tabelle mit den tatsächlichen Haltepunkten. Wie genau stimmen
nun die vorgegebenen Haltepunkte mit der Realität überein?
Kann mit Hilfe eines Dosis-Mess-Arrays die technische Abnahme der interstitiellen Ring CT/MR Applikatoren erfolgen?
Material und Methoden: Die Ringe des Applikators gibt es in drei Durchmessern (26mm, 30mm und 34mm), die mit
Stiften dreierlei Längen (20mm, 40mm und 60mm) kombiniert werden können. Für die Bestimmungen der Haltepositionen werden die Applikatoren einzeln auf dem SRS1000 Array (PTW Freiburg) positioniert.
Das SRS1000 ist ein hochauflösendes Array mit 977 flüssigkeitsgefüllten Ionisationskammern. (Zur Verwendung dieses
Arrays in der Brachytherapie siehe [1] und [2].) Darauf werden mit einer Grundplatte und Einlegeplatte (Abb. 1) die Applikatoren präzise positioniert. Jeder Ring hat seinen eigenen Einlegeplatte, die drei Stifte können auf einer Einlegeplatte
befestigt werden. Mit dem Afterloader microselectron V2 mit Iridiumquelle (Elekta Hamburg) wird nun immer nur eine
Halteposition bestrahlt.
Parallel zu den Messungen mit dem Array wurde im Planungssystem Oncentra Version 4.3 mit Applikatorbibliothek ein
Plan erzeugt, der der Positionierung auf dem Array entspricht. Für jeden bestrahlten Haltepunkt wird ein Plan erzeugt und
eine Dosismatrix berechnet. Die Dosisberechnung folgt dem TG43 Algorithmus[3]. Der Nullpunkt und die Größe der
Dosismatrix können in dem Planungssystem numerisch eingegeben werden. Die Matrix hat den minimalen Gitterabstand
von 1mm in alle Richtungen.
Mit Verisoft (Version 6.0, PTW Freiburg) wird die gemessene Dosisverteilung mit der berechneten Dosisverteilung verglichen (Abb. 2). Die Verschiebung in der Messebene wird mit der Auto-Align-Funktion des Programmes bestimmt. Die
dritte Dimension wird aus dem Unterschied zwischen berechneter und gemessener Maximaldosis ermittelt.
Ergebnisse: Aufgrund des Aufbaus kann der Applikator auf < 0.2 mm und < 0.3° platziert werden. Seitliche Verschiebungen von 0.2 mm sieht man mit dem Auge in der Dosisverteilung. Die Auto-Align-Funktion der Verisoft Software ist
deutlich genauer. Die Reproduzierbarkeit der Auto-Align-Funktion liegt in der Größenordnung von 0.01 mm besser. Auch
in der dritten Dimension kann die Genauigkeit mit < 0.1 mm abgeschätzt werden. Die erreichbare Genauigkeit müsste
somit im Bereich <0.3mm liegen.
Die Ergebnisse sind gut reproduzierbar. Messungen mit einem baugleichen zweiten Afterloader reproduzierten das Ergebnis. Die Messungen unterschieden sich um 1mm oder weniger, was der
Wiederholgenauigkeit unter idealen Bedingungen entspricht (Abb. 3).
Zusammenfassung: Mit dem vorgestellten Verfahren lassen sich die tatsächlich erreichten Haltepunkte in drei Dimensionen mit einer Messgenauigkeit von wenigen zehntel Millimetern genau bestimmen. Allerdings zeigte sich, vor allem für
die beiden untersuchten Ringe mit 30mm Durchmesser, eine zu große Abweichung. Teilweise müssen die Haltepunkttabellen des Planungssystems überarbeitet werden.
Das Verfahren ist sehr gut geeignet um damit die technische Abnahme der CT/MR Ring Applikatoren und die
Applikatorbibliothek durchzuführen.
361
Abb.1: Bild Ringhalterung
Abb.2: Schnitt durch die Dosisverteilung in der Messebene. Punkte Messung, Linie berechnet
Abb.3: Haltepunkte in einer Ebene am Beispiel von zwei 30mm Ringen mit Sollposition aus dem Planungssystem, Grün und Blau sind
die beiden 30mm Ringe, Ernie ist der zweite Afterloader. Die Sollposition ist mit einem lila x gekennzeichnet.
Literatur
[1]
Michael Kollefrath, Mark Gainey, Dose measurement with Octavius SRS 1000 Array in brachytherapy. Principle
suitability for system checks and dosimetry – First Results, Dreiländertagung Zürich (2014)
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[3]
Mark J. Rivard, Update of AAPM Task Group No. 43 Report: A revised AAPM protocol for brachytherapy dose
calculations, AAPM (1995 und update 2003)
362
P23 Filmdosimetrie und Monte-Carlo Berechnung von Brachytherapiefeldern bei normalen
und silikonöl-gefüllten Augen
,2
1 3
1 3
1 3
S. Seidel1 , A. Weber , , R. Stark , , J. Heufelder ,
1
Charité - Universitätsmedizin Berlin, BerlinProtonen am HZB, Berlin
2
Martin-Luther-Universität Halle-Wittenberg, Institut für Physik, Halle
3
Charité - Universitätsmedizin Berlin, Augenklinik Campus Benjamin Franklin, Berlin
Fragestellungen: In der Augenheilkunde können Ablösungen der Netzhaut durch eine Vitrektomie behandelt werden.
Dabei wird der Glaskörper entfernt und durch Silikonöl ersetzt. Bei einer Strahlentherapie von intraokularen Tumoren, wie
dem Aderhautmelanom, sind in diesen Augen aufgrund des im Öl enthaltenen Siliziums veränderte physikalische Voraussetzungen gegeben. Vorangegangene Untersuchungen zeigen klinisch relevante Veränderungen der Dosisverteilung
bei Behandlung mit Protonen (Abb. 1 und 2) [1]. Inwiefern sich die Anwesenheit des Silikonöls auch auf die
Dosisverteilung von Augenapplikatoren auswirkt, soll für Ruthenium- und Iod-Applikatoren mit Hilfe von Monte-Carlo Simulationen und Filmdosimetrie untersucht werden.
Abb. 1: CT-Aufnahme eines normalen (a) und silikonölgefüllten
(b) Auges (in (b) kennzeichnet Behandlung eines silikonölgefüllten Auges mit Ellipse den zu behandelnden Tumor)
Abb. 2: Reichweitenüberhöhung bei silikonölgefüllten Protonen [1]
Material und Methoden: Die zweidimensionale Dosisverteilung im Auge bei der Behandlung eines Aderhautmelanoms
mit Augenapplikatoren wurde mit Hilfe von Monte-Carlo Simulationen (MCNPX 2.6.0, Los Alamos, USA) untersucht. Im
Vorfeld mussten die erhaltenen Ergebnisse mit experimentellen Daten anhand einfacher Versuchsaufbauten verglichen
und verifiziert werden. Zu diesem Zweck wurden relative Tiefendosiskurven und zweidimensionale Dosisprofile eines
Ruthenium-Applikators vom Typ CCB (Eckert& Ziegler, BEBIG GmbH, Berlin, Deutschland) in Wasser und Silikonöl
(AT.SIL-ol 3000, Acri.Tec GMbH, Deutschland) mit Hilfe von Gafchromic EBT3 Filmen (ISP, Wayne, New Jersey, USA)
gemessen. Dafür wurden speziell zu diesem Zweck konstruierte Phantome verwendet, welche es ermöglichen, die Filme
senkrecht und zentral über dem Applikator zu positionieren [2]. Die Filmkalibrierung wurde mit 6 MeV Elektronen an einem Clinac 2100C (Varian Medical Systems, Palo Alto, USA) durchgeführt. Die gemessenen relativen Tiefendosiskurven
und Dosisprofile des Ruthenium-Applikators wurden mit Herstellerangaben und Simulationsergebnissen verglichen. Die
zweidimensionale Dosisverteilung innerhalb eines normalen und silikonölgefüllten Auges mit Tumor (kuppelförmig, Prominenz 6 mm, Basisdurchmesser 17 mm) wurde anschließend mit Monte-Carlo Simulationen berechnet.
363
Für Iod-Applikatoren wurden die Monte-Carlo Berechnungen anhand der Tiefendosiskurven in Wasser und Silikonöl eines Röntgentiefentherapiegeräts DARPAC 150M (Raytec Inc. UK) mit Filmmessungen überprüft und belegt. Die
Dosisverteilungen wurden für einen Iod-Applikator (COMS Design, 16 mm Durchmesser, 13 Seeds) in einem normalen
und silikonölgefüllten Auge mit Tumor (pilzform, Prominenz 11 mm, Basisdurchmesser 16 mm) berechnet.
Ergebnisse: Die Simulationsergebnisse der relativen Tiefendosiskurven in Wasser und Silikonöl stimmten sehr gut mit
den relativen Angaben des Herstellers und den Ergebnissen der EBT3 Filme überein. Auch das gemessene zweidimensionale Dosisprofil des Applikators in Wasser konnte mit den Monte-Carlo Simulationen sehr gut reproduziert werden.
Grundlegend war festzustellen, dass die emittierten Elektronen des Ruthenium-Applikators in Silikonöl eine größere
Reichweite besitzen als in Wasser oder im Glaskörper. Im simulierten Tumor zeigte ein Vergleich, dass es bei Anwesenheit von Silikonöl zu keiner Unterdosierung im Tumorgewebe kommt (Abb. 3). Die Dosisbelastung für Risiskoorgane erhöht sich abhängig von ihrer Entfernung zur Tumorkante um 1,5 % bis 11,4 % (Tab. 1).
Auch für die relativen Tiefendosiskurven des Röntgentiefentherapiegeräts lieferten Simulation und Filmmessung gut
übereinstimmende Ergebnisse. Die von den Iod-Applikatoren emittierte Photonenstrahlung wird in Silikonöl stärker geschwächt als in normalem Glaskörpergewebe. Es ergab sich für den simulierten Tumor eine leichte Unterdosierung in der
Tumorspitze. Sie erhält nur 90 % der Solldosis. Auch eine Verringerung der Dosisbelastung für Risokoorgane in diesem
simulierten Fall von 70 % auf 55 % der Tumorkontrolldosis bei Anwesenheit von Silikonöl war zu beobachten(Abb. 4).
