Eine quantitative Studie zur MRT-basierten Bestrahlungsplanung der perkutanen Therapie von Hirntumoren

TECHNISCHE MITTEILUNG

Eine quantitative Studie zur MRT-basierten Bestrahlungsplanung der perkutanen Therapie von Hirntumoren Torsten Maaß, Frank-André Siebert, Jürgen Schultze Universitätsklinikum Schleswig-Holstein, Kiel, Klinik für Strahlentherapie

Zusammenfassung Mit dieser Studie sollte untersucht werden, ob mit einem kommerziellen Bestrahlungsplanungsprogramm bei Hirntumoren Bestrahlungspläne unter alleiniger Nutzung von MRT-Daten erstellt werden können. Es wurde das Planungsprogramm CadPlan® 6.4.7 verwendet. Insbesondere wurden Unterschiede von MRT-basierten Bestrahlungsplänen zu konventionellen CT-gestützten Berechnungen systematisch untersucht. Die Quantifizierung der retrospektiven Auswertung erfolgte durch die punktweise Dosisdifferenz und die g-Verteilung. In dieser Studie scheint die g-Verteilung gegenüber der Dosisdifferenz keinerlei Vorteil bezüglich des Vergleiches der einzelnen Pläne für den Toleranzbereich (punktweise Dosisdifferenz < 3 %, Abstandskriterium < 5 mm) aufzuweisen. Am Rand der Bestrahlungsfelder, im Bereich der Außenkontur des Kopfes sowie in Regionen mit Lufteinschlüssen und ausgeprägten Knochenstrukturen ergaben sich Abweichungen von bis zu 103% in der berechneten Dosisverteilung. Im Inneren der Felder und damit im eigentlichen Zielvolumen zeigten sich lediglich geringe Unterschiede im Bereich von 1–2 %.

Schlüsselwörter: MRT, Bestrahlungsplanung, g-Verteilung, Dosisdifferenz

Einleitung In der Diagnostik von Hirntumoren und deren Bestrahlungsplanung stehen die Computertomographie (CT) und die Magnetresonanztomographie (MRT) als bildgebende Verfahren im Vordergrund. Während die Bestrahlungsplanung üblicherweise anhand von axialen CT-Bildern erfolgt, lässt sich das eigentliche Zielvolumen, der Tumor selbst, häufig erst unter

Z. Med. Phys. 15 (2005) 279–286 http://www.elsevier.de/zmedphys

A quantitative study of MRI-based treatment planning for the percutaneous radiation therapy of brain tumors Abstract This study examined to which extent treatment plans for brain tumors can be constructed with a commercial treatment planning system (TPS) based on MRI data only. CadPlan® 6.4.7 was used as TPS. In particular, differences between MRT-based and conventional CT-based plans were examined systematically. The quantification of the retrospective evaluation was carried out by the point-wise dose difference and the g-distribution. In this study the g-distribution did not appear advantageous over the dose difference for the tolerance range (point-wise dose difference < 3 %, distance criterion LLL 5 mm). The calculated dose distribution showed large differences (up to 103 %) at the boundary of the treatment fields, in the regions of the head contour, and in areas with air inclusions and significant bone structures. The inner parts of the fields, and therefore the actual target volume, revealed only small deviations in the range of –2 % in the homogeneous distribution. Keywords: MRI, treatment planning, g-distribution, dose difference

Zuhilfenahme von MRT-Bildern eindeutig lokalisieren [11]. Zurückzuführen ist dies auf den hervorragenden Weichteilkontrast der Magnetresonanztomographie im Vergleich zu der Computertomographie. Trotz ihrer Überlegenheit gegenüber den CT-Daten in Bezug auf die Abgrenzung von Tumorgewebe sprechen vor allem zwei Gründe gegen die alleinige Verwendung von MRT-Bildern in der Bestrahlungsplanung. Zum einen gibt es bislang keine zuverlässigen Verfahren, um die MRT-

