Validierung einer Streukorrekturmethode zur IMRT-Verifikation mit Hilfe eines Portal-Imaging-Systems

ORIGINALARBEIT

Validierung einer Streukorrekturmethode zur IMRTVerifikation mit Hilfe eines Portal-Imaging-Systems Ina Kyas, Mike Partridge, Bernd-Michael Hesse, Uwe Oelfke, Wolfgang Schlegel Deutsches Krebsforschungszentrum Heidelberg, Abteilung Medizinische Physik

Zusammenfassung Komplexe Dosisapplikationstechniken, wie sie in der Intensitätsmodulierten Strahlentherapie (IMRT) Anwendung finden, erfordern einen möglichst effizienten Verifikationsprozess. Im Folgenden wird das Problem der Streukorrektur bei der Therapieverifikation mit Hilfe von Transmissionsbildern eines auf amorphem Silicium basierenden Electronic Portal Imaging Devices (EPID) erläutert und eine iterative Methode zur Durchführung einer Streukorrektur von EPID-Aufnahmen vorgestellt, die auf MonteCarlo-generierten Streukernen basiert. Erste Anwendungen dieser Streukorrekturmethode zur Verifikation der intensitätsmodulierten Strahlentherapie werden anhand einer MVCT- und Dosisrekonstruktion diskutiert. Um die Streukorrektur zu validieren und eine Aussage über ihre Genauigkeit und Relevanz für den klinischen Einsatz am Patienten treffen zu können, wurden unterschiedliche Experimente sowohl mit homogenen als auch mit anthropomorphen Phantomen durchgeführt. Es kann gezeigt werden, dass die hier vorgestellte Methode zur Korrektur der Streustrahlung zu einer deutlichen Verbesserung in der Bild- und Dosisrekonstruktion führt, welche die Grundlage für eine genaue Online-IMRT-Verifikation bilden. Schlüsselwörter: IMRT-Verifikation, Electronic Portal Imaging, Streukorrektur, MVCT

Einleitung Die moderne Strahlentherapie ist wichtiger und grundlegender Bestandteil der Krebstherapie geworden. Das Ziel der Strahlentherapie ist es, eine therapeutisch wirksame Dosis im Tumorgewebe zu applizieren und gleichzeitig die Dosis im umliegenden Normalgewebe und insbesondere in den benachbarten Risikoorganen so gering wie möglich zu halten. Gerade im Kopf-Hals-Bereich und auch im Körperstammbereich gibt es Zielvolumina, die aufgrund ihrer irre-

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Validation of a scatter correction method für IMRT verification using portal imaging Abstract Complex dose-delivery techniques, as currently applied in intensity-modulated radiation therapy (IMRT), require a highly efficient treatment-verification process. The present paper deals with the problem of the scatter correction for therapy verification by use of portal images obtained by an electronic portal imaging device (EPID) based on amorphous silicon. It also presents an iterative method for the scatter correction of portal images based on Monte Carlogenerated scatter kernels. First applications of this iterative scatter-correction method for the verification of intensity-modulated treatments are discussed on the basis of MVCT- and dose reconstruction. Several experiments with homogeneous and anthropomorphic phantoms were performed in order to validate the scatter correction method and to investigate the precision and relevance in view of its clinical applicability. It is shown that the devised concept of scatter correction significantly improves the results of MVCT- and dose reconstruction models, which is in turn essential for an exact online IMRT verification. Keywords: IMRT verification, electronic portal imaging, scatter correction, MVCT

gulären und konkaven Gestalt und der unmittelbaren Nachbarschaft von Risikoorganen nur bedingt hochdosiert und zielvolumenkonform bestrahlt werden können. In diesem Fall kann jedoch mit Hilfe der Intensitätsmodulierten Strahlentherapie (IMRT) [2,23] durch die Anwendung mehrerer intensitätsmodulierter und irregulär geformter Strahlenfelder eine zielvolumenkonforme Dosisapplikation erreicht werden. Die Modulation der Strahlintensität aus der jeweiligen Einstrahlrichtung ermöglicht es, die Dosis mit einem hohen Gradienten auf den Tumor zu begrenzen. Die aus un-