Abb. 3: Relative Dosisverteilung eines Ruthenium Applikators im Auge mit Tumor bei normalem Glaskörper und Silikonöl
Abb. 4: Relative Dosisverteilung eines Iod Applikators im Auge mit Tumor bei körper und Silikonöl
364
Position
Abstand zur Tumorkante
Dosisabweichung
1
0 mm
1,5 %
2
1,5 mm
4,6 %
3
3 mm
5,1 %
4
4,5 mm
7,3 %
5
6 mm
11,4 %
Tab. 1: Relative Abweichung der Dosisbelastung in den Risikostrukturen abhängig von ihrem Abstand zur Tumorkante
Zusammenfassung: Die zweidimensionale Dosisverteilung von Ruthenium- und Iod-Applikatoren im normalen und silikonölgefüllten Auge wurde mit Hilfe von Monte-Carlo Berechnungen untersucht. Bei Ruthenium-Applikatoren zeigten die
Simulationen keine klinisch relevanten Veränderungen der Dosisverteilung im Auge (Abb. 3).
Bei Iod-Applikatoren kann es abhängig von der Tumorform zu leichten Unterdosierungen in der Tumorspitze kommen.
Die Dosisbelastung für Risikoorgane kann hingegen durch die Anwesenheit von Silikonöl verringert werden (Abb. 4). Die
klinischen Auswirkungen eines bewussten Einsatzes von Silikonöl als Abschirmung und Strahlenschutz bei Behandlung
mit Iod-Applikatoren wäre daher weitergehend zu untersuchen.
Literatur
[1]
Weber A., Cordini D., Stark R., Heufelder J.: The influence of silicone oil used in ophtalmology on the proton therapy of uveal melanomas, Phys. Med. Biol. 57 (2012)
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[2]
Kirschner S., Seidel S., Stark R., Weber A., Heufelder J.: Phantom zur Filmdosimetrie von Ruthenium-106
Augenapplikatoren, Medizinische Physik 2015
365
P24 Optimierungsuntersuchungen zur Augentumor – Brachytherapie
1 2
1
1
1
1
2
M. Eichmann1, M. Ebenau , , H. Sommer , T. Irlenborn , E. Stöckel , B. Thomann , D. Flühs , B. Spaan
1
5
Technische Universität Dortmund, Experimentelle Physik , Dortmund
2
Universitätsklinikum Essen, Klinik für Strahlentherapie, Essen
1
Fragestellungen: In Deutschland erkranken pro Jahr etwa 1000 Menschen an Augentumoren. Bis in die fünfziger Jahre
des letzten Jahrhunderts bestand nur die Möglichkeit der Enukleation. In Abhängigkeit von Größe, Form und Position des
Tumors im Auge werden heute bei der Therapieplanung Organ und Sehkraft erhaltende Therapieformen bevorzugt. Bei
Tumorhöhen zwischen 2,5 mm und 10 mm wird die Brachytherapie angewandt [1]. Bei dieser Behandlungsmethode wird
eine radioaktive Quelle (Augenapplikator) möglichst nah am Tumor platziert. Bei den Augenapplikatoren handelt es sich
um Kalotten aus Edelstahl, Silber oder Gold, die auf ihrer konkaven Seite mit einem radioaktiven Material belegt sind und
für eine Dauer von 1-12 Tagen auf dem Auge fixiert werden. Dabei wird an der Tumorspitze meist eine Dosis von 80130Gy appliziert, während an der Tumorbasis, je nach verwendetem Radionuklid, die Dosis bis zu 1500Gy betragen kann
[2].
Am Universitätsklinikum Essen werden pro Jahr ca. 400 Patienten, bei denen ein Augentumor diagnostiziert wurde, mit
Augenapplikatoren therapiert. Bei der Therapie von Augentumoren mit einer Höhe bis zu 7mm (80-90% der Fälle) ge106
106
125
schieht dies mit Ru-Applikatoren. Bei einer Tumorprominenz von bis zu 10 mm werden Ru/ I-Applikatoren, sogenannte Binuklid-Applikatoren [3], eingesetzt.
Die Brachytherapie maligner Melanome der Uvea hat heute in Zentren mit Erfahrung eine Erfolgsrate von 80–90% in
Bezug auf die Erhaltung des betroffenen Auges [4]. Es ist jedoch im Hinblick auf die hohe Anzahl an Spätkomplikationen
in Folge dieser Therapie [5] unumgänglich, eine verbesserte Dosimetrie der Augenapplikatoren und Diagnostik in die
Behandlungsplanung mit einzubeziehen.
Material und Methoden: Aus dem an der TU Dortmund durchgeführten DFG-Projekt (EI869/1-1) ist durch Kombination
106
von Messungen und Monte-Carlo-Simulationen die dreidimensionale Dosisverteilung aller gebräuchlichen
RuApplikatortypen sehr genau bekannt [6],[7]. Gleichzeitig wurde in Zusammenarbeit mit dem Universitätsklinikum Essen
ein vollkommen neues Design für einen Binuklid-Applikator in kompakter Bauweise entwickelt. Für den neuen BinuklidApplikator wird die genaue Dosisverteilung ermittelt.
Außerdem wird untersucht, wie Applikatoren standardisierter Form und Größe individuell an die behandelten Tumore
angepasst werden können. Dazu wird der Applikator teilweise mit einer Goldschicht belegt, wodurch an diesen Stellen ein
großer Anteil der Strahlung abgeschirmt und die Gesamtdosisverteilung positiv beeinflusst wird.
Auf Grund der steilen Dosisgradienten und kleinen Quellen werden Detektoren mit einer hohen Ortsauflösung und einem
großen dynamischen Bereich benötigt. Wichtig ist zudem eine hohe Lichtausbeute, die proportional zur deponierten
Energie ist. Der in der Industrie gebräuchliche Kunststoff PEN zeigt in Messungen eine vergleichbare Lichtausbeute wie
die üblichen Plastikszintillatoren, wie z.B. dem an der TU Dortmund verwendeten BC400 [6]. Ein großer Vorteil liegt in der
einfachen Verarbeitung, die auch Messvolumina unter 0,25mm3 erlauben sollte. Es werden neue, auf PEN basierende,
Szintillationsdetektoren gefertigt und ihre Anwendbarkeit in der Dosimetrie geprüft.
Die bereits jetzt erreichte Genauigkeit der Dosisverteilungen geht weit über die bisher im klinischen Bereich eingesetzte
Dosimetrie der Augenapplikatoren hinaus und erfordert für einen erfolgreichen Einsatz in der Therapie die Verbindung mit
einer ebenso präzisen Diagnostik. Die Diagnostik soll durch den Einsatz einer plenoptischen Kamera [8] erweitert und
präzisiert werden. Zusätzlich soll die exakte Position des Applikators auf dem Auge während und nach der Operation mit
Hilfe von LEDs erfasst werden, die sich im Randbereich des Applikators befinden und durch die Sklera hindurch sichtbar
sind.
Ergebnisse: Die Dosisverteilungen des neuen Binuklid-Applikators und verschiedener mit einer Goldschicht belegter
Applikatoren wurde hochpräzise vermessen. Die auf PEN basierenden Detektoren wurden an einem von der Physikalisch
106
Technischen Bundesanstalt zertifizierten Sekundärstandard kalibriert. Ihre Eignung für die Dosimetrie von
RuApplikatoren wurde gezeigt [9]. Ein erster Prototyp zur Platzierung von LEDs im Randbereich eines Applikators wurde
gebaut.
Zusammenfassung: Es werden die Ergebnisse zu den Optimierungsuntersuchungen zur Augentumor-Brachytherapie
unter Berücksichtigung der Lage und Ausdehnung des Tumors und des Designs sowie der Dosimetrie und der Platzierung des radioaktiven Applikators vorgestellt.
366
Danksagung: Diese Arbeit wird von der Deutschen Forschungsgemeinschaft gefördert (Projektnummer: EI869/1-3).
Literatur
[1]
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Recommendations for Brachytherapy of Uveal Melanomas. Int. J. Radiation Oncology Biol. Phys. 2003, 56(2):
544–555
[2]
L. Brualla, F. J. Zaragoza, W. Sauerwein: Monte Carlo Simulation of the Treatment of Eye Tumors with 106Ru
Plaques: A Study on Maximum Tumor Height and Eccentric Placement. Ocul Oncol Pathol 2015, 1: 2–12
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D. Flühs, G. Anastassiou, J. Wening, W. Sauerwein, N. Bornfeld: The design and the dosimetry of bi-nuclide
radioactive ophthalmic applicators. Med. Phys. 2004, 31(6):1481-14888
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W. Sauerwein, M. Zehetmeyer: Strahlentherapie intraokularer Tumoren. Der Ophthalmologe 1999, 9: 781-791
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(2004)
[6]
M. Eichmann, D. Flühs, B. Spaan: Development of a high precision dosimetry system for the measurement of
surface dose rate distribution for eye applicators. Med. Phys. 2009, 36(10): 4634-4643
[7]
M. Eichmann, T. Krause, D. Flühs, B. Spaan: Development of a high precision xyz-measuring table for the determination of 3D dose rate distributions of brachytherapy sources. Phys. Med. Biol. 2012, 57: N421-429
[8]
H. Sommer, A. Ihrig, M. Ebenau, D. Flühs, B. Spaan, M. Eichmann: Integral image rendering procedure for
abberation correction and size measurement. Applied Optics 2014, 53(15): 3176-3182
[9]
D. Flühs, A. Flühs, M. Ebenau, M. Eichmann: PEN scintillator – a novel detector for the dosimetry of radioactive
ophthalmic applicators. Zur Veröffentlichung angenommen in Ocul Oncol Pathol, (März 2015)
367
P25 Determination of the ion recombination correction factor for intraoperative electron
beams
1
1
2
M. Ghorbanpour Besheli , I. Simiantonakis , K. Zink , W. Budach1
1
Universitätsklinikum, Strahlentherapie, Düsseldorf
2
Technische Hochschule Mittelhessen, Fachbereich KMUB, Giessen
Introduction: In intraoperative radiation therapy (IORT) a high single dose is applied to the tumor bed directly after resection of the malignancy [1]. This therapy option allows achieving a selective radiation boost on the tumor volume. Producing high dose-per-pulse beams however introduces new challenges of measuring absorbed dose using ionization chambers. This is mainly because the effect of the ion recombination correction factor ks will be more profound. Recent publications have shown that at high dose-per-pulse values conventional methods do not predict the ks factor accurately [2, 3].
The ion recombination correction factor (k s) is determined for the Advanced Markus chamber exposed to electron beams
produced by a dedicated intraoperative radiation therapy (IORT) accelerator at medium dose-per-pulse values [4].
Material and methods: The authors evaluate five different methods. Three of them are known as Boag’s modified expressions, which are based on the two-voltage-analysis method and include the free-electron component [5]. In the fourth
method the IAEA TRS-398 protocol is applied, which uses the same two-voltage-analysis method but ignores the freeelectron component [6], and finally the fifth approach is known as the Jaffé plot. k s values were obtained in the range of
4 mGy/pulse to 42 mGy/pulse and were compared with ks values determined by means of radiochromic films, which are
independent of the dose rate.