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Signale in gewebespezifische Elektronendichteinformationen umzuwandeln, zum anderen können (in Abhängigkeit von den Aufnahmeparametern) geometrische Verzerrungen auftreten [7]. CT-Bilder hingegen geben naturgemäß Aufschluss über die relativen Schwächungskoeffizienten des Gewebes gegenüber Wasser, kalibriert in Hounsfield-Einheiten. Sie werden zudem üblicherweise als geometrisch korrekt angesehen. Tatsächlich liegt der relative Fehler in einer Größenordnung unter 1 % [3, 10]. In der Strahlentherapie ist man in der Regel bemüht, ein möglichst exaktes Zielvolumen zu definieren, um eine unnötige Bestrahlung von umliegendem gesundem Gewebe zu vermeiden und eventuelle Nebenwirkungen zu verringern. Durch eine Registrierung von MRT- und CT-Datensätzen lassen sich die zuvor beschriebenen Nachteile der MRT weitestgehend eliminieren [7]. Abhängig von der Methodik kann die Genauigkeit in der Größenordnung von 1 mm liegen, aber auch Werte im Zentimeterbereich annehmen [7]. In der Literatur gibt es bereits Ansätze, ausschließlich MRT-Bilder als Grundlage für die Bestrahlungsplanung zu verwenden [2, 16]. Allerdings ist bislang keine Studie mit quantitativen Aussagen für die MRTbasierte Bestrahlungsplanung im klinischen Bereich bekannt. Beavis et al. schlugen vor, den MRT-Bildern eine homogene Elektronendichte zuzuweisen, da die Verteilung der Hounsfield-Einheiten in einem CT-Bild des Kopfes außer im Bereich der Schädelknochen nahezu konstante Werte etwas über Null annimmt. Dies eröffnet die Möglichkeit, MRT-Bilder für die Bestrahlungsplanung verwenden. In der Radiochirurgie und Radiotherapie finden sich bereits Anwendungsgebiete, bei denen eine 3D-Bestrahlungsplanung auf Basis von MRT-Bilddaten erfolgt. Neben der Bestrahlungsplanung beim Gamma-Knife [8] ist hier beispielsweise die MRT-gestützte Brachytherapie [14] zu erwähnen. In dieser Arbeit soll anhand von sechs retrospektiv ausgewerteten Fällen untersucht werden, inwieweit es möglich ist, auf Grundlage vorhandener diagnostischer MRT-Bilder Bestrahlungspläne zu erstellen und inwiefern diese sich von CT-basierten Plänen unterscheiden. Der Vergleich mit CT-gestützten Plänen wird quantifiziert durch die punktweise Dosisdifferenz und die g-Verteilung [12, 13].

Patienten und Methoden Patienten Sechs Patienten mit verschiedenen Hirntumoren wurden retrospektiv für diese Studie ausgewählt. Jeweils 2 Patienten wurden aufgrund eines Glioblastoms, eines Non-HodgkinLymphoms sowie Hirnmetastasen anderer Tumorarten behandelt. Die GTV-Volumina lagen mit einer Ausnahme von 33 cm3 in einem Bereich von 185 cm3 bis 388 cm3. Die beiden Patienten mit dem Non-Hodgkin-Lymphom erhielten eine Ganzhirnbestrahlung. In den verbleibenden Fällen betrug der Sicherheitssaum vom GTV zum PTV 1 cm. Als bildgebende Verfahren fanden jeweils eine Computer(Picker PQ 2000) und für die diagnostische Bestimmung der Tumorausdehnung eine Magnetresonanztomographie (Siemens Magnetom Expert mit 1,0 T, T1-gewichtet mit TE = 14 ms, TR = 2070 ms oder T2-gewichtet mit TE = 85 ms, TR = 2070 ms) mit axialen Schichten der Dicke 5 mm bzw. 5–6 mm (letztere im Abstand von 1,5–1,8 mm) Verwendung. Die zum Teil unterschiedlichen Schichtdicken und -abstände haben nur geringen Einfluss auf die Auswertung, wie weiter unten erläutert wird. Während der Computertomographie war der Kopf mit Hilfe einer individuell gefertigten Gesichtsmaske fixiert und durch eine keilförmige Lagerungshilfe so anguliert, dass die anschließende Bestrahlungsplanung koplanar, d. h. ohne Tischrotation durchgeführt werden konnte. Im Magnetresonanztomographen kam eine Kopfspule zum Einsatz, weder Maske noch Lagerungshilfe fanden bei den MRT-Aufnahmen Verwendung. Während das Field of View der Kopfspule im Magnetresonanztomographen bei 22 cm lag, betrug es im Computertomographen 48 cm, da üblicherweise beim Bestrahlungsplanungs-CT auch der Schulteransatz mit aufgenommen wird. Bestrahlungsplanung Die Abgrenzung der Zielvolumina erfolgte anhand der Bilddaten mit der am besten geeignet erscheinenden Sequenz. Durch eine Registrierung von CT- und MRT-Bildern mit der

