DE102004009784B4

DE102004009784B4 - Method for the correction of the measured values obtained during monitoring of the radiotherapeutic treatment by means of in-beam positron emission tomography

Info

Publication number: DE102004009784B4
Application number: DE200410009784
Authority: DE
Inventors: Wolfgang Dr. Enghardt; Jörg Dr. Pawelke; Katia Parodi; Paulo Crespo
Original assignee: Forschungszentrum Dresden Rossendorf eV
Current assignee: Forschungszentrum Dresden Rossendorf eV
Priority date: 2004-02-28
Filing date: 2004-02-28
Publication date: 2009-12-10
Anticipated expiration: 2024-02-29
Also published as: DE102004009784A1

Abstract

Verfahren zur Korrektur der beim Monitoring der strahlentherapeutischen Behandlung mittels in-beam Positronen-Emissions-Tomographie (in-beam PET) erhaltenen Signale, wobei während der Makropulse gemessene Signale ausgeblendet werden,
dadurch gekennzeichnet,
dass Intensitätsänderungen des Beschleunigerstrahles im Submikrosekundenbereich erfasst und in das PET-System eingespeist werden,
dass entweder jedes von einer Positronenkamera registrierte Annihilationsereignis zusammen mit der Information zur Intensität des Beschleunigerstrahles, welche zum Zeitpunkt des Nachweises des Annihilationsereignisses vorliegt, im Listen-Modus auf einem Speichermedium aufgezeichnet wird, oder dass die Aufzeichnung der Annihilationsereignisse gesperrt wird, wenn die Intensität des Beschleunigerstrahles einen Schwellwert überschreitet und
dass nur diejenigen von der Positronenkamera registrierten Annihilationsereignisse zur Rekonstruktion der während der Bestrahlung erzeugten Positronen-Emitter-Verteilung benutzt werden, die erfasst werden, wenn die Intensität des Beschleunigerstrahls unterhalb eines Schwellwertes liegt, der gegeben ist durch die maximale Rauschamplitude der Vorrichtung zur Messung der Intensität des Beschleunigerstrahles, wenn diese 0 ist.Method for correcting the signals obtained during monitoring of the radiotherapeutic treatment by means of in-beam positron emission tomography (in-beam PET), wherein signals measured during macropulse are masked out,
characterized,
that intensity changes of the accelerator beam in the sub-microsecond range are detected and fed into the PET system,
either each annihilation event registered by a positron camera is recorded on a storage medium in list mode together with the information on the intensity of the accelerator beam present at the time of detection of the annihilation event, or the annihilation event record is inhibited if the intensity of the accelerator beam exceeds a threshold and
that only those annihilation events registered by the positron camera are used to reconstruct the positron-emitter distribution generated during the irradiation detected when the intensity of the accelerator beam is below a threshold given by the maximum noise amplitude of the intensity measuring device the accelerator beam, if this is 0.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Korrektur der beim Monitoring der strahlentherapeutischen Behandlung mittels in-beam Positronen-Emissions-Tomographie (in-beam PET) erhaltenen Messwerte. Das Verfahren ist vorwiegend für die Kontrolle und Qualitätssicherung der strahlentherapeutischen Behandlung von Tumorpatienten einsetzbar.The The invention relates to a method for correcting the monitoring the radiotherapeutic treatment by means of in-beam positron emission tomography (in-beam PET). The procedure is predominantly for the control and quality control the radiotherapeutic treatment of tumor patients can be used.