Result: It was found that ks values that resulted from the three Boag’s modified expressions and the TRS-398 protocol
deviated by on average 1.8% and 1.5%, respectively, from the reference ks values based on film dosimetry. These results are within the estimated relative uncertainty of ±3%. On the other hand, the absolute deviation of each method depends on the dose-per-pulse value at which the method is investigated.
Summary: In conclusion, in the medium dose-per-pulse range all Boag’s modified expressions could be used for ks determination. Above a dose-per-pulse value of 35 mGy/pulse, the TRS-398 approach should be avoided. At 27 mGy/pulse
and a maximum operation voltage of 300 V the ks value resulting from the Jaffé plot showed a 0.3% deviation from the
reference value. More investigation on the Jaffé plot is necessary at higher dose-per-pulse values.
References
[1]
Beddar a S, Biggs PJ, Chang S, Ezzell G a, Faddegon B a, Hensley FW, et al. Intraoperative radiation therapy
using mobile electron linear accelerators: report of AAPM Radiation Therapy Committee Task Group No. 72. Med
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Piermattei a, Canne SD, Azario L, Russo a, Fidanzio a, Micelit R, et al. The saturation loss for plane parallel ionization chambers at high dose per pulse values. Phys Med Biol. 2000;45:1869–83.
[3]
Laitano RF, Guerra a S, Pimpinella M, Caporali C, Petrucci a. Charge collection efficiency in ionization chambers
exposed to electron beams with high dose per pulse. Phys Med Biol. 2006;51:6419–36.
[4]
Ronsivalle C, Picardi L, Vignati A, Tata A, Benassi M. Accelerators development for intraoperative radiation therapy. PACS2001 Proc 2001 Part Accel Conf (Cat No01CH37268). 2001;4:2494–6.
[5]
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[6]
Andreo P, Kanai T, Laitano F, Smyth V, Zealand N, Vynckier S. Ansorbed Dose Determination in External Beam
Radiotherapy. Iaea Trs-398. 2004;2004(April).
368
P26 Vergleich der Dosisberechnungsalgorithmen AcurosBV und TG-43
mit Monte Carlo Simulation im Bereich der HDR-Brachytherapie
1,2
2
1 2
T.O. Orovwighose , F. Ubrich , K. Zink ,
1
Technischen Hochschule Mittelhessen , Institut für medizinische Physik und Strahlenschutz (IMPS), Gießen
2
Fragestellungen: Im Brachytherapie-Bestrahlungsplanungssystem (BPS) BrachyVisionTM von Varian Medical Systems
(Palo Alto, USA) stehen die beiden Dosisberechnungsalgorithmen TG-43 und AcurosBV zu Verfügung. Die
Dosisberechnung durch den Algorithmus TG-43 der American Association of Physicists in Medicine (AAPM) erfolgt unter
der Annahme, dass sich der Strahler im Wasser befindet, wobei Inhomogenitäten komplett vernachlässigt werden [1, 2].
Der Algorithmus AcurosBV ermöglicht die Berechnung der Dosis durch Lösung der linearen Boltzmann-TransportGleichung (Linear Boltzmann Transport Equation, LBTE) über numerische Verfahren. Im Gegensatz zum TG-43Algorithmus, berücksichtigt Acuros Inhomogenitäten der Patienten bzw. die Patientenanatomie wie Knochen, Luft, Fett
sowie die Applikatormaterialien. Dadurch ist eine genauere Berechnung der Dosisverteilung möglich [3]. Je nach Einstellung kann Acuros sowohl Wasser-Energiedosis als auch Dosis im Medium berechnen. Beide Algorithmen werden im
Rahmen dieser Arbeit mit den Ergebnissen von Monte-Carlo-Simulation verglichen.
Material und Methoden: Die Monte-Carlo-Simulationen dieser Arbeit wurden mit Hilfe des Monte-Carlo-Programmpakets
EGSnrc [4] und der Anwendung egs-chamber [5] realisiert. Die HDR Iridium-Strahlenquelle des GammaMedplus HDR
Afterloaders, welche ebenfalls in BrachyVisionTM implementiert ist, wurde mit dem zugehörigen C++ Geometriepaket [6]
modelliert. Der exakte Aufbau der Strahlenquelle wurde der Literatur entnommen [7]. Für die Simulationen wurde das Ir192-Photonenspektrum der NUDAT Datenbank [8] verwendet. Die Abschneideenergien für die Partikelerzeugung und
den Transport wurden auf AE=ECUT= 516 keV für Elektronen und AP=PCUT= 1 keV für Photonen eingestellt. Die
Dosisberechnung erfolgte in Voxeln der Größe 0,05 x 0,05 x 0,05 cm³. Die Anzahl der Primärteilchen wurde so gewählt,
dass die Standardunsicherheit der Monte-Carlo basierten Dosisberechnung ± 0,5 % (1σ) nicht übersteigt.
In BrachyVisionTM wurde die Dosis mit den Algorithmen TG-43 sowie Acuros (Wasser-Energiedosis und Dosis im Medium) berechnet. Die eingestellte Auflösung der Dosisberechnung betrug 0,06 cm. In ein wasseräquivalentes Festkörperphantom (RW3-Phantom) wurden unterschiedlich dicke Inhomogenitäten verschiedenener Materialen (z.B. Luft, Naturkork und Aluminium) sowie die Strahlenquelle eingebracht (siehe Abb. 1). Es wurden Tiefendosiskurven im Abstand von
1 cm bis 8 cm von der Strahlenquelle bestimmt (in Abbildung 1 entlang der Linie P1 - P8).
Die auf die Dosisleistung in 1 cm Entfernung normierten Kurven werden mit den Ergebnissen der Monte-Carlo Simulationen verglichen:
(1)
Darin beschreibt
die relative Abweichung zwischen Monte Carlo-Dosis
des Bestrahlungsplanungssystems
.
und der Dosis des Algorithmus
Ergebnisse: Die Tiefendosiskurven des homogenen Phantoms sind in Abbildung 2 wieder gegeben. Der Vergleich der
beiden Bestrahlungsplanungsalgorithmen mit den Ergebnissen der Monte-Carlo Simulationen ergibt, dass bei Quellenabständen unterhalb von 6 cm eine maximale relative Abweichung von 1,9 % zum TG-43-Algorithmus und 1,5 % bzw. 0.6%
zum Acuros Algorithmus (Wasser-Energiedosis bzw. Dosis im Medium) bestehen. Oberhalb von 6 cm erreichen die maximalen Abweichungen 3 % bis 4%. Die maximale Standardunsicherheit der Monte Carlo Simulationen beträgt maximal ±
0,5 % (1σ).
In Abbildung 3 ist die Tiefendosiskurve des Phantoms mit einer 12 mm dicken Luftschicht als Inhomogenität gemäß der
Geometrie aus Abbildung 1 zu sehen.
Wie in der Vergrößerung der Tiefendosiskurve (Abbildung 3b) zu sehen ist, vernachlässigen der TG-43 und der Acuros
Algorithmus (Wasser-Energiedosis) die Materialänderung im Phantom, Bei dem Acuros-Algorithmus der die Dosis im
Medium berechnet zeigt sich erwartungsgemäß eine Abnahme der Dosis im Bereich der Luft. Die Ergebnisse der MonteCarlo-Simulationen stehen noch aus.
369
Zusammenfassung: Für das homogenen Phantom beträgt die relative Abweichung der BPS-Algorithmen zur MonteCarlo-Berechnung < 2% innerhalb eines Quellenabstand von 1 - 6 cm. Die geringste Differenz mit 0,6 % weißt hierbei der
Algorithmus Acuros (Dosis im Medium) auf. Die Ergebnisse des Phantoms mit Luft als Inhomogenität zeigen, dass die
von Acuros berechnete Größe Dosis im Medium die Inhomogenitäten im Phantom gegenüber den anderen Algorithmen
berücksichtigt. Dieses Ergebnis muss jedoch noch durch weitere derzeit laufende Monte-Carlo Simulationen verifiziert
werden. Zusätzlich werden weitere Materialen wie Knochen, Lunge und Aluminium als Inhomogenitäten einbezogen.
Abb. 1: Skizze des Versuchsaufbaus. Bei dem homogenen Phantom fehlt der Inhomogenität. Tiefendosisprofile wurden entlang der
Linie P1-P8 berechnet.
relative Abweichung [%]
normierte Dosis [%]
(a)
100
MC
TG-43
Ac-W
Ac-M
50
0
2
4
Abstand [cm]
6
8
6
8
(b)
4
2
MC
MC/TG-43
MC/Ac-W
MC/Ac-M
0
-2
2
4
Abstand [cm]
Abb. 2: a): Tiefendosiskurve der Ir-192-Quelle im homogenen RW3-Phantom. (b): Die relativen Abweichungen zwischen Monte Carlo
und den Algorithmen des BPS . MC: Monte Carlo; Ac-W: Acuros Wasser-Energiedosis; Ac-M: Acuros Dosis im Medium.
370
normierte Dosis [%]
(a)
100
TG-43
Ac-W
Ac-M
50
0
2
4
Abstand [cm]
6
8
normierte Dosis [%]
(b)
30
TG-43
Ac-W
Ac-M
25
20
15
10
2
2.5
Abstand [cm]
3
Abbildung 3: (a) Tiefendosiskurve der Ir-192-Quelle im Phantom mit 12 mm Luft als Inhomogenität. (b) Vergrößerung der
Tiefendosiskurve in dem Bereich, wo sich die Inhomogenität befindet. Ac-W: Acuros Wasser-Energiedosis-zu-Wasser; Ac-M: Acuros
Dosis im Medium.
Literatur
[1]
Nath, Ravinder; Anderson, Lowell L.;Weaver, Keith A.; Williamson, Jeffrey F.; Meigooni, Ali S.:Dosimetry of interstitial brachytherapy sources: Recommendations of the AAPM Radiation Therapy Committee Task Group No. 43;
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Rivard, M.J. et al.: Update of AAPM Task Group No. 43 Report: A revised AAPM protocol for brachytherapy dose
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[5]
Kawrakow. I: egspp: the EGSnrc C++ class library, NRCC Report PIRS-899, National Research Council of Canada, Ottawa, Canada, April 2005 (Available on-line
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National Laboratory); 2004. (http://www.nndc.bnl.gov/nudat2) Zugriff: 13.04.2015.