Tabelle 1 Die Bestrahlungsdaten der Patienten aus dieser Studie. Abhängig vom Bestrahlungsvolumen werden die Patienten in Kategorie I oder II eingeteilt. Mit aufgeführt sind die Orientierungen der entsprechenden MRT- und CT-Datensätze zueinander. Patient

Anzahl der Felder

mittlere Feldgröße

Energie (nur Photonen)

Verkippung MRT ¨Æ CT transversal / sagittal

Kategorie

1 2 3 4 5 6

4 3 2 2 3 2

14,5 cm ¥ 14,5 cm 11,5 cm ¥ 18,5 cm 20,0 cm ¥ 21,5 cm 10,8 cm ¥ 18,5 cm 10,0 cm ¥ 16,5 cm 21,0 cm ¥ 16,0 cm

16 MV 15 MV 16 MV 15 MV 15 MV Co-60

0°/15° –5°/25° 0°/7° –7°/13° –0°/8,5° 6°/ 5°

II II I II II I

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Software AcqSim® wurden zugleich die Konturen der Zielvolumina auf die CT-Bilder übertragen. Die Bestimmung der Außenkonturen und die Bestrahlungsplanung selbst erfolgten mit CadPlan® 6.4.7. Deklariert man die MRT-Aufnahmen durch Setzen des entsprechenden Flags in den Bilddateien als transversale Schichtbilder, lassen sich auch diese in CadPlan® für die Bestrahlungsplanung verwenden. In CadPlan® werden die Bilddaten auf eine Größe von 256 ¥ 256 Pixel umgewandelt, sodass bei den verwendeten Field of Views die Pixelgröße der CT-Bilder bei 1,875 mm ¥ 1,875 mm und die der MRT-Bilder bei 0,859 mm ¥ 0,859 mm lag. Als Inhomogenitätskorrektur kam das Modified Batho Power Law [1, 19] bei CT-basierten Plänen zum Einsatz. Die jeweilige Planungstechnik orientierte sich an Tumorlage und -ausdehnung. Neben der Anzahl der Felder und den Einstrahlrichtungen variierten in den sechs voneinander unabhängigen Plänen insbesondere die Feldgrößen (Tab. 1). Das Rechenraster betrug für alle Dosisberechnungen 5 mm. Die Dosis pro Fraktion lag bei 1,5 bis 2 Gray. In Abbildung 1 ist exemplarisch ein Plan an einem transversalen CT- und MRTBild dargestellt. Die MRT-basierte Bestrahlungsplanung erforderte eine Anpassung der MRT-Bilder an die CT-Bilder in Lage und Orientierung. Von einem erfahrenen Mediziner wurden sowohl im CT- als auch im MRT-Datensatz mindestens drei anatomisch markante Punkte definiert. Anhand dieser Landmarken konnte die relative Lage der beiden 3D-Bilddatensätze zueinander berechnet werden. Auf diese Weise ergaben sich die Verkippungen des Kopfes in den drei Hauptachsenrichtungen. Im Anschluss daran wurde der 3D-MRT-Volumendatensatz derart rotiert, dass MRT- und CT-Bilddaten in Lage und Orientierung übereinstimmten. Ein modernes System mit automatischen Bildregistrierungsmethodiken stand für diese Studie nicht zur Verfügung. Für Rotation und anschließende transversale Schnittberechnung wurde ein (den originalen CT-

Bildern entsprechendes) diskretes Rechenraster verwendet, sodass gegebenenfalls eine lineare Interpolation zwischen den vorhandenen Schichten erforderlich war. Die Außenkonturen wurden mit dem hier verwendeten Bestrahlungsplanungssystem CadPlan® 6.4.7 ermittelt. Auf Grundlage dieser angepassten MRT-Bilder ließen sich Bestrahlungspläne konstruieren, die mit den zuvor erstellten CT-basierten Plänen übereinstimmten. Als geometrischer Planursprung wurde sowohl in den CT- als auch in den MRTBildern ein markanter Punkt gewählt (in fünf von sechs Fällen der Türkensattel, sella turcica), relativ zu dem die Plangeometrie identisch war. In dem Bestrahlungsplanungssystem Cadplan® 6.4.7 kann der Planursprung nicht wie der Plan auf einen anderen Bilddatensatz übertragen werden, was dieses Vorgehen erforderlich machte. Nach [15] liegt die HounsfieldEinheit (HU) für die Hirnmasse zwischen 43 und 46. In CadPlan® 6.4.7 können derartige Werte aber nicht gezielt den Bilddaten zugewiesen werden. Aus diesem Grund wurden bei den MRT-basierten Plänen die Grauwerte der Hirnsubstanz mit der Hounsfield-Einheit Null (entspricht Wasser) genähert. Dies konnte durch Berechnung der Pläne ohne Inhomogenitätskorrektur erreicht werden. Innerhalb der Außenkontur des Patienten wird den Bildpunkten der Hounsfield-Wert Null zugeordnet. Somit ergibt sich, dass die zuvor erwähnten unterschiedlichen Schichtdicken von MRT- und CT-Bildern von untergeordneter Bedeutung für diese Untersuchung sind, da für die Dosisberechnung ohne Inhomogenitätskorrektur lediglich die Außenkontur von Belang ist. Gruppierung der Patienten Aufgrund der unterschiedliche Lage der Hirntumoren und der daraus resultierenden, voneinander abweichenden Bestrahlungstechniken ist auch der prozentuale Anteil von Luftein-