Der Begriff in-beam-PET beschreibt die Nutzung der Positronen-Emissions-Tomographie (PET) zur Kontrolle der Strahlentherapie (W. Enghardt, J. Debus, T. Haberer, B. G. Hasch, R. Hinz, O. Jäkel, M. Krämer, K. Lauckner, J. Pawelke, F. Pönisch, Positron emission tomography for quality assurance of cancer therapy with light ion beams, Nucl. Phys. A654 (1999) S. 1047c–1050c), wobei die therapeutische Bestrahlung und die PET-Messung gleichzeitig erfolgen. Im Unterschied zum PET-Tracer-Imaging in der nuklearmedizinischen Diagnostik wird bei in-beam PET die β⁺-Radioaktivität dem Patienten nicht in Form einer radioaktiven Tracersubstanz verabreicht; die β⁺-Radioaktivität (vor allem ¹¹C, ¹⁵O und ¹⁰C) entsteht hierbei durch nukleare Wechselwirkung des Therapiestrahles mit Atomkernen des bestrahlten Gewebes. Die räumliche Verteilung der β⁺-Radioaktivität im bestrahlten Volumen ist mit der Dosisverteilung korreliert und wird deswegen für die Überprüfung der korrekten Umsetzung der Bestrahlungsplanung genutzt. Ein in-beam PET-Scan wird während der Tumorbestrahlung mit einer in den medizinischen Bestrahlungsplatz integrierten Positronenkamera durchgeführt. Dabei wird die PET-Datenaufnahme mit der Makropulsung des Beschleunigers (z. B. ein Synchrotron bei der Tumortherapie mit Ionenstrahlen, ein Elektronen-Linearbeschleuniger bei der Therapie mit Photonen- oder Elektronenstrahlen) derart gekoppelt, dass es möglich ist, die während der Strahl-Makropulse mit Hilfe des PET-Scanners registrierten Koinzidenzereignisse von jenen zu unterscheiden, die zwischen den Makropulsen registriert werden. Nach dem Stand der Technik (R. Hinz, Beiträge zur Einführung der Positronen-Emissions-Tomographie bei der Schwerionen-Tumortherapie, FZ Rossendorf, Wissenschaftlich-Technische Berichte FZR-286 (2000) 27–32) werden zur Reduktion des durch zufällige Koinzidenzereignisse hervorgerufenen Messfehlers zur tomographischen Rekonstruktion und damit zur Bewertung der Dosisdeposition nur jene Koinzidenzereignisse heran gezogen, welche zwischen den Makropulsen registriert werden.The term in-beam PET describes the use of positron emission tomography (PET) for the control of radiotherapy (W. Enghardt, J. Debus, T. Haberer, BG Hasch, R. Hinz, O. Jäkel, M. Krämer K. Lauckner, J. Pawelke, F. Pönisch, Positron Emission Tomography for Quality Assurance of Cancer Therapy with Light Ion Beams, Nucl. Phys. A654 (1999) pp. 1047c-1050c), wherein the therapeutic irradiation and the PET Measurement take place simultaneously. Unlike PET tracer imaging in nuclear medicine diagnostics, in-beam PET does not deliver β ⁺ radioactivity to the patient in the form of a radioactive tracer substance; the β ⁺ -radioactivity (above all ¹¹ C, ¹⁵ O and ¹⁰ C) arises here by nuclear interaction of the therapy beam with atomic nuclei of the irradiated tissue. The spatial distribution of the β ⁺ radioactivity in the irradiated volume is correlated with the dose distribution and is therefore used to verify the correct implementation of the treatment planning. An in-beam PET scan is performed during tumor irradiation with a positron camera integrated in the medical irradiation station. The PET data acquisition is coupled with the macro-pulsation of the accelerator (eg a synchrotron in tumor therapy with ion beams, an electron linear accelerator during therapy with photon or electron beams) in such a way that it is possible Macropulse using the PET scanner registered coincidence events to distinguish from those registered between the macropulses. According to the state of the art (R. Hinz, contributions to the introduction of positron emission tomography in the heavy ion tumor therapy, FZ Rossendorf, Scientific and Technical Reports FZR-286 (2000) 27-32) are to reduce the coincidence caused by coincidence events Measurement error for tomographic reconstruction and thus used to assess the dose deposition only those coincidence events, which are registered between the macro pulses.

Die nach dem Stand der Technik veränderten PET-Daten sind trotz der Behandlung noch erheblich fehlerbehaftet.The according to the prior art changed PET data are still subject to error despite the treatment.

Aufgabe der Erfindung ist es, die Fehlerquote bei der in-beam PET weiter zu senken, indem ihre statistische Sicherheit erhöht wird.task The invention is to continue the error rate in the in-beam PET lowering their statistical security.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß mit den im Patentanspruch dargelegten Merkmalen gelöst.The Task is inventively with in the Claim set features solved.

Mit der Erfindung lässt sich die Zunahme der registrierten wahren Koinzidenzen bis zu 60% bei Ionentherapieanlagen erhöhen.With of the invention Increase of registered true coincidences up to 60% Increase in ion therapy systems.

Die Erfindung wird nachstehend an zwei Ausführungsbeispielen näher erläutert.The The invention will be explained in more detail below with reference to two exemplary embodiments.

Allgemeine Erläuterung:General explanation:

Die Umsetzung der Erfindung erfordert es, für die PET-Datenerfassung ein binäres Signal mit folgenden Eigenschaften bereit zu stellen:
Das Signal muss in Echtzeit der Veränderung der Strahlintensität mit der Zeit (t) folgen, was Signal-Anstiegszeiten von wenigen Nanosekunden erfordert.The implementation of the invention requires the provision of a binary signal with the following properties for PET data acquisition:
The signal must follow in real time the change in beam intensity with time (t), which requires signal rise times of a few nanoseconds.