371
P27 On an individualized QA methodology in stereotactic radiosurgery by the use of
3D-printing technology and polymer gel dosimetry
1
1
2
N. Milickovic , D. Baltas , E. Pappas
1
Sana Klinikum Offenbach GmbH, Medizinische Physik & Engineering, Offenbach am Main
2
Technological Educational Institute Athens, Department of Radiology/Radiotherapy Technologists, Athens, Greece
Introduction: The aim of this work is to present an innovative patient-specific pre-treatment plan verification methodology
that incorporates 3D-printing technology and polymer-gel MRI dosimetry towards an end-to-end individualized quality
assurance in SRS treatments.
Materials and methods: Selected patient planning-CT scans (Fig. 1) were used as input to a 3D printer in order to construct a 3D-holow-phantom that duplicates the patient anatomy in terms of external surface and bone structures. The
phantom was subsequently filled with a VIPAR polymer gel dosimeter [1,2]. This patient-specific dosimeter phantom (Fig.
2) was then used as if it was the real patient: set-up, image guidance and SRS irradiation were followed. The irradiated
phantom was thereafter MRI scanned (T2-maps). These MR images were co-registered with the real patient CT-scans.
Moreover, they were converted to relative dose-maps with high 3D-spatial resolution.
Results: The T2-maps of the irradiated patient-specific phantom are directly related with the delivered dose. By the coregistration of these maps with the real patient CT-scans a qualitative evaluation of the treatment effectiveness and patient safety was implemented. High dose areas were detected on the PTV while OARs were adequately spared, as originally designed by the TPS. Moreover, by performing a quantitative analysis, the comparison between the DVHs calculated by the TPS with the corresponding ones measured by our methodology revealed high accuracy of dose delivery.
Conclusions: A novel patient-specific end-to-end stereotactic radiosurgery QA process was presented and revealed an
accurate SRS delivery to a selected patient. This innovative clinical tool could be supportive towards enhancing treatment
effectiveness and patient safety in modern SRS applications.
Fig.1: Patient on the CT Table with stereotactic fixation tools.
Fig. 2: The patient individually constructed phantom with the corresponding SRS fixation on the CT table.
372
References
[1]
Papoutsaki, MV., Maris TG., Pappas, E., Papadakis, AE., Damilakis, J.: Dosimetric characteristics of a new polymer gel and their dependence on post-preparation and post-irradiation time: effect on X-ray beam profile measurements, Phys Med, 29 (2013) 5, S. 453-460
[2]
Pappas, E., Maris, TG., Zacharopoulou, F., Papadakis, A., Manolopoulos, S., Green, S., Wojnecki, C.: Small SRS
photon field profile dosimetry performed using a PinPoint air ion chamber, a diamond detector, a novel silicondiode array (DOSI), and polymer gel dosimetry. Analysis and intercomparison, Phys Med, 35 (2008) 10, S. 46404648
373
P28 Photogrammetrische Verifikation der Einstellgenauigkeit geplanter
Zielpunktskoordinaten mittels stereotaktischem Zielsystem
1,2
1
1
1
3 2
1
M. Lenz , A. Gierich , A. Hellerbach , V. Visser-Vandewalle , U. Pietrzyk , , H. Treuer
1
Uniklinik Köln, Klinik für Stereotaxie und Funktionelle Neurochirurgie, Köln
2
Bergische Universität Wuppertal, Fachbereich Physik, Wuppertal
3
Forschungszentrum Jülich GmbH, Institut für Neurowissenschaften und Medizin (INM-4), Jülich
Fragestellungen: Bereits 1908 setzten Sir Victor Horsley und Robert Clarke mit der Entwicklung des “stereotactic
apparatus” den Grundstein für minimalinvasive Operationstechniken am Gehirn, bei denen durch die Verwendung eines
am Kopf fixierten Rahmensystems bestimmte Zielpunkte im Kopf punktiert werden können [1]. Heute verwendete Rahmensysteme bestehen aus einem Ring, der am Kopf des Patienten befestigt wird, und aus einem Zielsystem, das an
diesem Ring fixiert wird. Am Zielsystem können kartesische Koordinaten eines Zielpunktes und Zugangswinkel manuell
eingestellt werden, die zuvor mithilfe von MRT- und CT-Aufnahmen des Patientenkopfes in einer Planungssoftware ermittelt wurden. Bis heute werden diese stereotaktischen Rahmensysteme optimiert, um eine möglichst hohe Zielpunktgenauigkeit innerhalb des Gehirns zu erreichen. Viele Rahmensysteme bieten die Möglichkeit, mithilfe eines zugehörigen
Zielphantoms die eingestellten Planungskoordinaten zu überprüfen und kleine Abweichungen intraoperativ
nachzukorrigieren.
Diese Arbeit stellt die Entwicklung einer photogrammetrischen Methode vor, die es ermöglicht, Abweichungen zwischen
geplanten und mit den am Zielsystem eingestellten Koordinaten am Phantom mit Submillimeter-Genauigkeit zu messen.
Abb.1: Phantom mit konischen Metallspitzen befestigt im stereotaktischen Kopfring von Radionics .
Material und Methoden: Um ein Maß für die Zielpunktgenauigkeit im täglichen Operationsbetrieb zu erhalten, wurden
auf die gleiche Art und Weise wie bei einem Patienten Zielpunkte an einem Phantom definiert. Das verwendete Phantom
besteht aus sechs Metallzylindern variabler Höhe, die auf einer Metallplatte befestigt sind. Die Konstruktion des Phantoms wurde passgenau auf den im Operationsbetrieb verwendeten stereotaktischen Ring (“Universal Compact Head
Ring”, Radionics CRW-System) angepasst und erlaubt somit die Überprüfung der manuell am Zielsystem eingestellten
Koordinaten.
Zur Erleichterung der Zielpunktsplanung am Phantom wurden sechs Metallkugeln mit einem Durchmesser von 10 mm in
die Metallzylinder eingeführt. Unter Verwendung eines Lokalisators (“Luminant MR/CT Localizer Frame”, Radionics) und
der Planungssoftware “FrameLink” (Medtronic) wurden die Mittelpunkte der Metallkugeln im CT-Bild als Zielpunkte definiert und am Zielsystem (“CRW Lightweight Arc System”, Radionics) eingestellt. Ein Pointer (“CRW Arc System Pointer”,
Radionics) zeigte durch die Instrumentenführung auf den eingestellten Zielpunkt. Da die Kugelmitte nicht getroffen werden konnte, wurden die Kugeln hierbei durch konische Spitzen ersetzt, die genau auf die Kugelmitten zeigten. Abb. 1
zeigt das Phantom mit konischen Metallspitzen und Kopfring. Der gesamte Aufbau wurde aus zwei Perspektiven mit einer
gewöhnlichen Digitalkamera fotografiert: ein Foto zeigte die Projektion auf die Posterior-Anterior-Inferior-Superior-Ebene,
das
zweite
Foto
die
Projektion
auf
die
Links-Rechts-Inferior-Superior-Ebene.
Mithilfe einer selbst entwickelten photogrammetrischen Bildanalyse-Routine, die in IDL (“interactive data language”,
Exelis) geschrieben wurde, wurde aus diesen Fotos die Abweichung zwischen der eingestellten Position der
Pointerspitze und der Sollposition (Phantomspitze) in den drei Raumrichtungen bestimmt. In Abb. 2 sind schematische
Zeichnungen der aufgenommenen Fotos und der darin gemessenen Abweichungen Δx, Δy und Δz dargestellt.
374
Abb.2: Skizze der aufgenommenen Fotos aus zwei Perspektiven mit den entsprechenden Messgrößen Δx, Δy und Δz. Links: Projektion auf die Posterior-Anterior-Inferior-Superior-Ebene, rechts: Projektion auf die Links-Rechts-Inferior-Superior-Ebene.
Die Abweichung ließ sich aus der Position der Pointerspitze raiming bow (im Folgenden rab) und der tatsächlichen Position rtarget point (Position der Phantomspitze, im Folgenden rtp) berechnen. Für die Abweichung ergab sich:
mit
Die Zielpunkte wurden anschließend an einem Zielphantom (“CRW Phantom Base System”, Radionics, im Folgenden
„Radionics-Phantom“ genannt) eingestellt und nach der gleichen Methode ausgewertet (Abb.3). Da der Zielbogen vor
der Operation auf das Radionics-Phantom aufgesetzt und anhand der eingestellten Position intraoperativ gegebenenfalls
nachjustiert wird, wurde diese Korrektur ebenfalls simuliert: Die Abweichung Δr2 vom Zielpunkt nach dieser Korrektur
ergab sich aus der ersten gemessenen Abweichung Δr1 von der Phantomspitze und dem ermittelten Korrekturwert
Δrkorr, mit der man den Zielbogen auf die Position des Radionics-Phantom eingestellt hatte:
Die Abweichungen vom Zielpunkt vor und nach der Korrektur mithilfe des Zielphantoms wurden verglichen.
Ergebnisse und Diskussion: Die Abweichungen Δr1 der eingestellten Koordinaten von den tatsächlichen Koordinaten
der Phantomspitzen liegen zwischen (0,37±0,07) mm und (0,52±0,11) mm (radialer Fehler). Diese Messwerte sind damit
deutlich geringer als der Grenzwert von 2,28 mm, den Maciunas et al. 1994 in einer vergleichenden Untersuchung von
verschiedenen Rahmensystemen (BRW, CRW, Leksell, Compass) an Phantomen als Grenze der mechanischen Genauigkeit bestimmte [2]. Auch liegen diese Werte unterhalb der von Zylka et al. mittels Fehleranalyse ermittelten Genauigkeitsgrenze von 1–1,5 mm [3].
Nach aktueller Datenlage ist eine Tendenz zu erkennen, dass die Abweichungen durch die Korrektur am RadionicsPhantom teilweise sogar ansteigen, die Zielgenauigkeit dadurch also abnimmt. Für Δr 2 ergeben sich Werte zwischen
(0,31±0,11) mm und (0,72±0,11) mm.
375
Abb.3: Messaufbau mit Zielsystem (schwarz), Radionics-Phantom (blau) und Digitalkamera.
Zusammenfassung: In dieser Arbeit wurde eine neue Methode vorgestellt, mit der die Zielgenauigkeit eines stereotaktischen Zielsystems photogrammetrisch mit Submillimeter-Genauigkeit bestimmt werden kann. Dazu wurde das Zielsystem
auf Zielpunkte eines Phantoms eingestellt und anschließend aus zwei Perspektiven fotografiert. Die Auswertung beider
Fotos mittels einer IDL-Routine lieferte die Abweichung der eingestellten Koordinaten von den Sollkoordinaten in den drei
Raumrichtungen. Im Ergebnis zeigte das Radionics-System zusammen mit der Framlink-Planungssoftware eine hohe
räumliche Genauigkeit von besser als (0,52±0,11) mm. Auch konnte gezeigt werden, dass die intraoperative Korrektur
von Zielpunktseinstellungen mittels eines Radioncs-Phantoms die Genauigkeit nicht notwendig verbessert, sondern auch
um bis zu 0,31 mm verringern kann.