Abbildung 1 Schematische Darstellung eines mit CadPlan® 6.4.7 erstellten Bestrahlungsplanes. Der ursprüngliche CT-basierte Plan wurde auf den MRT-Datensatz transformiert und dort ohne Inhomogenitätskorrektur berechnet.

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Abbildung 2 Dosisdifferenzen der einzelnen Schichten aus dem Vergleich des MRT-basierten Bestrahlungsplanes von Patient 2 mit dem CT-basierten Plan ohne Inhomogenitätskorrektur. Der Bestrahlungsplan entspricht der Abbildung 1. schlüssen und Knochenstrukturen am bestrahlten Volumen verschieden groß. Die Elektronendichten von Luft und Knochen (–1000 bzw. 1000 HU [15]) unterscheiden sich deutlich von der relativ homogenen Dichte der Hirnmasse, sodass deren Einflüsse auf die Dosisberechnung gravierend sind. Die retrospektiv betrachteten Patienten lassen sich in zwei Kategorien einteilen: Kategorie I: Ganzhirnbestrahlung – ausgeprägte Lufteinschlüsse und Knochenstrukturen im bestrahlten Volumen: Patienten 3 und 6 (Tab. 1). Kategorie II: Patienten mit kleineren Bestrahlungsvolumina – kaum Lufteinschlüsse und Knochenstrukturen im bestrahlten Volumen: Patienten 1, 2, 4 und 5 (Tab. 1). Vergleichsmethodik der Bestrahlungspläne Um den Einfluss des Modified Batho Power Law auf die Dosisverteilung ermitteln zu können, wurden in einem ersten Schritt jeweils zwei identische CT-basierte Bestrahlungspläne, einer mit und einer ohne Inhomogenitätskorrektur, erstellt und Schicht für Schicht die Dosisverteilungen über die

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punktweise Dosisdifferenz und die g-Verteilung [12, 13] miteinander verglichen. Anschließend erfolgte der Vergleich von MRT- und CT-basierten Plänen ohne Inhomogenitätskorrektur. Die g-Verteilung stellt eine Weiterentwicklung der zusammengesetzten Verteilung von Dosisdifferenz und Distance To Agreement (DTA) [18] dar. Als DTA wird der Abstand zwischen einem Punkt der Evaluationsverteilung und dem nächsten Punkt in der Referenzverteilung mit demselben Dosiswert bezeichnet. In Bereichen niedriger Gradienten lassen sich die Dosen direkt miteinander über die punktweise Differenz vergleichen [18]. Bei Dosisverteilungen, in denen große Dosisdifferenzen zwischen Referenz- und evaluierter Verteilung auftreten, ist das Konzept des DTA vorteilhafter. Bezeichnet DD das Dosisdifferenz- und Dd das DTA-Kriterium (d. h. maximal tolerierbare Abweichungen), so wird die g-Verteilung oder auch der g-Index [13, 12] beschrieben durch: Ï r Ô g ( rr ) = min Ì Ô Ó

r r rr ± re Dd 2

2

r

r

2 ¸ D r ( rr ) ± D e ( re ) ) Ô ( " +

DD 2

˝ Ô ˛

r

{re } ,

(1)