Z. Med. Phys. 14 (2004) 96–104 http://www.elsevier.de/zmedphys

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terschiedlichen Richtungen eingestrahlten Therapiefelder summieren sich dann zur therapeutisch wirksamen Dosis im Tumor. Mit Hilfe von Multileaf-Kollimatoren (MLC) kann so eine optimale Dosisverteilung praktisch realisiert werden. Je steiler aber der mit IMRT erzeugte Dosisgradient vom Tumor zum Normalgewebe bzw. Risikoorgan ist, desto eher können selbst geringe Abweichungen in der Positionierung des Patienten zu einer fehlerhaften Bestrahlung und damit zu unerwünschten Nebenwirkungen führen. Insbesondere bei einer fraktionierten Bestrahlung ist es wichtig, dass eine exakte Repositionierung zu den einzelnen Therapiesitzungen gewährleistet ist. Im Kopf-Hals-Bereich kann mit individuell angefertigten Fixiermasken eine Positionierungsgenauigkeit von wenigen Millimetern erreicht werden [17]. Der jedoch relativ flexible Körperstammbereich lässt sich nicht exakt fixieren. Darüber hinaus können Organbewegungen zu weiteren Ungenauigkeiten in der Dosisapplikation führen. Ebenso ist bei anatomischen Veränderungen, die zwischen Diagnose und Therapiebeginn, aber auch zwischen den einzelnen Therapiefraktionen auftreten können, wie z. B. der Tumorgeometrie und Veränderungen der Körperkontur des Patienten (Gewichtsverlust), nicht sichergestellt, dass die Dosis wie geplant appliziert wird. Um nun im Rahmen einer fraktionierten Behandlung zu gewährleisten, dass der Patient am jeweiligen Behandlungstag richtig positioniert ist und die Dosisverteilung korrekt appliziert wird, ist ein aktueller anatomischer Datensatz notwendig, der entweder durch einen separaten CT-Scanner (kVCT) im selben Behandlungsraum oder unter Benutzung des Therapiestrahls (MVCT) gewonnnen werden kann. Auf der Basis von Transmissionsmessungen des Therapiestrahls mit einem Electronic Portal Imaging Device (EPID) wird von verschiedenen Arbeitsgruppen versucht, die applizierte Dosis zu verifizieren [1, 9, 10]. Mit Hilfe des als Transitdosimetrie bekannten Verfahrens [6] kann aus der transmittierten Strahlung auf die im Patienten absorbierte Energiedosis geschlossen werden, indem die aus dem Patienten austretende Photonenfluenz mit einem portalen Flächendetektor gemessen und mittels einer geeigneten Streukorrektur aus dem Messsignal die primäre Photonenfluenz extrahiert wird. Steht die Information über die aktuelle Patientengeometrie, genauer die Elektronendichteverteilung, zur Verfügung (z. B. in Form eines CT-Datensatzes), so kann die aus den Messungen extrahierte Primärphotonenfluenz zur Fluenzverteilung im Patienten konvertiert werden und nach entsprechender Umrechnung, d.h. nach Faltung mit einem Dosiskern, zur Verteilung der absorbierten Energiedosis rekonstruiert werden. Diese Dosisverteilung wird dann vom Arzt mit der geplanten Soll-Dosisverteilung verglichen und bei eventuellen Abweichungen im nächsten Therapieschritt berücksichtigt. Bei der Bestrahlung des Patienten entstehen durch den Compton-Effekt im Gewebe jedoch Sekundärphotonen und somit im Patienten selbst ein großer Anteil an Streustrahlung, der sich dem Transmissionsbildsignal überlagert. Für eine

quantitativ aussagekräftige, artefaktfreie Dosisrekonstruktion ist daher eine genaue Berechnung der Streustrahlungsverteilung notwendig. Im Folgenden wird eine iterative Streukorrekturmethode vorgestellt, die auf Monte Carlo-generierten Streukernen basiert und den Streustrahlungsanteil in EPID-Aufnahmen zuverlässig abschätzt. Die Validierung dieser Streukorrekturtechnik und erste Anwendungen zur IMRT-Verifikation werden nachfolgend beschrieben und diskutiert.

Material und Methoden Experimentelle Hardware In unseren Experimenten wurde für die Transmissionsaufnahmen ein auf amorphem Silicium (a-Si:H) basierender Flächendetektor verwendet, der eine aktive Fläche von 409,6 mm × 409,6 mm besitzt und aus einer Matrix von 1024 × 1024 Pixeln besteht, was einer geometrischen Auflösung von (400 μm)2 entspricht (RID1640, PerkinElmer® Optoelectronics, Deutschland). Jedes Pixel besteht dabei aus einer a-Si:H-Photodiode und einem Dünnfilmtransistor (TFT), der die Signalauslese kontrolliert. Das Photodiodenarray ist dabei direkt in Kontakt mit einer 134 mg/cm2 Gd2S2O:Tb Phosphorschicht (LANEX® fast, Kodak, USA), die ursprünglich von einer 0,6 mm-Aluminiumplatte abgedeckt wurde. Es hat sich jedoch gezeigt, dass durch photoelektrische Wechselwirkung der niederenergetischen Streustrahlung, welche durch Vielfachstreuprozesse im Phantom bzw. Patienten entsteht, das Ansprechvermögen des Detektors in diesem Energiebereich stark ansteigt [20]. Monte Carlo-Simulationen mit dem GEANT Detektor-Simulationstool [3] ergaben, dass durch die Verwendung einer 3,0 mm dicken Kupferplatte (anstelle der 0,6 mm-Aluminiumplatte) vorzugsweise die niederenergetischen gestreuten Photonen herausgefiltert werden können. Das so verbesserte spektrale Ansprechvermögen wird dabei durch eine geringfügig schlechtere Ortsauflösung erkauft. Bei den hier diskutierten strahlentherapeutischen Anwendungen ist diese Verschlechterung der Ortsauflösung jedoch nicht relevant [5]. Für alle nachfolgend beschriebenen Experimente wurde die 6 MV-Photonenstrahlung eines Siemens Primus LINAC (Siemens Medical Systems, Concord, CA, USA) benutzt, der mit einem Standard-Lamellenkollimator (MLC) mit 29 Lamellenpaaren ausgestattet ist. Die intensitätsmodulierten Strahlenfelder für die IMRT-Verifikation wurden als eine Serie von statischen Feldern appliziert, wofür das Siemens Lantis Kontrollsystem benutzt wurde. Dieses Kontrollsystem des LINACs begrenzt die kleinste applizierbare Dosis pro Strahlenfeld auf eine Monitoreinheit (1 MU). Die Positionierung der in den Experimenten verwendeten Phantome wurde mit Hilfe eines im Behandlungsraum befindlichen Lasersystems durchgeführt.