Literatur
[1]
Horsley V, Clarke RH. The structure and functions of the cerebellum examined by a new method. Brain 1908;
31:45–124.
[2]
Maciunas RJ, Galloway RL, Latimer JW. The application accuracy of stereotactic frames. Neurosurgery
1994;35:682–95.
[3]
Zylka W, Sabczynski J, Schmitz G. A gaussian approach for the calculation of the accuracy of stereotactic frame
systems. Med Phys 1999;26:381–91.
376
P29 Adaption eines Mikro-MLC an einen Linearbeschleuniger Elekta Versa HD für
radiochirurgische Bestrahlungen kleiner Zielvolumina im Gehirn mit 6MV Photonen mit
und ohne Ausgleichskörper
1
1
1
B. Rhein , O. Schramm , S. Stefanowicz
1
Universitätsklinikum Heidelberg, Radioonkologie und Strahlentherapie, Heidelberg
Fragestellungen: In der Abteilung Radioonkologie und Strahlentherapie werden radiochirurgische Bestrahlungen im
Gehirn bis zu einer minimalen Ausdehnung von ca. 2cm mit dem im LB integrierten MLC Agility (5mm Leafbreite im
Isozentrum) mit 6MV Photonen Flattening Filter Free (FFF) bestrahlt. Die Patientenimmobilisierung erfolgt rahmenlos mit
Kopf-Schulter-Thermoplast-Masken. Die Zielpunkteinstellung erfolgt bildgestützt über die Registrierung des kV
Conebeam-CT (XVI) mit dem BPL-CT. Die Bestrahlungsplanung erfolgt mit OTP V4.3 (Oncentra Treatment Planning).
Zielvolumina mit einer Ausdehnung kleiner als 2cm werden bis heute in der Abteilung an einem 17Jahre alten Linearbeschleuniger Siemens MDX mit 6MV Photonen unter Verwendung stereotaktischer Lokalisation und Zielpunkteinstellung
mit einem von Pastyr et al [2] bereits im Jahr 1993 vorgestellten manuell einstellbaren Zubehör Mikro-MLC bestrahlt.
Hierbei wird eine Bestrahlungstechnik mit bis zu 14 nicht koplanaren irregulären Stehfeldern verteilt auf 4-5 Tischpositionen eingesetzt. Die Bestrahlungsplanung erfolgt mit Precisis V5.0.1 Um auch Zielvolumina mit Ausdehnungen kleiner als
2cm an dem LB Elekta Versa HD mit 6MV FFF rahmenlos und bildgeführt bestrahlen zu können, wurde der Mikro-MLC
als Tertiärkollimator im Elekta-Standardzubehörträger an den LB Versa HD adaptiert. Hierbei ist die höhere DosisMonitorrate von 1400Mu/min bei 6MVFFF gegenüber 200Mu/min am LB Siemens MDX von Vorteil. Auswirkungen des
Zusatzgewichtes von 23kg (Mikro-MLC + Zubehörträger) auf den Gantry Sag und die Isozentrumsgenauigkeit wurden
untersucht. Neben dem Systemtest wurden außerdem eine Risikoanalyse und die gutachterliche Prüfung durchgeführt,
um die Erfüllung rechtlicher Belange für einen klinischen Einsatz der Genehmigungsbehörde nachzuweisen
Material und Methoden:
Abb. 1: Mikro MLC adaptiert im Elekta Standard Zubehörträger am LB Versa HD
Die Abbildung 1 zeigt den manuellen Mikro-MLC im Elekta Standardzubehörträger des LB Versa HD. Der Mikro-MLC ist
justierbar fest auf einer Grundplatte montiert, die wiederum über 4xM6 Schrauben fest mit dem Zubehörträger verbunden
ist. Für die mechanische Sicherung der Einheit Zubehörträger mit Mikro-MLC werden auf der Unterseite des Agility Bestrahlungskopfes 4xM6 bereits vorhandenen Gewindebohrungen genutzt. Die Verfahrensweise zur irregulären Feldeinstellung und Justierung des MLC auf der Grundträgerplatte sind in Pastyr et al [2] detailliert beschrieben. Die WolframLamellen des Mikro- MLC sind parallel ausgeführt mit einer Lamellenhöhe von 8cm. Die Lammellenbreite im Isozentrum
beträgt 1.5mm, die maximal Feldgröße 6x6cm². Der maximale Overtravel beträgt 1cm. Durch die Bestrahlungsplanung
mit Precisis wird eine konstante Vorausblendung des Agility Kopfes von 7x7cm² vorgegeben und an das OIS Mosaiq
übertragen.
377
Der Einfluss des Zusatzgewichtes des Mikro MLC auf den Gantry Sag (Durchhängen der Gantry bei 0° und 180°) wurde
mit EBT Filmen bei Bestrahlungen aus den Gantrywinkeln 0° und 180° für 6MV und 6MV FFF gemessen. Hierzu wurde
ein 1.5mm rundes Strahlenfeld im Isozentrum mittels eines Wolfram-Justiereinsatzes im Mikro MLC erzeugt. Die Auswirkungen auf die Genauigkeit des Gantry Isozentrums wurde mit EBT Filmen im Sternschussphantom untersucht.
Zur Prüfung der Genauigkeit der Positionierungslaser wurde eine Bestrahlungstechnik über 6 nicht-koplanare Bestrahlungsbögen herangezogen. Hierbei wird jeweils ein EBT Film in einer fest mit dem Bestrahlungstisch verbundenen Filmkassette in horizontaler und vertikaler Ausrichtung bestrahlt. Der Laserkreuzungspunkt wird mit einem Marker durch ein
Loch in der Kassette markiert. Diese Bestrahlungstechnik verursacht auf dem Film eine nahezu kugelsymmetrische
Dosisverteilung und beinhaltet alle Unsicherheiten betreffend der Tisch- und Gantryrotation, des Gantry-Sag und der
Justiergenauigkeit des Mikro-MLC im Zubehörträger. Als Bestrahlungsfeld wird wiederum das mit dem Zentrierblock definierte Feld mit Durchmesser in der Isozentrumsebene von 1.5mm verwendet. Durch densitometrische Auswertung beider
Filme wird die Abweichung der Lasermarkierung zur Mitte der Dosisverteilung in alle 3 Raumrichtungen gemessen.
Die dosismetrische Kommissionierung erfolgte für 6MV und 6MVFFF nach DIN6809-8 [1]. Die von Precisis geforderten
Messdaten sind totale Streufaktoren Scp(s), Tissue Phantom Ratio TPR(s,d) und Dosisprofile OAR(s,x,y) . Exemplarisch
hierfür zeigt Abbildung 2 Dosisprofile in Lamellenrichtung für 6MV und 6MVFFF für eine Feldgröße von 10.5mm und
28.5mm im Isozentrum. In diesem Feldgrößenbereich hat die Betriebsweise mit oder ohne Ausgleichkörper praktisch
keine Auswirkung auf die Dosisquerprofile. Zum Vergleich wird in der Abbildung das Dosisprofil bei dem mit dem Agility
MLC erzeugten Feld der Breite 10.5mm gezeigt. Die sichtbare Halbschattenverbreiterung ist durch den größeren Abstand Unterkante Agility zum Isozentrum von 59.8 cm gegenüber Mikro MLC – Isozentrum von 33 cm und auf das unterschiedliche Design der Lamellen-Vorderkanten zurückzuführen.
Abb. 2: Vergleich von Dosisprofilen für 6MV und 6MV FFF in Lamellenrichtung definiert mit dem Mikro MLC für Feldgrößen von
10.5mm und 28.5mm Seitenlänge in 10cm Wassertiefe bei einem SSD von 90cm. Grün gestrichelt wird für die Feldseitenlänge von
10.5mm zum Vergleich das Dosisprofil definiert mit dem MLC Agility gezeigt.
Ergebnisse: Der Schwerkraft bedingte Gantry Sag mit adaptiertem Mikro-MLC im Zubehörträger (23 kg) beträgt 0.8mm.
Ohne Tertiärkollimator wurden in den zurückliegenden halbjährlichen QA Messungen Werte zwischen 0.7mm – 0.9mm
gemessen. Das Zusatzgewicht hat also keinen Einfluss auf den Gantry Sag. Als Gesamtabweichung der Einstellung der
Positionierungslaser wurde ein Wert von 0.8mm ermittelt. Dieser Wert repräsentiert die Abweichung des Kreuzungspunktes der 3 Raumlaser zum Zentrum der oben beschrieben kugelsymmetrischen Dosisverteilung auf dem in der Filmkassette horizontal und vertikal angeordneten Film. Die erreichte Genauigkeit erfüllt damit das in unserem physikalischen QMS
definierte Akzeptanzkriterium von <1mm für die IMRT und Radiochirurgie. Diese kann verbessert werden, wenn künftig
die Lasereinstellung direkt auf die beschriebene Bestrahlungstechnik mit dem Mirko-MLC erfolgt. Die Validierung des in
Precisis erzeugten Pencil Beam Algorithmus gegen die dosimetrischen Basisdaten ergab eine Abweichung bezüglich der
Absolutdosis von < 2% und der berechneten Feldgrößen von < 1mm.
378
Zusammenfassung: Die Adaption des Mikro MLC an den Linearbeschleuniger Versa HD hat keine Auswirkungen auf
den Gantry Sag oder die Genauigkeit des Gantry-Isozentrums. Es wird eine geometrische Gesamtgenauigkeit von <
1mm erreicht. Somit kann der an dem LB Versa HD adaptierte Mikro MLC für radiochirurgische Bestrahlungen kleiner
Zielvolumen mit Ausdehnungen kleiner als 2cm eingesetzt werden. Künftig werden Zielvolumina unabhängig von deren
Ausdehnung im Vergleich mit dem Mikro MLC und mit dem Agility MLC geplant. Ziel ist herauszufinden, ab welchen Zielvolumenausdehnungen der Mikro MLC Vorteile gegenüber dem Agility MLC aufweist und ob diese klinisch relevant sind.
Literatur
[1]
DIN 6809-8 Klinische Dosimetrie – Teil 8 (2014): Dosimetrie kleiner Photonen Bestrahlungsfelder: Berlin Beuth Verlag; http://www.beuth.de/
[2]
Pastyr O, Schlegel W, Höver KH, Rhein B, Maier-Borst W:
Ein Micro-Multileaf-Kollimator für stereotaktisch geführte Strahlenbehandlungen.