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r r r r wobei D e ( re ) , D r ( rr ) die in re , rr evaluierte bzw. Referenzdosis bezeichnet. Für die Beurteilung der Bestrahlungspläne wurde in Anlehnung an [4] das Pass-Fail-Kriterium verwendet: g-Indizes oberhalb von 1 sind als eine Überschreitung des Toleranzbereiches zu werten (und entsprechend für die Analyse der Dosisdifferenzen Abweichungen > DD). Die g-Verteilung findet bei der dosimetrischen Verifikation von IMRT-Plänen zunehmend Verwendung [4]. Nach Empfehlung der ICRU sollten das Dosisdifferenz-Kriterium und das DTA-Kriterium als DD = 2 % bzw. Dd = 2 mm gewählt werden [9], allerdings zeigen Untersuchungen [4, 18], dass die Wahl von DD = 3 % bzw. Dd = 3 mm besser geeignet ist. In dieser Studie wurde das Dosisdifferenz-Kriterium der Literatur [4, 13, 12, 18] entsprechend als DD = 3 % gewählt, während das DTA-Kriterium mit Dd = 5 mm an die in CadPlan® verwendete Gittergröße angepasst wurde. In dieser Terminologie lässt sich die punktweise Dosisdifferenz schreiben als: r r r D ± ( r ) = Dr ( r ) ± De ( r ) (2) Die Berechnung der g-Verteilungen und der Dosisdifferenzen erfolgte mit einer hauseigenen Software. Es standen keine kommerziellen Systeme für diese Studie zur Verfügung, mit denen die Bestimmung der g-Verteilung möglich gewesen wäre.

Ergebnisse Einfluss der Inhomogenitätskorrektur Der Vergleich der CT-basierten Bestrahlungspläne mit und ohne Inhomogenitätskorrektur (Modified Batho Power Law) zeigt, dass in Gegenwart von Lufteinschlüssen oder ausgeprägten Knochenstrukturen Dosisdifferenzen bis zu 6 % bei

Patienten der Kategorie I auftreten. Im Mittel betragen die Abweichungen in dieser Kategorie allerdings nur 0,8 % (Tab. 2). Sind weder Lufteinschlüsse noch Knochenstrukturen vorhanden, liegen mit 1,15 % selbst die mittleren maximalen Dosisdifferenzen noch im Toleranzbereich DD von 3 %. Im Mittel sind diese Werte sogar < 1 % (0,26 %) bei einer geringen Standardabweichung von 0,19 % (Tab. 2). Der g-Index liegt bei allen Patienten im Mittel unter 0,3 und selbst unter Berücksichtigung der Standardabweichung von 0,2 noch deutlich unter der Toleranzgrenze von 1. Erst die Betrachtung der maximalen Werte von 1,15 und 0,38 in den Kategorien I bzw. II bestätigt wieder die Kategorisierung der Patienten. Die Bereiche, in denen die g-Verteilung bei den Kategorie-IPatienten Werte oberhalb von 1 annimmt, korrelieren exakt mit den Gebieten, in denen die Dosisdifferenz größer als DD = 3 % ist. In diesem Fall ist die Dosisdifferenz sogar genau dann größer DD, wenn der g-Index größer als 1 ist. Vergleich der CT- und MRT-basierten Pläne Beim Vergleich der MRT- mit den CT-basierten Bestrahlungsplänen ohne Inhomogenitätskorrektur liegt der Mittelwert der Dosisdifferenzen bei kleinen Bestrahlungsfeldern (Kategorie II) zwar noch unterhalb der festgesetzten Toleranzgrenze DD, jedoch werden bei größeren Feldern (Kategorie I) auch Werte in der Größenordnung von 10 % (im Mittel: 6,3 %) bei einer Standardabweichung von bis zu 20 % erreicht (Abb. 3, Tab. 2). Im Maximum treten Dosisdifferenzen bis zu 103 % (mittleres Maximum: 89,79 %) auf. Zurückzuführen ist dies zum einen auf Unterschiede in der Außenkontur und zum anderen auf kleine Unterschieden bei der manuellen Markierung des geometrischen Planursprungs durch einen erfahrenen Mediziner. Die Abweichung zwischen den Konturen der CT-Bilder und denen der MRT-Bilder betrug im

Tabelle 2 Gezeigt werden die über die Kategorien gemittelten Ergebnisse dieser Studie. Vergleich der Schichten [A]: aus den CT-basierten Bestrahlungsplänen mit und ohne Inhomogenitätskorrektur (Modified Batho Power Law), [B]: aus den MRT-basierten Bestrahlungsplänen mit den CT-basierten ohne Inhomogenitätskorrektur und [C]: aus den MRT-basierten Bestrahlungsplänen mit den CT-basierten ohne Inhomogenitätskorrektur, wobei nur Bereiche berücksichtigt wurden, die sich sowohl innerhalb der CT- als auch innerhalb der MRT-Außenkonturen befanden. [D—: Dosisdifferenz, <ΩD—Ω>: mittlere absolute Dosisdifferenz, s (ΩD—Ω): Standardabweichung der mittleren absoluten Dosisdifferenzen, g : g-Index, : Mittelwert der g Indizes, s (g ): Standardabweichung der g -Indizes. Die Wertebereiche, Mittelwerte und Standardabweichungen wurden zusätzlich über die einzelnen Kategorien gemittelt]. Kategorie

|D—| [min … max]