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Das Prinzip der Streukorrektur Ausgangspunkt des Verfahrens, das auf einer iterativen und streukernbasierten Technik beruht, wie sie von Hansen et al. [7] beschrieben und später von Spies et al. [21] implementiert wurde, sind Monte Carlo-Simulationen der Streuprozesse eines 6 MV-Nadelstrahls (pencil beam) in einem wasseräquivalenten zylindrischen Phantom, dessen Transmission von einem Detektor mit bestimmtem Energieansprechvermögen detektiert wird. Zur Streuabschätzung werden radialsymmetrische Streukerne generiert, die den vom Nadelstrahl verursachten erwarteten Streubeitrag beschreiben. In Abbildung 1 ist zur Illustration ein Satz dieser Streukerne für unterschiedliche Phantomdicken dargestellt. Ein Streukernelement ξR (t,r) beschreibt dabei das erwartete Streusignal des auftreffenden Nadelstrahls, das von einem Detektor hinter einem zylindrischen Phantom des Radius R und der Dicke t bei einem Abstand r auf der Detektoroberfläche gemessen wird. Die Intensität dieses Streubeitrags wird berechnet, indem der Streubeitrag von jedem Nadelstrahl mit der Position (k,l) im Pixel mit den Koordinaten (i,j) summiert wird imär Φ Streu = w ∑ Φ Pr ξ R ( t i, j , rij,kl ), i, j k,l

(1)

k,l

Primär Φi,j

die einwobei w die Pixelfläche in der Detektorebene, fallende Fluenzverteilung und rij,kl den Abstand des Pixels (i,j) zum Nadelstrahl bezeichnet. Die in den gemessenen Transmissionsbildern

[

]

⌽ Gemessen = ⌽ i,Primär exp –( Bi, j t i, j + Ci, j t i,2 j ) i, j j Primär + ⌽ i,Streu ) j (t i, j , ⌽ i, j

(2)

enthaltenen Kalibrationsparameter Bi,j und Ci,j werden mit Hilfe einer auf einem linear-quadratischen Modell beruhenden Kalibrationsprozedur [12] bestimmt. In der MVCT-Bildgebung sind die unbekannten Größen die radiologische Dicke und die von ihr abhängigen Streukomponenten. Gl. (2) kann zur Bestimmung dieser Größen nach – B i, j + B i,2j – 4 C i, j ln t i,( nj ) =

– Φ Streu ( t i,( nj –1) ) Φ i,Gemessen j i, j Φ Primär i, j

2 C i, j

(3)

iterativ gelöst werden. Bei der Dosisrekonstruktion ist die gesuchte Größe die Primärfluenz und die von ihr abhängige Streukomponente, die ebenfalls iterativ nach Gl. (2) berechnet werden kann:

(

(n) (n–1) Φ Primär = Φ Gemessen – Φ Streu ( Φ Primär ) i, j i, j i, j i, j

[

× exp Bi, j t i, j + C i, j t i,2 j

]

) (4)

Im ersten Iterationsschritt wird jeweils die Streuung als null angenommen, in Gl. (3) bzw. (4) eingesetzt und damit die ra-

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Abbildung 1 Satz von Streukernen, die mit einem Phantomradius R von 16,92 cm generiert wurden. Der Radius r ist in Einheiten von Bins angegeben, wobei ein Bin 0,5 cm entspricht.

diologische Dicke bzw. die Primärfluenz in erster Näherung berechnet. Mit Hilfe von Gl. (1) wird dann eine erste Abschätzung für die Streukomponenten erhalten, wodurch eine zweite Näherung der radiologischen Dicke bzw. Primärfluenz errechnet wird usw. Es hat sich herausgestellt, dass dieser iterative Prozess im Allgemeinen bereits nach drei bis vier Iterationen konvergiert und ein akzeptables Ergebnis für die Streuverteilung erreicht wird. Um die hier vorgestellte Methode in der Praxis zu beschleunigen, wurde für verschiedene Phantomgeometrien eine Reihe von Streukernen vorausberechnet und in einer Datenbank abgelegt. Entsprechend der Größe des bestrahlten Volumens bzw. des Patientenquerschnittes wird dann die Größe des äquivalenten Zylinders abgeschätzt und der vorausberechnete Streukern zur Streukorrektur herangezogen, dessen Geometrie am besten mit dem Phantom übereinstimmt. Im Rahmen der Experimente zur Monte Carlo-Simulation wurde untersucht, wie genau der vorausberechnete Streukern (mit bestimmten Phantomradius) gewählt werden muss, um eine gute und realistische Annäherung an die radiologische Dicke des Phantoms bzw. des Patienten zu erhalten und damit eine zuverlässige Streukorrektur zu gewährleisten. Um dies zu untersuchen, wurde ein homogenes 30 cm × 30 cm wasseräquivalentes Plattenphantom (RW3) mit einer Dicke von 15 cm, einem festen Abstand von Quelle und Detektor von 150 cm und einem Feld von 23 cm × 23 cm bestrahlt. Das so aufgenommene Transmissionsbild wurde dann unter Benutzung verschiedener Streukerne mehrmals streukorrigiert und die berechnete Dicke mit der radiologischen Dicke verglichen. Das Ergebnis dieser Studie wird im Ergebnisteil präsentiert.