In: Medizinische Physik, Hrsg. RG Müller und J Erb. S.324-325, DGMP 1993,
ISBN: 3-925218-10-6
379
Dosimetrie I
Chair: G. A. Zakaria (Gummersbach)
P30 Prognostic assessment of the effective dose in a human ADME study (mass balance
study) with a 14C-radiolabeled compound: use of animal and human data as well as
recent ICRP guidelines
1
1
U. Glänzel , P. Swart
1
Novartis, DMPK, Basel, Schweiz
14
Introduction: In a metabolism and disposition study, a C-radiolabeled compound (TCXY) will be administered to
healthy male volunteers as a single oral dose of 400 mg. The foreseen radioactive dose is 5 MBq. Based on data from
animal and human studies, a cautious hypothesis was developed on the disposition of the radioactivity in humans. Available organ and tissue distribution data from a study in pigmented male Long Evans rats following a single oral dose of 10
mg/kg 14C-radiolabeled TCXY as well as data of a human study after oral administration of unlabeled TCXY were used.
Material and methods: Extrapolation from rat organs to human organs is made on the basis of (i) the known human
14
14
plasma levels of parent drug, (ii) the observed ratio of C radioactivity to parent drug in animals, and (iii) the ratio of C
14
radioactivity in individual organs to C radioactivity in plasma of rats [1]. The amount of radioactivity to be dosed is based
on applying the ALARA principles in such a way that for the lowest expected plasma concentration adequate metabolite
profiling and metabolite exposure data can be generated and on the other hand the effective dose calculation is based on
reasonable high known parent exposure data in humans. The calculation includes also the organs of the gastrointestinal
tract (GIT), the renal tract and bladder which are mostly exposed to radioactivity present in the luminal contents of the
organs and irradiating the organ wall [3]. With the geometry factor 0.5 and with defined residence times in the luminal
tract segments, the organ or tissue equivalent dose (i.e. the wall dose) was calculated.
Results: The highest weighted equivalent doses (wT*HT) were calculated for the colon (1.3 mSv), remainder tissues with
the uveal tract [5] included (0.8 mSv), the stomach and liver (≤0.1 mSv each). Other organs and tissues are expected to
receive marginal doses (≤0.01 mSv). Using conservative assumptions, the total effective dose (E) is calculated to be
2.4 mSv. As for the modeling of the effective dose worst case parameters were used, the actual effective dose is expected to be lower.
In conclusion, the effective dose will be within the international accepted limits for biomedical exposures of 1-10 mSv per
year, as defined by the International Commission on Radiological Protection (ICRP62, Category IIb, ICRP103 [2],[4]). The
radiation exposure will only pose an intermediate level of risk to the volunteers in the category IIb (≈ 10-4). For the risks in
category IIb the benefit of the study should be more directly aimed at the cure of diseases, which is in agreement with the
development of the compound for oral use in the treatment of a life-threatening disease.
Summary: The presented prognostic assessment of the effective dose in human ADME studies is more precise than
other applied methods. With the above assessment the calculation of human tissue concentrations is based on distribution data of rats and concentrations of parent drug in the systemic circulation of human. Consequently it provides a more
reliable prediction of human tissue concentrations than using rodent data alone.
References
[1]
Solon E, Schweitzer A, Waddell W (2010) Predicting human radiation dosimetry for clinical radiolabeled drug
studies: A comparison of methods. Journal of Labelled Compounds & Radiopharmaceuticals, Vol 53:283-287.
[2]
ICRP 62. Radiological protection in biomedical research. International Commission on Radiological Protection .
ICRP Publication 62, Volume 22, No. 3.pp. 11-13. Pergamon Press, Oxford, 1991.
[3]
ICRP 89. Recommendations of the International Commission on Radiological Protection. Basic anatomical and
physiological data for use in radiological protection: Reference Values, Annals of the ICRP 89, Volume 32, No. 34, 2002. ICRP Publication 89. Pergamon Press, Oxford, 2003.
[4]
ICRP103. The 2007. Recommendations of the International Commission on Radiological Protection. ICRP publication 103, Volume 37, No. 2-4, 2007. ICRP Publication 89. Elsevier, 2007.
[5]
ICRP 118. ICRP Statement on Tissue Reactions / Early and Late Effects of Radiation in Normal Tissues and Organs – Threshold Doses for Tissue Reactions in a Radiation Protection Context. ICRP Publication 118. Ann.
ICRP 41(1/2) 2012. ICRP Publication 89. Elsevier, 2012.
380
P31 Ein Vergleich der Algorithmen AAA und Acuros bezüglich der mit in vivo Alanin/ESR
Dosimetrie gemessenen Dosisbelastung der kontralateralen Bestrahlungsseite bei
Mamma-Ca Patientinnen
2
3
1
P. Hüttenrauch, M. Anton , P. von Voigts-Rhetz , C.F. Hess , H. Wolff1, D. Wagner
1
Universitätsmedizin Göttingen, Strahlentherapie, Göttingen
2
Physikalisch-Technische Bundesanstalt, Braunschweig
3
Fragestellungen: In dieser Studie soll die mittels Acuros und AAA berechnete Dosisbelastung der kontralateralen Brust
bei 3 Mamma-Ca-Patientinnen während einer VMAT(Volumetric Modulated Arc Therapy)-Bestrahlung mit den mittels
Alanin/ESR (Elektronen-Spin-Resonanz) gemessenen Dosiswerten verglichen werden.
Material und Methoden: Es wurden bisher 3 Patientinnen mit Mamma-Ca für diese Studie ausgewertet. Pat.1 und 2
erhielten eine VMAT-Bestrahlung (6 MeV) der gesamten Brust mit integriertem Boost (GD: 61.6 Gy, ED: 2.2Gy). Bei Pat.
3 wurde die Thoraxwand inkl. supra/parasternalen Lymphabflussgebiet mit VMAT-Technik (6 MeV) bestrahlt (GD: 50.4
Gy, ED: 1.8 Gy). Während der gesamten Therapiedauer wurden täglich jeweils 5 Alanin/ESR Dosimeter auf der kontralateralen Brust, beginnend am Sternum in einer Linie über die Mamille platziert, um die Austrittsdosis entsprechend zu
messen. Jedes Alanin/ESR Dosimeter wurde anschließend im Cone Beam CT(CBCT) konturiert und mit dem HU-Wert-0
überschrieben. Um die Dosis der Alanin/ESR Dosimeter rechnerisch zu bestimmen, wurde das Original-CT rigide und
deformabel mit dem CBCT registriert. Auf diese Weise wird das Original-CT auf die tägliche Anatomie des Patienten angepasst. Somit ist eine Nachberechnung des originalen Bestrahlungsplans auf der aktuellen Patientengeometrie mit den
originalen HU Werten möglich. Die im CBCT konturierten Dosimeter wurden auf das registrierte Original-CT übertragen
und der Bestrahlungsplan jeweils mit AAA und Acuros berechnet (s. Abb.1). Die Dosis für jedes Alanin/ESR Dosimeter
wurde für jede Fraktion und jeden Algorithmus einzeln analysiert und mittels DVH (Dmax) evaluiert. Somit beinhaltet die
berechnete Dosis, neben den bekannten Unsicherheiten aus dem Planungssystem, die Unsicherheiten aus der täglichen
Simulation (u.a. Registrierung der Bilddaten, Konturierung der Alanin-Pellets, Lage des Isozentrums etc.). Die gemessene Dosis der Alanin/ESR Dosimeter wurde einschließlich der Unsicherheiten von der Physikalisch-Technischen Bundesanstalt ausgewertet. Die von den Alanin Dosimetern ebenfalls gespeicherte Dosis durch die täglichen CBCT Aufnahmen
wurde als systematischer Fehler in die Korrektur der gemessenen Werte mit einbezogen.
Ergebnisse: Abweichungen der Dosis (von medial (Sternum) nach lateral):
Pat: ID_Alanin Dosimeter, Acuros:Alanin (%), AAA:Alanin (%)
Pat1: 6, -3.2,-10.7/ 10, 1.9, -10.3/ 7, -3.4, -3.5/ 8,-15, -37.9/ 9, -9.7, -10.7/
Pat2: 11, -15.7,-20.9/ 12, -9.1,-14.0/ 13, 7.3, 1.2/ 14, -2.7, -24.5/ 15, -27.0, -55.9
Pat3: 20, -1.7, -14.5/ 19, 5.0, -9.9/ 18, -1.8, -2.6/ 17, -13.9, -35.3/ 16, 42.1, -4.4
Die Abweichung der gemessenen und berechneten Dosiswerte zwischen Acuros und Alanin ist in 86 % der Fälle kleiner
als die Abweichung zwischen AAA und Alanin. Die Abweichungen zwischen gemessener und berechneter Dosis vergrößern sich mit zunehmendem Abstand zum Bestrahlungsfeld. Die Ergebnisse zeigen ebenfalls, dass die berechnete Dosis, unabhängig vom Algorithmus, in 80 % der Fälle einen geringeren Wert aufweist.
Zusammenfassung: Die in dieser Studie präsentierte Methode zum Vergleich der Algorithmen AAA und Acuros bezüglich der mit in vivo Alanin/ESR Dosimetrie gemessenen Dosisbelastung der kontralateralen Bestrahlungsseite hat gezeigt,
dass die mit Acuros berechnete Dosis besser mit der gemessenen Austrittsdosis übereinstimmt (s. Abb.2, 3). In Veröffentlichungen [2,3] wurde bereits gezeigt, dass Acuros im Bezug auf die Genauigkeit der Dosisberechnung vergleichbare
Ergebnisse zur Monte Carlo-Methode liefert. Ebenso ist Acuros im Vergleich zu AAA in der Lage, die Rückstreuung der
Photonen und Elektronen innerhalb des Patienten mit einzuberechnen [1]. Die zunehmende Abweichung zwischen gemessener und berechneter Dosis nach lateral liegt an dem Abstand dieser „Out of Field“ Dosis zum Bestrahlungsfeld. Die
von Eclipse verwendeten Beamdaten werden in diesen Abständen (bis zu 20 cm vom Bestrahlungsfeld) nur noch extrapoliert. Die verwendeten Beamdaten sowie der extreme Niedrigdosisbereich in dem sich diese Dosimeter befinden (ca.
0,1 Gy pro Fraktion) führen dazu, dass die Unsicherheiten in der Dosisberechnung mit Abstand zum Bestrahlungsfeld
zunehmen (s.Abb.3).