<|D—|>

s(|D—|)

g [min … max]



s(g )

A

I II

0,01–3,47 0,00–1,15

0,80 0,26

0,59 0,19

0,00–1,15 0,00–0,38

0,27 0,09

0,20 0,06

B

I II

0,12–89,79 0,00–38,90

6,30 1,79

14,30 4,20

0,03–4,75 0,00–2,74

0,62 0,31

0,66 0,38

C

I II

0,12–72,85 0,00–20,51

3,70 1,10

8,83 2,12

0,03–4,52 0,00–2,67

0,58 0,27

0,63 0,35

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Abbildung 3 Dosisdifferenzen der Schichten aus den MRT-basierten und den CT-basierten Bestrahlungsplänen ohne Inhomogenitätskorrektur. Der dunkle Hintergrund weist auf Patienten der Kategorie I, der helle auf solche der Kategorie II hin. Mittel 2,9 mm bei einer Standardabweichung von 1,8 mm. Bei einer Pixelgröße der CT-Bilder von 1,875 mm ¥ 1,875 mm und der MRT-Bilder von 0,859 mm ¥ 0,859 mm ist dies ein sehr gutes Ergebnis und zeigt, dass drei Landmarken für eine Bildregistrierung ausreichend sind, sofern diese hinreichend weit entfernt voneinander liegen, wie in diesem Fall in der Größenordnung der Ausdehnung des Kopfes. Der mittlere relative Volumenunterschied der Außenkontur lag dementsprechend bei nur ca. 2,6 %. Für weitere Untersuchungen über die Verwendung von Landmarken zur Bildregistrierung sei auf [17] verwiesen. Da dieser Fehler experimentell durch Überlagerung der einzelnen CT- und MRT-Schichten ermittelt wurde, konnten alle anderen möglichen Fehler wie Rotation und Verzeichnungen in allen drei Hauptachsen des Magnetresonanztomographen berücksichtigt werden. Mit 2,9 mm liegt die Abweichung zwar etwas außerhalb des Verzerrungsbereiches von 0,6– 2,5 mm [17] des Magnetresonanztomographen selbst, der anhand von Phantomaufnahmen im Rahmen einer anderen Studie bestimmt wurde. Berücksichtigt man jedoch die Pixelgröße der CT-Bilder, die für die Konturfindung verwendet wurden, so beträgt die mittlere Abweichung nur 1–2 Pixel.

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Die Außenkonturen werden von CadPlan® 6.4.7 für die Dosisberechnung auf das verwendete Rechenraster von 5 mm bezüglich des Planursprunges angepasst, wobei uns das genaue Verfahren nicht bekannt ist. Fakt ist, dass dies zu Abweichungen führt, die in der Größenordnung des Rechenrasters liegen können. Hierdurch bedingt unterscheiden sich die „Außenkonturen“ für die Dosisberechnung zwischen CT und MRT um bis zu 1 cm, wodurch zum Teil sehr hohe Dosisdifferenzen bis zu 103 % auftreten, da das Bestrahlungsplanungsprogramm CadPlan® 6.4.7 Regionen außerhalb der Körperkontur den Dosiswert Null zuweist. Analysiert man nur die Bereiche, die sich innerhalb beider Außenkonturen befinden, reduzieren sich die maximalen Dosisdifferenzen im Mittel um ca. 17 % auf 72,85 % (Tab. 2). Zurückzuführen ist dies darauf, dass es auch an den inneren Feldgrenzen aufgrund der geringfügig unterschiedlichen Lage des Planursprunges aus denselben Gründen wie bei der Außenkontur zu Abweichungen bis zu 1 cm kommen kann. Eine kleinere Rastergröße R ist in CadPlan“ 6.4.7 für den Kopfbereich generell nicht zu empfehlen, da es für R < 5 mm vorkommen kann, dass aufgrund des durch R limitierten Berechnungsvolumens