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Anwendung der Streukorrektur in der MVCT-Bildgebung Als erste praktische Anwendung der oben beschriebenen Streukorrektur und zur Evaluierung der MVCT wurde ein aus wasseräquivalenten Plastikscheiben bestehendes Kugelphantom mit 16 cm Durchmesser, das im Zentrum eine Scheibe mit unterschiedlichen gewebeäquivalenten Materialeinsätzen bekannter Dichte enthält (s. Abb. 3a im Uhrzeigersinn beginnend bei 9 Uhr: Muskel, harter Knochen, weicher Knochen, Luft, Fett, Lunge), mit einem 23 cm × 23 cm großen Feld bestrahlt. Mit dem RID 1640 wurde zur Rekonstruktion des Phantoms ein MVCT-Datensatz erstellt, indem 120 Projektionen in Rotations-Intervallen des Tragarms (Gantry) von 3° aufgenommen wurden. Durch eine manuelle Synchronisation der Pulsfrequenz des LINACs mit der Datenaufnahme des Detektors war es möglich, nur 1,1 mGy pro Projektion zu applizieren, was einer Dosis (im Zentrum des Phantoms mit einer Farmer-Kammer gemessen) von nur 13,2 cGy für den kompletten MVCT-Datensatz entspricht. Im Anschluss daran wurde der Datensatz unter Benutzung eines passenden Streukerns (mit einem Phantomradius R von 8 cm) iterativ streukorrigiert und mit einer Implementierung des Feldkamp-Algorithmus für Kegelstrahlen rekonstruiert [4]. Da zusätzlich bei der Aufnahme der Rekonstruktionsdaten die Gantry aufgrund der Schwerkraft keine perfekte Kreisbahn beschreibt und damit der an ihr montierte Detektor ebenfalls eine leichte Abweichung von dieser Trajektorie aufweist, wurde eine geometrische Methode entwickelt und benutzt, um diesen Effekt zu korrigieren [11,16]. Der Einfluss der Streukorrektur auf die Rekonstruktion des Kugelphantoms wird im Ergebnisteil illustriert und diskutiert. Anwendung der Streukorrektur in der Transitdosimetrie Die vorgestellte Methode der Streukorrektur wurde für die Verifikation i. eines einfachen Bestrahlungsplanes mit einem einzelnen IMRT-Strahlenfeld am homogenen Plattenphantom, ii. eines komplexen Bestrahlungsplanes mit mehreren IMRTStrahlenfeldern an einem anthropomorphen Kopfphantom verwendet. Der jeweilige Aufbau der Experimente sowie deren Methodik werden im Folgenden beschrieben. i. Für eine erste Dosisrekonstruktion wurde ein einfaches homogenes 30 cm × 30 cm × 30 cm wasseräquivalentes Plattenphantom (RW3) mit einem aus einem klinischen Beispiel entnommenen IMRT-Feld bestrahlt, wobei die Aufnahme des Transmissionssignals zum einen mit dem Flächendetektor und zum anderen mit einem radiographischen Film (Kodak X-Omat V) erfolgte, der direkt im Zentrum des Phantoms platziert wurde. Für dieses Experiment wurde ein einzelnes IMRT-Feld (bestehend aus sechs Segmenten) bei einem Gantry-Winkel von 0° appliziert.

Die mit dem EPID gemessene Intensitätsverteilung wurde anschließend mit obiger Methode iterativ streukorrigiert, um die Primärfluenz auf der Detektoroberfläche zu erhalten. Diese Primärfluenzverteilung wurde dann unter Berücksichtigung der Schwächung des Strahls durch den MVCT-Datensatz zurückprojiziert, um die Eingangsfluenz zu bestimmen: ⎡ ⎤ Primär Φ Ein exp ⎢ ∑ μ x,y,z t x,y,z ⎥ , i, j = Φ i, j ⎣ x,y,z ⎦

(5)

Ein wobei Φi,j die Eingangsfluenz im Detektorpixel (i,j) und Primär Φi,j die gemessene Primärfluenz ist. Summiert wird hierbei entlang der Strahllinie (von Pixel (i,j) zur Strahlquelle) über den Schwächungskoeffizienten μx,y,z und die Weglänge tx,y,z für jedes durchquerte CT-Voxel mit den Koordinaten (x,y,z). Die resultierende rekonstruierte Eingangsfluenz wurde dann zusammen mit dem MVCTDatensatz als Grundlage für die auf einem Superpositionsalgorithmus basierende Dosisberechnung [18,19] des Planungsprogramms verwendet und somit die applizierte Dosis rekonstruiert. Der Vergleich von gemessener (Film) und rekonstruierter (Detektor) Dosis erfolgt im Ergebnisteil.