381
Abb.1. Nachberechneter VMAT-Plan auf einem deformabel registrierten CT mit 4 Alanin Dosimetern (pink mit jeweiliger Position) auf
der kontralateralen Bestrahlungsseite; Isodosen weiß/gelb: jeweils 95% der verschriebenen Dosis. Das Dosimeter an Position 5 liegt
außerhalb der hier gezeigten CT-Schicht.
Abb.2: Ein Vergleich der gemessenen und berechneten Dosiswerte (von medial nach lateral) für alle Patienten. Bei Pat.1 wurde das
mediale Dosimeter (ID_6) nach 14 Fraktionen entfernt.
Abb.3: Abweichungen der gemessenen und von AAA und Acuros berechneten Dosiswerte zueinander. Die medialen Dosimeter befinden sich an Position 1-3. Die lateralen Dosimeter an Position 4 und 5 (siehe auch Abb.1 zu Positionen).
Literatur
[1]
Varian Medical Systems: Eclipse Algorithm Reference Guide, Document version 13.0
[2]
Fogliata, A.: Dosimetric evaluation of Acuros XB Advanced Dose Calculation algorithm in heterogeneous media:
Radiation oncology London England, 6:82, 2011
[3]
Fogliata, A.: On the dosimetric impact of inhomogeneity management in the Acuros XB algorithm for breast
treatment: Radiation oncology London England, 6:103, 2011
382
P32 Experimentelle Bestimmung von kQ- und kE-Faktoren des PTW 60019 microDiamond
Detektors
R.-P. Kapsch
Physikalisch-Technische Bundesanstalt, 6.2, Braunschweig
Fragestellungen:Zur Messung der Wasser-Energiedosis in hochenergetischen Photonen- oder Elektronenstrahlungsfeldern klinischer Linearbeschleuniger werden in der Regel luftgefüllte Ionisationskammern verwendet, die zur Anzeige der
Wasser-Energiedosis im 60Co-Strahlungsfeld kalibriert sind. Die genaue Vorgehensweise ist in Dosimetrieprotokollen wie
z.B. der Deutschen Norm DIN 6800-2 [1] oder dem internationalen Protokoll IAEA TRS-398 [2] beschrieben. Das unter60
schiedliche Ansprechvermögen der Ionisationskammer bei der Kalibrierung im Co-Feld und bei der Dosismessung in
einem hochenergetischen Photonen- oder Elektronenstrahlungsfeld wird dabei durch einen Korrektionsfaktor berücksichtigt, der mit kQ bzw. kE bezeichnet wird.
Bei speziellen Fragestellungen, wie z.B. der Dosismessung in kleinen Feldern, wird die Verwendung anderer Typen von
Detektoren wie z.B. flüssigkeitsgefüllte Ionisationskammern, Halbleiterdioden oder Diamantdetektoren empfohlen [3].
Diese Detektoren zeichnen sich gegenüber luftgefüllten Ionisationskammern durch eine höhere Ortsauflösung aus, sie
sind jedoch oftmals nicht für die Referenzdosimetrie geeignet, da sie z.B. eine zu geringe Langzeitstabilität besitzen, die
Energieabhängigkeit des Ansprechvermögens sehr groß ist oder die Exemplarstreuung der Eigenschaften verschiedener
Detektoren des gleichen Typs zu hoch ist. Aus diesem Grund wird z.B. in der Norm DIN 6809-8 [3] empfohlen, mit solchen Detektoren für jede interessierende Strahlungsqualität eine Anschlussmessung an eine luftgefüllte Ionisationskammer im sogenannten kleinen Kalibrierfeld durchzuführen.
Seit Ende 2013 sind neuartige Detektoren erhältlich, die auf der Verwendung synthetisch hergestellter EinkristallDiamanten beruhen. Es soll untersucht werden, ob diese Detektoren des Typs PTW 60019 microDiamond, die u.a. für die
Dosismessung in kleinen Feldern nach DIN 6809-8 [3] empfohlen werden, auch für die Referenzdosimetrie unter Anwendung des in [1] oder [2] beschriebenen Dosismessverfahrens geeignet sind. Dazu sollen insbesondere die Strahlungsqualitätskorrektionsfaktoren kQ und kE in hochenergetischen Photonen- bzw. Elektronenfeldern bestimmt werden.
Material und Methoden: Wird die in der Norm DIN 6800-2 [1] oder dem internationalen Dosimetrieprotokoll IAEA TRS398 [2] beschriebene und für Ionisationskammern gültige Vorgehensweise der Dosismessung sinngemäß auf die Verwendung von microDiamond-Detektoren übertragen, dann gilt für die Wasser-Energiedosis Dw unter Referenzbedingungen in hochenergetischen Photonenstrahlungsfeldern
w
R
Hierbei ist N der Kalibrierfaktor des microDiamond-Detektors unter Bezugsbedingungen im 60Co-Strahlungsfeld, M die
Anzeige unter Referenzbedingungen in einem hochenergetischen Photonenstrahlungsfeld der Strahlungsqualität Q und
kQ,R der Korrektionsfaktor zur Berücksichtigung des Einflusses der Strahlungsqualität unter Referenzbedingungen. Die
weiteren für Ionisationskammern erforderlichen Korrektionsfaktoren, wie z.B. der Korrektionsfaktor für den Einfluss der
Luftdichte k oder den Polaritätseffekt kP sind bei Verwendung des microDiamond-Detektors nicht erforderlich.
Für eine Dosismessung in hochenergetischen Elektronenstrahlungsfeldern gilt die analoge Beziehung
w
R
wobei kE,R der Korrektionsfaktor für den Einfluss der Strahlungsqualität in hochenergetischen Elektronenstrahlungsfeldern ist.
Die Gleichungen (1) und (2) können andererseits auch zur Bestimmung der Korrektionsfaktoren k Q,R bzw. kE,R herangezogen werden, wenn die auf der linken Seite der Gleichungen stehende Wasser-Energiedosis unter Referenzbedingungen Dw durch eine unabhängige Messung bestimmt wird.
Die Physikalisch-Technische Bundesanstalt (PTB) betreibt für solche Zwecke ein Wasser-Kalorimeter [4] als Primärnormal zur Messung der Wasser-Energiedosis in hochenergetischen Photonen- und (neuerdings auch) Elektronenstrahlungsfeldern, unter deren Verwendung bereits erfolgreich Strahlungsqualitäts-Korrektionsfaktoren experimentell bestimmt
wurden [5,6].
383
Mit der in [6] beschriebenen Vorgehensweise wurden für zwei Detektoren des Typs PTW 60019 individuelle Strahlungsqualitäts-Korrektionsfaktoren in sechs hochenergetischen Photonenstrahlungsfeldern mit nominellen Beschleunigungsspannungen von 4 MV, 6 MV, 8 MV, 10 MV, 15 MV und 25 MV sowie vier Elektronenstrahlungsfeldern mit nominellen
Energien von 6 MeV, 10 MeV, 15 MeV und 18 MeV bestimmt. Die Messungen erfolgten an den in der PTB vorhandenen
klinischen Linearbeschleunigern des Typs Elekta Precise unter den in [2] definierten Referenzbedingungen in einem
Wasserphantom. Die microDiamond-Detektoren wurden bei allen Messungen entsprechend den Angaben des Herstellers
betrieben (Anlaufzeit, Vorbestrahlung etc.); sie wurden im Wasserphantom so positioniert, dass sich der Bezugspunkt in
der jeweiligen Referenztiefe befand.
Die zur Ermittlung der Korrektionsfaktoren k Q,R und kE,R nach den Gl. (1) und (2) benötigten Kalibrierfaktoren wurden im
60
Co-Referenzstrahlungsfed der PTB bestimmt [7].
Ergebnisse: Die aus den Gln. (1) und (2) berechneten Korrektionsfaktoren kQ,R bzw. kE,R für die beiden untersuchten
Detektoren PTW 60019-122240 und PTW 60019-122241 sind in den Abb. 1 und 2 in Abhängigkeit vom Strahlungsqualitätsindex der Photonenstrahlung Q bzw. der Halbwerttiefe der Tiefendosisverteilung R 50 bei Elektronenstrahlung dargestellt. Zusätzlich sind in diesen Abbildungen die Ergebnisse einer Berechnung dieser Korrektionsfaktoren mit MonteCarlo-Simulationsmethoden dargestellt [8]. Zum Vergleich und zur Beurteilung der Energieabhängigkeit des Ansprechvermögens der microDiamond Detektoren ist darüber hinaus in jeder Abbildung der Verlauf des jeweiligen Korrektionsfaktors für eine typische Ionisationskammer gezeigt.
1.04
1.02
1.00
kE,R
0.98
Experimentell:
PTW 60019-122240
PTW 60019-122241
0.96
0.94
Monte-Carlo Simulation:
PTW 60019
0.92
0.90
PTW 34001 (Roos)
(nach DIN 6800-2)
0.88
2
3
4
5
Halbwerttiefe R50
384
6
7
cm
8
1.03
1.02
Experimentell:
PTW 60019 #122240
PTW 60019 #122241
1.01
Monte-Carlo Simulation:
PTW 60019
kQ,R
1.00
0.99
0.98
0.97
0.96
0.95
0.55
IBA FC65-G
(nach DIN 6800-2)
0.60
0.65
0.70
0.75
0.80
Strahlungsqualitätsindex Q
Die relative Standard-Messunsicherheit der experimentell bestimmten Korrektionsfaktoren beträgt 0,70 % im Photonenstrahlungsfeld und 1,0 % im Elektronenstrahlungsfeld.
Aus den Abb. 1 und 2 ist ersichtlich, dass das Ansprechvemögen der microDiamond-Detektoren im gesamten Energiebereich therapeutisch genutzter Photonen- und Elektronenstrahlung um ca. 2 % variiert; die Variation ist damit deutlich geringer als bei typischen in der Dosimetrie externer Photonen- und Elektronenstrahlung verwendeter Ionisationskammern.
Die experimentell bestimmten Korrektionsfaktoren stimmen im Rahmen der Messunsicherheiten mit den mittels MonteCarlo-Simulation berechneten Korrektionsfaktoren überein.