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nicht alle Teile des Kopfes erfasst werden (insbesondere bei Patienten der Kategorie I). Im Inneren der Felder ist die Dosisdifferenz bei allen Patienten von hoher Homogenität (Abb. 2): Die visuelle Auswertung der Dosisdifferenzen der einzelnen Schichten zeigt, dass die Dosisdifferenzen in den jeweiligen Zielvolumina unabhängig von der Kategorisierung in der Größenordnung von 1–2 % liegen. Dieses wird durch die niedrigen Mittelwerte der absoluten Dosisdifferenzen im Bereich von 1,10–1,79 % bei einer Standardabweichung von 2,12–4,20 % in der Kategorie II (Tab. 2) bestätigt. Bei den Patienten mit den größeren Bestrahlungsvolumina (Kategorie I) liegen die entsprechenden Mittelwerte bei 3,70–6,30 %. Die Standardabweichung beträgt im Mittel 14,3 %. In allen betrachteten Fällen wurde der g-Index selbst im Randbereich maßgeblich durch den Anteil der Dosisdifferenz bestimmt: r r 2 r r 2 rr ± re D r ( rr ) ± D e ( re ) ) ( r r < " {rr } , {re }. Dd 2 DD 2 Zudem ist die Dosisdifferenz immer > DD, wenn g > 1 ist.

Diskussion Die Ergebnisse zeigen, dass die aufwendig zu berechnende gVerteilung in dieser Studie für den Kopfbereich keinerlei Vorteil gegenüber der punktweisen Dosisdifferenz für den betrachteten Toleranzbereich aufzuweisen scheint. Zu erklären ist dies dadurch, dass die gewählte Schwelle für die Dosisdifferenz relativ niedrig angesetzt ist, die Dosisdifferenz erst bei hohen Dosisgradienten größer wird und die Dosisverteilung im Inneren der Felder eine hohe Homogenität bei nur 1 – 2 % Dosisdifferenz besitzt. Der verwendete Toleranzbereich entspricht jedoch durchaus der Praxis [4], sodass die punktweise Dosisdifferenz zumindest im Kopf-/Hirnbereich gegenüber der g-Verteilung aufgrund der vergleichsweise einfachen Berechnung vorzuziehen ist. Die Bestrahlungsplanung lässt sich unter alleiniger Verwendung von MRT-Bildern durchführen. Allerdings muss man sich der Tatsache bewusst sein, dass insbesondere im Bereich der Außenkonturen, aber auch an den einzelnen Feldrändern (und somit auch am Rand des Überlappungsbereiches) ungenaue Dosiswerte berechnet werden. Die Unterschiede können hier in der Größenordnung von 100 % liegen. Dies ist zum einen auf die geometrische Verzerrung der MRT-Bilder, zum anderen auf lagerungsbedingte Fehler, geringfügig abweichende Außenkonturen sowie kleine Unterschiede bei der manuellen Markierung des geometrischen Planursprungs zurückzuführen. Verzeichnungen in MRT-Bilddatensätzen müssen für jeden Magnetresonanztomographen individuell überprüft werden und sind in geringem Maße auch vom Messobjekt selbst abhängig. Dies macht eine allgemeine Bewertung der Geometrie von MRT-Datensätzen in der Bestrahlungsplanung problematisch. Die zuvor ermittelte experimen-

telle geometrische Genauigkeit der Außenkontur von etwa 2,9 mm beim Vergleich der CT- und MRT-gestützten Pläne berücksichtigt alle Faktoren bis auf den letzten. Der Fehler beim Markieren des Planursprungs beträgt etwa ± 1 bis 2 Bildpunkte in der x-y-Ebene, was etwa ± 1,8 bis 3,6 mm entspricht, und etwa einer Schichtdicke in z-Richtung (5–6 mm). Die beobachteten Abweichungen im Bereich der Feldgrenzen korrelieren gut mit diesen Werten. Die unterschiedliche Lagerung der retrospektiv ausgewerteten Patienten im Computer- und im Magnetresonanztomographen ist als eine Hauptfehlerquelle in dieser Arbeit zu sehen. Die Positionierung im Tomographen sollte der beim Linearbeschleuniger entsprechen. Für die angestrebte koplanare Bestrahlung ist jedoch aufgrund der komplexen Lagerung über keilförmige Lagerungshilfen und Gesichtsmasken zumindest die Verwendung von Körperspulen, wenn nicht sogar die eines offenen Magnetresonanztomographen erforderlich. Ist eine identische Lagerung in beiden Tomographen nicht möglich, können so genannte Multi-Modality-Marker (IZI Medical) verwendet werden, die sowohl im Computerals auch Magnetresonanztomographen sichtbar abgebildet werden. Aufgrund dieser fixen Markierungen lässt sich der Fehler bei der Registrierung der Bilddaten und dem Setzen des Planursprunges evtl. weiter minimieren. Allerdings kann es aufgrund der Suszeptibilitätsänderungen (Luft – Marker – Haut) zu geometrischen Verschiebungen im MRT kommen. Eine weitere Möglichkeit der Fehlerreduktion ist eine Registrierung über eine auf dem Bildinhalt beruhende Fusionierung [7]. Die Ergebnisse des Vergleiches der CT-basierten Bestrahlungspläne mit und ohne Inhomogenitätskorrektur (Modified Batho Power Law) zeigen, dass auch in Bereichen mit Knochenstrukturen und Lufteinschlüssen ungenaue Dosiswerte berechnet werden. Im eigentlichen Zielvolumen finden sich nur geringe Unterschiede gegenüber der CT-basierten Planung in der Größenordnung von 1–2 %. Das Batho Power Law (und Modifkationen hiervon) besitzt nur in Bereichen mit Sekundärteilchengleichgewicht eine akzeptable Genauigkeit [6]. Da in Regionen mit Lufteinschlüssen und Knochenstrukturen dieses Gleichgewicht nicht vorliegt, kann das hier untersuchte Verfahren nicht als allgemeingültige Referenz gelten. Monte-Carlo-Verfahren wären hierfür besser geeignet. Diese Studie liefert jedoch quantitative Aussagen dazu, wie groß der Fehler in der Dosis ist, wenn anstelle einer CT-basierten Planung eine MRT-basierte Planung durchgeführt wird.