ii. Mit Hilfe obiger Streukorrekturmethode wurde eine IMRT-Verifikation unter Verwendung eines komplexen Bestrahlungsplanes an einem anthropomorphen AldersonRando-Phantom durchgeführt [13]. Hierzu wurde ein Detektor gleicher Bauart verwendet (RID 256L, PerkinElmer® Optoelectronics), der jedoch eine kleinere aktive Fläche von 20 cm × 20 cm besitzt [15]. Ein Teil der Nackenregion des Alderson-Rando-Phantoms wurde dazu in einem stereotaktischen Lokalisationsrahmen platziert und mit einem Siemens Somatom CT Scanner ein kVCT-Datensatz erstellt. Anschließend wurde sowohl ein zylindrisches Risikoorgan als auch ein dieses umgebendes hufeisenförmiges Target definiert und unter Benutzung des inversen Planungssystems KonRad ein IMRT-Plan mit fünf coplanaren und äquidistanten Strahlenfeldern generiert. Für die MVCT-Bildgebung wurde das Phantom wiederum unter Benutzung des stereotaktischen Lokalisationsrahmens wie für eine Behandlung positioniert und ein MVCTDatensatz erstellt, indem 120 Projektionen in Gantry-Rotations-Intervallen von 3° aufgenommen wurden. Bei diesem Experiment erfolgte die Strahlapplikation mit 1 MU pro Projektion über das automatische Kontrollsystem. Anschließend wurde dieser MVCT-Datensatz mit der zuvor beschriebenen Methode iterativ streukorrigiert. Für die Transitdosimetrie wurden im selben Aufbau die geplanten IMRT-Felder appliziert und Bildsequenzen mit dem Flächendetektor aufgenommen. Diese Projektionen wurden ebenfalls iterativ streukorrigiert und die Fluenzen der einzelnen IMRT-Segmente anschließend summiert, um

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die gemessene Primärfluenz an der Detektoroberfläche zu erhalten. Diese Primärfluenzverteilung wurde unter Berücksichtigung der Schwächung des Strahls durch den MVCT-Datensatz zurückprojiziert, um die Eingangsfluenz Ein Φi,j in einer Ebene 30 cm über dem Isozentrum zu erhalten, welche durch Gl. (5) gegeben ist. Diese rekonstruierte Eingangsfluenz wurde dann dem Planungsprogramm übergeben, um auf der Basis des MVCT-Datensatzes die resultierende Dosis zu berechnen. Diese dreidimensionale rekonstruierte Dosisverteilung wurde dann mit der geplanten Dosisverteilung verglichen.

Ergebnisse Die Wahl des Streukerns Im Mittelpunkt der Experimente, die direkt mit der Streukerngenerierung in der Monte Carlo-Simulation zusammenhingen, stand die Frage, wie genau der Phantomradius R im Monte Carlo-Code und der daraus resultierende Streukern gewählt werden muss, um mit der Streukorrektur eine gute Näherung an die radiologische Dicke des Phantoms (bzw. des Patienten) zu erhalten und welche Konsequenzen es auf die Genauigkeit der Streukorrektur hat, wenn nicht der passende Streukern gewählt wurde. Wie im Abschnitt über die Streukorrektur beschrieben, wurde dazu ein Transmissionsbild unter Benutzung verschiedener Streukerne mehrfach streukorrigiert. In Abbildung 2 ist die vom Modell berechnete radiologische Dicke in Abhängigkeit verschiedener Phantomradien, die zur Generierung des entsprechenden Streukerns verwendet wurden, illustriert. Die dargestellten rekonstruierten Dicken wurden hierbei als Mittelwert über die gesamte Phantomfläche berechnet. Die Fehlerbalken repräsentieren hierbei die Standardabweichung. Wird ein Streukern von 900 cm2 verwendet (was einem Phantomradius R von 16,92 cm entspricht), kann die Kalibrierdicke von 15 cm gut rekonstruiert werden. Werden dagegen größere Phantomradien gewählt, wird vom Monte Carlo-Code mehr Streuung errechnet, was zur Überschätzung der radiologischen Weglänge führt. Für zu klein gewählte Phantomradien gilt der Umkehrschluss: Es wird weniger Streuung angenommen, wodurch die radiologische Weglänge unterschätzt wird. Für die hier angeführte Phantomdicke von 15 cm betragen die Abweichungen bei zu großen Phantomradien maximal 3 %, wohingegen die Abweichungen für kleine Phantomradien bis zu 13 % betragen. Untersuchungen für weitere Phantomdicken von 5, 10 und 20 cm ergaben, dass dieses Ergebnis weitgehend unabhängig von der Dicke des Phantoms ist und die Abweichungen in der gleichen Größenordnung liegen. Dies bedeutet für die klinische Anwendung der Streukorrektur, dass kleine Bestrahlungsvolumina im Gegensatz zu großen Volumina eine sehr sorgfältige Wahl des Streukerns erfordern. Um den Fehler zu untersuchen, der bei der Wahl eines nicht zum bestrahlten Volumen (zur Feldgröße) passenden Streu-

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Abbildung 2 Einfluss der Wahl des zur Streukerngenerierung benutzten Phantomradius R auf die mit der Streukorrektur berechnete radiologische Dicke. Die gestrichelte Linie zeigt die tatsächliche Dicke des Phantoms von 15 cm an.