Es ist jedoch zu beobachten, dass sich die experimentell bestimmten k Q,R und kE,R Faktoren für die beiden untersuchten
microDiamond-Detektoren deutlich unterscheiden und zum Teil nicht einmal innerhalb der Unsicherheiten übereinstimmen. Dieser Unterschied deutet auf eine Exemplarstreuung der k Q,R und kE,R Faktoren von microDiamond-Detektoren hin,
die deutlich größer als bei modernen Ionisationskammern ist [6,9]. Für eine genauere Beurteilung sind hier Messungen
an einer größeren Anzahl von microDiamond-Detektoren erforderlich. Auf Grund der hier beobachteten
Exemplarstreuung können jedoch keine typspezifischen Werte der Korrektionsfaktoren kQ,R und kE,R für Detektoren des
Typs PTW 60019 angegeben werden, so dass eine (sinngemäße) Übertragung der Norm DIN 6800-2 [1] oder des
Dosimetrieprotrokolls IAEA TRS-398 [2] auf die microDiamond-Detektoren derzeit nicht sinnvoll ist. Eine Dosismessung
unter Verwendung eines microDiamond-Detektors ist daher – wie in der Norm DIN 6809-8 empfohlen – nur nach einer
individuellen Kalibrierung (Anschlussmessung im kleinen Kalibrierfeld) möglich.
Zusammenfassung: Für zwei Detektoren des Typs PTW 60019 microDiamond wurden individuelle StrahlungsqualitätsKorrektionsfaktoren in hochenergetischen Photonen- und Elektronenstrahlungsfeldern experimentell bestimmt. Die Abhängigkeit dieser Korrektionsfaktoren von der Strahlungsqualität ist geringer als bei typischen Ionisationskammern. Es
wurde jedoch eine hohe Exemplarstreung beobachtet, die eine individuelle Kalibrierung jedes Detektors in dem interessierenden Strahlungsfeld erforderlich macht.
Diese Arbeit wurde durch das gemeinsame Forschungsprojekt MetrExtRT des European Metrology Research Programme (EMRP) unterstützt, welches durch die Europäische Union auf der Grundlage des Beschlusses Nr. 912/2009/EC finanziell gefördert wurde. Das EMRP wird gemeinsam durch die teilnehmenden EURAMET-Mitgliedsländer und die Europäische Union finanziert.
385
Literatur
[1]
Deutsches Institut für Normung: DIN 6800-2. Dosismessverfahren nach der Sondenmethode für Photonen- und
Elektronenstrahlung — Teil 2: Dosimetrie hochenergetischer Photonen- und Elektronenstrahlung mit Ionisationskammern. Beuth Verlag, Berlin (2008)
[2]
International Atomic Energy Agency: Absorbed Dose Determination in External Beam Radiotherapy. An International Code of Practice for Dosimetry Based on Standards of Absorbed Dose to Water. Technical Reports Series
No. 398, IAEA, Wien (2000),
http://www-pub.iaea.org/mtcd/publications/pdf/trs398_scr.pdf
[3]
Deutsches Institut für Normung: Norm-Entwurf DIN 6809-8. Klinische Dosimetrie — Teil 8: Dosimetrie kleiner
Photonen-Bestrahlungsfelder. Beuth Verlag, Berlin (2014)
[4]
A. Krauss: The PTB water calorimeter for the absolute determination of absorbed dose to water in 60Co radiation.
Metrologia 43 (2006), S. 259–272
[5]
A. Krauss, R.-P. Kapsch: Calorimetric determination of kQ factors for NE 2561 and NE 2571 ionization chambers
in 5 cm × 5 cm and 10 cm × 10 cm radiotherapy beams of 8 MV and 16 MV photons. Phys. Med. Biol. 52 (2007),
S. 6243–6259
[6]
R.-P. Kapsch, S. Ketelhut: Experimentelle Bestimmung von kQ-Faktoren einiger häufig verwendeter Ionisationskammertypen. In: H. Treuer (Hrsg.): Medizinische Physik 2013, Abstractband der 44. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik, DGMP, Köln (2013), ISBN: 978-3-9816002-1-6, S. 39–41
[7]
C. Kessler, P.J. Allisy, D.T. Burns, A. Krauss, R.-P. Kapsch: Comparison of the standards for absorbed dose to
water of the PTB, Germany and the BIPM for 60Co  rays. Metrologia 43 (2006), Tech Suppl. 06005
[8]
M. Pimpinella, Berechnung von Strahlungsqualitäts-Korrektionsfaktoren in hochenergetischen Photonen- und
Elektronenfeldern mit Monte-Carlo-Simulationsmethoden. Pers. Mitteilung im Rahmen des EMRP-Projektes
HLT09 „Metrology for radiotherapy using complex radiation fields“
[9]
R.-P. Kapsch, C. Pychlau: Exemplarstreuung von kQ-Werten. In: B. Kollmeier (Hrsg.): Medizinische Physik 2008,
Proceedings der Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik, Oldenburg (2008) [CD-ROM]
386
P33 Physiologisch basierte pharmakokinetische (PBPK) Modellierung ist entscheidend in der
Therapieplanung von Leukämiepatienten
1
2
1
C. Maaß , P. Kletting , G. Glatting
1
2
Universitätsklinikum Ulm, Klinik für Nuklearmedizin, Ulm
90
Fragestellung:Radioimmuntherapie mit Y markiertem anti-CD66 Antikörper wird angewandt, um das rote Knochenmark
vor Stammzellentransplantation in Leukämiepatienten selektiv zu bestrahlen. Die zu applizierende Aktivität wird dabei
anhand von Verweildauern berechnet. Diese werden vor der Therapie mittels Gamma-Kamera und Serummessungen
nach Injektion von 111In markiertem anti-CD66 Antikörper bestimmt. Bisher wurde angenommen, dass prätherapeutische und therapeutische Biodistributionen gleich sind.
Das Ziel dieser Studie ist an einem größeren Patientenkollektiv zu zeigen, dass 1) eine individualisierte Behandlungsplanung nötig ist, 2) prä-therapeutische und therapeutische Biodistributionen im selben Patienten unterschiedlich sind (aufgrund höherer applizierter Antikörpermengen während der Therapie) und 3) diese Unterschiede vorhergesagt werden
können.
111
90
Material und Methoden: In 27 Patienten mit akuter myeloischer Leukämie wurde die Biodistribution mit
In und Y
radiomarkierten anti-CD66 Antikörpern untersucht [3]. Die Messdaten stammen aus planaren Gamma-Kamera Szintigraphien zu verschiedenen Zeitpunkten (2, 4 h; 1, 2, 3 und 6 d). Blutserum-Aktivitätsmessungen wurden mittels Gammacounter (Auto-Gamma 5003, Canberra, Packard) zusätzlich zu den Zeitpunkten 5, 30 min und 1 h erhoben.
Zwei PBPK-Kompartiment-Modelle [1] wurden in SAAMII (Version 2.2, University of Washington, Washington, USA) implementiert. Die Modelle unterscheiden sich in der Bestimmung der Antigenzahl im roten Knochenmark und berücksichtigen ganz, halb und nicht immunreaktive Antikörper [2]. Die Verteilung der Antikörper wird anhand des Blutflusses im Körper in verschiedenen Organen (rotes Knochenmark, Milz, Leber und Blut) modelliert.
Beide Modelle wurden für jeden Patienten an prä-therapeutische und therapeutische Daten gleichzeitig angepasst. Es
wurden die Antigenmengen im roten Knochenmark, Milz, Leber und Blut bestimmt. Zeit-integrierte Aktivitätskoeffizienten
wurden für alle Organe berechnet. Die Modell-Vorhersage therapeutischer Biodistributionen wurde mit den tatsächlichen
Serummessungen verglichen. Die Ergebnisse beider Modelle (Parameter, zeit-integrierte Aktivitätskoeffizienten) wurden
mittels korrigiertem Akaike Informationskriterium (AICc) gewichtet.
Ergebnisse: Der gewichtete zeit-integrierte Aktivitätskoeffizient für das rote Knochenmark (37,3 ± 7,5) h) zeigt eine große
Standardabweichung. Dies deutet auf eine patienten-individuelle Dosimetrie hin. Die gewichtete relative Differenz zwischen prä-therapeutischen und therapeutischen Biodistributionen ist (-25 ± 16) %. Die Genauigkeit in der Vorhersage
dieser Unterschiede ist (-3 ± 20) %
Zusammenfassung: Eine individuelle Behandlungsplanung für die Gabe von 90Y markiertem anti-CD66 Antikörper wird
benötigt. Die Unterschiede zwischen prä-therapeutischen und therapeutischen Biodistributionen werden hauptsächlich
durch die verschieden applizierten Mengen an Antikörper während der Therapie verursacht. Diese Unterschiede konnten
mittels der PBPK-Modelle vorhergesagt werden.
Danksagung: Die Autoren bedanken sich bei der Deutschen Forschungsgemeinschaft (DFG) für die Unterstützung (BE
4393/1-1, GL 236/11-2 and KL 2742/2-1).
Literatur
[1]
Kletting P, Kull T, Bunjes D, Mahren B, Luster M, et al. (2010) Radioimmunotherapy with Anti-CD66 Antibody:
Improving the Biodistribution Using a Physiologically Based Pharmacokinetic Model. J Nucl Med 51: 484-491.
[2]
Maaß C and Kletting P, Reske SN, Beer A, Glatting G (2015) Physiologically Based Pharmacokinetic Modeling is
Essential in 90Y-labeled Anti-CD66 Radioimmunotherapy. PLoS ONE, in revision, 17/02/2015.
387
P34 Commissioning of a 6MV Elekta Versa HD beam model for COMPASS Quality Assurance
in conjunction with the new Dolphin® transmission detector
1
1
1
1
1
Y. Sekar , J. Thölking , F. Lohr , F. Wenz , H. Wertz
1
Medical Faculty Mannheim, University of Heidelberg, Dept. of Radiation Oncology, Mannheim
Introduction: Intensity modulated radiation therapy is getting more and more complex, this demands an evolved quality
assurance to ensure the accuracy of treatment delivery. With the COMPASS (v.4.0 IBA Dosimetry, Schwarzenbruck,
Germany) software in conjunction with MatriXXEvolution 2D array or Dolphin® transmission detector (IBA Dosimetry), it is
possible to reconstruct the 3D dose distribution inside the patient based on measurements and the patient CT dataset.
The objective of this study was to perform a new beam model for COMPASS with 6MV photon beam and to commission it
with output factors and test case according to TG119 protocol. Five clinical patients were measured and evaluated.
Material and methods: COMPASS is a 3D dose verification software which can independently compute and reconstruct
the dose on patient CT anatomy based on measurements using a collapsed cone dose calculation algorithm. In order to
commission the algorithm, at first the beam data such as depth dose curves, profiles, output factors, off-axis factors were
obtained for a 6MV Versa HD machine (Elekta, Sweden). Then the basis beam data were imported to a beam modeling
workspace where the COMPASS beam model was matched with the basis data using auto modeling and manual fine
tuning of various parameters. For the commissioning of the beam model, the test plans were inversely optimized in Monaco (v.5.0 Elekta) treatment planning system (TPS) and measurements were performed at the linear accelerator. The
fluence’s for COMPASS reconstruction were obtained using tran

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