Schlussfolgerungen In dieser Studie wurde gezeigt, dass die Dosisberechnung in Hirnregionen durchaus primär auf MRT-Basis unter Verwendung einer homogenen Elektronendichteverteilung erfolgen kann und damit anhand des bildgebenden Verfahrens mit der vorteilhaftesten Tumordarstellung. Allerdings werden an den

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Feldgrenzen und im Bereich von Lufteinschlüssen und Knochenstrukturen ungenaue Dosiswerte berechnet. Im Zielvolumen selbst liegen die Unterschiede innerhalb der von der ICRU empfohlenen Toleranz von 2 % [9]. Der Vorteil dieser Methode liegt vor allem in der Einsparung einer Computertomographie und der anschließenden Bildregistrierung, wodurch die Strahlenbelastung des Patienten sinkt. Wenn auch die aus einer Computertomographie resultierende Dosis mit 2,8 mSv im Schädelbereich [5] im Vergleich zu der während der Therapie verabreichten Gesamtdosis gering ist, so ist doch eine allgemeine Minimierung der Dosis so weit wie möglich anzustreben. Neben der Dosisreduktion wird aber auch ein erheblicher Mehraufwand durch die Durchführung der Computertomographie und die anschließende Bildregistrierung vermieden, was effektiv auch zu einer Kostensenkung führt. Für die Einführung einer rein MRT-basierten Bestrahlungsplanung in die klinische Praxis bedarf es allerdings weiterer Studien. Die unterschiedliche Lagerung der retrospektiv ausgewerteten Patienten im Computer- und im Magnetresonanztomographen ist eine Hauptfehlerquelle in dieser Arbeit. Die Positionierung im Tomographen sollte der beim Linearbeschleuniger entsprechen, um lagerungsbedingte Fehler zu minimieren. Falls dies technisch nicht realisierbar ist, können so genannte Multi-Modality-Marker für den Planursprung verwendet werden, die sowohl im Computer- als auch Magnetresonanztomographen sichtbar abgebildet werden. Die Dosisdifferenz scheint bei Hirntumoren ein ausreichendes Gütekriterium zu sein, um Bestrahlungspläne miteinander quantitativ vergleichen zu können. Aufwendigere Berechnungsmethoden wie die g-Verteilung liefern keinen relevanten Informationsgewinn. Literatur [1] Batho, H. F.: Lung corrections in Cobalt 60 beam therapy. J. Can. Assoc. Radiol. 15 (1964) 79–83 [2] Beavis, A. W., Gibbs, P., Dealey, R. A., Whitton, V. J.: Radiotherapy treatment planning of brain tumours using MRI alone. Br. J. Radiol. 71 (1998) 544–548 [3] Breeuwer, M., Zylka, W., Wadley, J., Falk, A.: Detection and correction of geometric distortion in 3D CT/MR images. Proc. CARS’99 (1999) 78–82 [4] Budgell, G. J., Perrin, B. A., Mott, J. H. L., Fairfoul, J., Mackay, R. I.: Quantitative analysis of patient-specific dosimetric IMRT verification. Phys. Med. Biol. 50 (2005), 103–119

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