kerns entsteht, wurde ein homogenes wasseräquivalentes Phantom mit unterschiedlichen Feldgrößen bestrahlt und die einzelnen Transmissionsbilder anschließend jeweils mit ein und demselben 900 cm2 Streukern streukorrigiert. Es zeigte sich, dass für große Feldgrößen (bis zu 23 × 23 cm2 keine großen Abweichungen entstehen, jedoch bei sehr kleinen Feldern (bis zu 5 × 5 cm2) gravierende Abweichungen von bis zu 60 % auftauchen. Bei der Feldgröße unter Kalibrationsbedingungen stimmen berechnete und tatsächliche Dicke jedoch überein. Insgesamt existiert (wie auch Swindell und Evans gezeigt haben [22]) eine Proportionalität zwischen Streuung und Fläche, die eine Extrapolation auf andere Feldgrößen erlaubt. Für die klinische Anwendung bedeutet das, dass entweder nur bei großen Feldgrößen Transmissionsmessungen vorgenommen werden sollten oder für kleine Feldgrößen neu kalibriert werden muss. MVCT-Bildgebung Um die Bedeutung der Streukorrektur für praktische Anwendungen im klinischen Alltag zu untermauern, wurde ein MVCT-Datensatz erstellt und unter Benutzung der iterativen Streukorrektur rekonstruiert. Abbildung 3b zeigt die streukorrigierte MVCT-Rekonstruktion der zentralen Schicht des Kugelphantoms mit einer Voxelgröße von 0,8 mm. Besonders gut zu erkennen sind die Gewebeeinsätze mit großem Dichteunterschied relativ zu Wasser wie harter Knochen, Luft und Lungengewebe, wohingegen die Materialien mit geringem Dichteunterschied relativ zu Wasser wie weicher Knochen, Muskel- und Fettgewebe nur schwach oder gar nicht aufgelöst werden (Tab. 1). Die Ursache für die Sphäre außerhalb des Phantoms wird in den Schlussfolgerungen erläutert. In Abbildung 3c sind horizontale Dichteprofile aus dem Zentrum des streukorrigierten und nichtstreukorrigierten Re-

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Tabelle 1 Relative Massendichten der Materialeinsätze des aus RW3 bestehenden Kugelphantoms (Literaturwert: GammexRMI, Bad Münstereifel, Deutschland). Massendichte relativ zu Wasser Gewebeart Harter Knochen Weicher Knochen Luft Lunge Muskel Fett RW3

a)

c)

Literaturwert

rekonstruiert

1.819 1.140 0.001 0.300 1.050 0.920 1.045

1.406 1.005 0.278 0.495 1.005 0.943 1.020

Auflösung/Orientierung gut (11 Uhr) schwach (12 Uhr) gut (1 Uhr) gut (6 Uhr) nicht (9 Uhr) schwach (3 Uhr) gut

b)

Abbildung 3a kVCT-Rekonstruktion der zentralen Schicht eines Phantoms mit gewebeäquivalenten Materialeinsätzen. Zu sehen sind (im Uhrzeigersinn beginnend bei 9 Uhr): Muskel, harter Knochen, weicher Knochen, Luft, Fett und Lunge. Abbildung 3b Streukorrigierte MVCT-Rekonstruktion derselben Schicht des Phantoms aus Abb. 3a. Die Gewebeeinsätze mit großem Dichteunterschied relativ zu Wasser (harter Knochen, Luft und Lungengewebe) sind gut zu erkennen. Die Gewebeeinsätze mit geringem Dichteunterschied relativ zu Wasser (weicher Knochen, Muskel- und Fettgewebe) werden nur schwach oder gar nicht aufgelöst. Abbildung 3c Horizontale Dichteprofile durch das Zentrum der MVCT-Rekonstruktion (von 9 nach 3 Uhr) des aus RW3 und Materialeinsätzen bestehenden Kugelphantoms aus Abb. 3b. Der charakteristische „Cupping“-Artefakt in den nicht streukorrigierten Daten konnte durch die Streukorrektur beseitigt werden.

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konstruktionsbildes zu sehen. Hier wird der Einfluss der Streukorrektur besonders deutlich: Der charakteristische „Cupping“Artefakt in den nicht streukorrigierten Daten, der zu einer fehlerhaften Dichterekonstruktion von 20 % führt, konnte durch die Streukorrektur effektiv beseitigt werden. Transitdosimetrie Zur Überprüfung der Streukorrektur für die IMRT-Verifikation wurden, wie im Abschnitt über die Anwendung der Streukorrektur beschrieben, zwei Experimente zum einen mit einem einfachen Plattenphantom und zum anderen mit einem anthropomorphen Kopfphantom durchgeführt. Die Ergebnisse dieser Experimente werden im Folgenden aufgeführt. i. Für eine erste Dosisrekonstruktion wurde ein einem klinischen Beispiel entnommenes IMRT-Feld auf ein einfaches homogenes RW3-Plattenphantom eingestrahlt. Eine frontale Schicht durch den geplanten Dosiswürfel ist in Abbildung 4a zu sehen, wobei die weiße Linie die Position des horizontalen Dosisprofils in Abbildung 4b angibt. Zum Vergleich wurden in dieser Abbildung Dosisprofile der entsprechenden Schicht und Position aus den rekonstruierten und mit Film gemessenen Dosisverteilungen dargestellt. Es handelt sich hierbei um relative Dosisprofile, deren Matrizen auf ihr jeweiliges Maximum normiert sind. Um absolute Dosismesswerte angeben zu können, müsste die Datenauslese von Detektoren dieser Art mit der Pulsfrequenz des Linearbeschleunigers synchronisiert werden, da anderenfalls während der Auslese Lücken in den Messdaten entstehen. Im Bereich beider Dosismaxima ist eine gute Übereinstimmung zwischen der geplanten, rekonstruierten und der mit

Film gemessenen Dosisverteilung erkennbar. Im niedrigen Dosisbereich unterscheiden sich dagegen die rekonstruierten und geplanten Profile deutlich. Ein Grund hierfür liegt in der Energieabhängigkeit des Detektors, der die niederenergetische Streustrahlung leicht überbewertet [14]. Eine Korrektur des energieabhängigen Ansprechvermögens ist hier nicht möglich, da hierzu das genaue von verschiedenen Faktoren abhängige Energiespektrum nicht bekannt ist. ii. Um die Streukorrektur für eine vollständige IMRT-Verifikation zu validieren, wurde ein Alderson-Rando-Phantom mit fünf IMRT-Feldern einer 6 MV-Photonenstrahlung bestrahlt und sowohl ein kVCT- als auch ein MVCT-Datensatz erstellt. Abbildung 5a zeigt eine transversale Schicht durch das Planungs-CT eines Teils des anthropomorphen Kopfphantoms mit einem zylinderförmigen Risikoorgan (Spinalkanal, gelbe Linie) und einem definierten hufeisenförmigen Zielvolumen (rote Linie). Die geplante Dosisverteilung ist in „Colourwash“-Darstellung überlagert. Nebenstehend ist in Abbildung 5b die entsprechende transversale Schicht durch die MVCT-Bilder desselben Phantoms abgebildet, deren rekonstruierte Dosisverteilung aus den Transmissionsmessdaten ebenfalls farbcodiert überlagert ist. Um eine vergleichbare Darstellung mit dem Diagnostik-CT zu haben (Abb. 5a), wurde in der MVCT-Rekonstruktion die äußere Sphäre ausgeblendet, d.h. die Werte außerhalb des Phantoms wurden auf null gesetzt. Die Abbildungen zeigen qualitativ eine sehr gute Übereinstimmung von geplanter und rekonstruierter Dosis. Eine quantitative Analyse [13] ergab eine gute Übereinstimmung der 90 %-Isodosenlinien mit einer Abweichung von

Abbildung 4a Frontale Schicht durch einen geplanten Dosiswürfel. Die weiße Linie gibt die Position der horizontalen Dosisprofile in Abb. 4b an. Abbildung 4b Horizontale, relative Dosisprofile der geplanten, rekonstruierten und gemessenen Dosisverteilung.

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a)

b)

Abbildung 5a Transversale Schicht einer kVCT mit Target (rote Linie) und OAR (Spinalkanal, gelbe Linie). Die invers geplante Dosisverteilung ist in „Colourwash“-Darstellung überlagert. Abbildung 5b Transversale Schicht der zu Abb. 5a passenden MVCT. Die aus den Transmissionsdaten rekonstruierte Dosisverteilung ist ebenfalls in „Colourwash“-Darstellung überlagert.

± 2 mm. Im Bereich niedrigerer Isodosenlinien nehmen diese Abweichungen zu. So ist z. B. bei der 60 %-Isodosenlinie an manchen Stellen aufgrund der hohen Dosisgradienten eine Abweichung von 3–4 mm zu sehen.

Schlussfolgerungen Es wurde eine auf Monte Carlo-generierten Streukernen basierte Methode vorgestellt, die in der Lage ist, die in Transmissionsbildern enthaltene Streustrahlung iterativ zu korrigieren und so eine verbesserte Rekonstruktion der MVCT-Daten mit geringeren Artefakten sowie der applizierten Dosis zu ermöglichen. Um diese Streukorrekturtechnik zu validieren, wurde untersucht, welchen Einfluss die Wahl des Streukerns (bzw. die Wahl des Phantomradius R) auf die Genauigkeit der Streukorrektur hat. Andere Einflussparameter, wie z. B. die Feldgröße, wurden zur Optimierung der Streukorrektur ebenfalls untersucht [8], konnten aber in dieser Arbeit nicht ausführlich dargestellt werden. Die Experimente zum Phantomradius zeigten, dass kleine Bestrahlungsvolumina im Gegensatz zu großen Volumina eine sorgfältige Wahl des zur Streukorrektur herangezogenen Streukerns erfordern. Dies ist für den Einsatz dieser Methode in der Klinik von Belang, da bei der klinischen Anwendung eine falsch rekonstruierte Dicke zu einem Dosisfehler von 4–5 % führen kann. Die entsprechenden Experimente zur Feldgröße lassen den Schluss zu, dass bei einem

Einsatz der Methode in der Klinik nur bei großen Feldern Transmissionsmessungen vorgenommen werden können bzw. für kleine Felder neu kalibriert werden sollte. Die Bedeutung der Streukorrektur für die MVCT-Rekonstruktion konnte anhand einer Rekonstruktion eines Kugelphantoms mit gewebeäquivalenten Materialeinsätzen illustriert und aufgezeigt werden. Der Unterschied der dabei rekonstruierten Elektronendichten beträgt zwischen streukorrigierten und nicht streukorrigierten Daten bis zu 20 %. Im rekonstruierten MVCT-Bild ist ein breiter Saum endlicher Dichte erkennbar. Nach dem bei der Streukorrektur verwendeten Modell wird jedoch außerhalb des Strahlenfeldes ein Streubeitrag erwartet, der bei dem hier kleineren Phantom wegen der fehlenden Seitenstreuung nicht vorhanden ist. Das Signal wird daher hier von ca. 7 % auf etwa 20 % angehoben, wodurch fehlerhafte Dichtewerte für Luft bei der Bildrekonstruktion rekonstruiert werden. Auf die Ziele des hier vorgestellten Verfahrens (Transitdosimetrie und Patientenpositionierung) hat dieser Saum jedoch keinen Einfluss, da der interessierende Bereich im Inneren des Kugelphantoms gut korrigiert werden konnte. Die Qualität des rekonstruierten Bildes ist ausreichend, um Patientenpositionierung aufgrund anatomischer Knochenstrukturen vorzunehmen. Die Methode der Transitdosimetrie kann anhand der rekonstruierten MVCT-Bilder ebenfalls angewendet werden. Mit dem hier vorgestellten Detektor ist es jedoch nicht möglich, bei akzeptabler Strahlenbelastung einen guten Weichteilkontrast zu erzielen. Zur Verbesserung dieser Situation gibt

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Validierung einer Streukorrekturmethode zur IMRT-Verifikation mit Hilfe eines Portal-Imaging-Systems

es die Möglichkeit, das Energiespektrum des Linearbeschleunigers aufzuweichen oder die Empfindlichkeit des Detektors gegenüber Photonenenergien zu steigern. Durch die Verwendung einer voxelbasierten Monte Carlo-Simulation der Bestrahlungsplanung ließe sich die Streuverteilung individuell für jeden Patienten genau bestimmen, was sich auf die Genauigkeit der Bild- und Dosisrekonstruktion auswirken würde. Mit der Synchronisation von Detektor und LINAC-Pulsen ergibt sich die Möglichkeit, die rekonstruierten relativen Dosisverteilungen auch absolut in Gray anzugeben. Dieses Problem kann jedoch nur durch die technische Unterstützung der Beschleuniger-Herstellerfirma gelöst werden. Allgemein lässt sich sagen, dass die Anwendung der Streukorrektur für die MVCT gute Ergebnisse bei homogenen Phantomen liefert. Außerhalb des Phantoms und auch bei Lufteinschlüssen im Inneren des Phantoms können jedoch erhebliche Fehler auftreten (s. Abb. 3c). Bei der Anwendung der Streukorrektur in der Transitdosimetrie wird insbesondere im Bereich der Strahlenfeldgrenzen eine gute Übereinstimmung von Planung, Filmdosimetrie und Dosisrekonstruktion erzielt. Außerhalb der Feldgrenzen sind deutliche Abweichungen zu verzeichnen (s. Abb. 4b). In diesen Bereichen ist der Anteil niederenergetischer gestreuter Photonen besonders hoch. Wegen des energieabhängigen Ansprechvermögens des Detektors wird dieser Anteil trotz der vorgenommenen Modifizierung der Metall- Phosphor-Kombination relativ stark überbewertet. Die Dosis in diesen Bereichen ist jedoch niedrig (< 10–20 %), so dass diese Abweichungen bei der Beurteilung einer rekonstruierten Dosisverteilung eines IMRT-Strahlenfeldes toleriert werden können. Die Ergebnisse der simulierten IMRT-Behandlung an den homogenen und anthropomorphen Phantomen zeigen, dass trotz mancher Ungenauigkeiten mit dieser Streukorrekturmethode eine Therapieverifikation möglich ist und bei einer Strahlenbehandlung angewendet werden kann. Insgesamt führt das Verfahren zu einer deutlichen Verbesserung in der Bild- und Dosisrekonstruktion, welche die Grundlage für eine exakte Online-Verifikation bilden. Danksagung Dieses Forschungsprojekt wurde von der Deutschen Forschungsgemeinschaft unterstützt (SCHL 249/8-1). Diese Arbeit wurde zur Jahrestagung der DGMP 2002 mit dem Nachwuchspreis der DGMP ausgezeichnet. Literatur [1] Boellaard, R., van Herk, M., Uiterwaal, H., Mijnheer, B.: Two-dimensional exit dosimetry using a liquid-filled electronic portal imaging device and a convolution model. Radiother. Oncol. 44 (1997) 149–157 [2] Bortfeld, T., Boyer, A.L., Schlegel, W., Kahler, D.L., Waldron, T.J.: Realization and verification of three-dimensional conformal radiotherapy with modulated fields. Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 30 (1994) 899–908 0[3] CERN, GEANT - Detector description simulation tool, CERN program library long writeup W5013 (1994)

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Korrespondenzanschrift: Ina Kyas Deutsches Krebsforschungszentrum Heidelberg Abteilung Medizinische Physik Im Neuenheimer Feld 280 D-69120 Heidelberg