Der von diesem Signal eingenommene Schaltzustand (HOCH oder TIEF) muss eindeutig vom Wert der Strahlintensität I(t) bezüglich eines für die Verfälschung des PET-Messsignales kritischen Schwellwertes der Strahlintensität I_s abhängig sein. Ohne Beschränkung der Allgemeingültigkeit kann deshalb angenommen werden: Für I(t) ≥ I_s: Signal im Zustand HOCH, für I(t) < I_s: Signal im Zustand TIEF.The switching state (HIGH or LOW) assumed by this signal must clearly depend on the value of the beam intensity I (t) with respect to a threshold value of the beam intensity I _s critical for the falsification of the PET measurement signal. Without limiting the generality, it can therefore be assumed that: For I (t) ≥ I _s : signal in the state HIGH, for I (t) <I _s : signal in the state LOW.

Vor der Speicherung im Listen-Modus ist in das Datenwort eines jeden von der Positronenkamera registrierten Annihilationsereignisses der Signalzustand einzufügen. Damit können bei der nachfolgenden Rekonstruktion jene Ereignisse unterdrückt werden, die registriert wurden, als die Strahlintensität den kritischen Schwellwert überschritt. Alternativ kann die Aufzeichnung der Annihilationsereignisse dann gesperrt werden, wenn das Signal im Zustand hoch ist, es hat also dann die Funktion eines Veto-Signals. In diesem Falle kann die Aufzeichnung der Annihilationsereignisse sowohl im Listen- als auch im Histogramm-Modus erfolgen.In front storing in list mode is in the data word of each one from the positron camera registered Annihilationsereignisses to insert the signal state. With that you can in the subsequent reconstruction those events are suppressed, which were registered when the beam intensity exceeded the critical threshold. Alternatively, the recording of the annihilation events can then locked when the signal is high in the state, so it has then the function of a veto signal. In this case, the record of annihilation events in both list and histogram modes.

Es werden zwei, mit Funktionseinheiten, die dem Stand der Technik entsprechen, realisierbare Ausführungsbeispiele zur Gewinnung des genannten binären Signals angegeben.It become two, with functional units which correspond to the state of the art, realizable embodiments for the recovery of said binary Signal specified.

Beispiel 1: Die Ableitung des Veto-Signals von der Beschleuniger-HochfrequenzExample 1: The derivative of the veto signal from the accelerator high frequency

Therapiebeschleuniger sind immer Hochfrequenz-Beschleuniger mit einer bekannten, festen Beziehung zwischen der Strahlintensität und der Phase der beschleunigenden Spannung U(t). Sei das Zeitverhalten dieser gegeben durch U(t) = U₀ sin 2πft mit f der Frequenz, so gibt es für jede Periode der Beschleunigerspannung genau ein Intervall [t₀, t₁], für das gilt I(t) > 0; außerhalb dieses Zeitintervalls ist I(t) = 0. Für ein gegebenes Beschleuniger-Betriebsregime sind t₀ und t₁ und damit auch U(t₀) und U(t₁) bekannt. Somit kann das gewünschte Signal vermöge eines Fensterkomparators aus der Beschleunigungsspannung oder aus einem dieser streng proportionalen Signal abgeleitet werden. Zur Kompensation der unterschiedlichen Laufzeiten der Strahlung zwischen Beschleuniger und Patient und des Signals zwischen Beschleuniger und PET-Datenerfassung ist dem Fensterkomparator eine Signal-Verzögerungseinheit nachzuschalten. Im Gegensatz zu Photonen- und Elektronen-Bestrahlungsanlagen (Elektronen-Linearbeschleuniger) ist bei Ionenbeschleunigern die Verzögerungszeit in Abhängigkeit von der kinetischen Energie der Ionen einzustellen, was eine physische Kopplung der Verzögerungseinheit mit der Beschleunigersteuerung zur Übermittelung der aktuellen Strahlenergie erfordert.Therapy accelerators are always high frequency accelerators with a known, fixed relationship between the beam intensity and the phase of the accelerating voltage U (t). Given the time behavior given by U (t) = U ₀ sin 2πft with f of the frequency, there is exactly one interval [t ₀ , t ₁ ] for each period of the accelerator voltage, for which I (t)>0; outside this time interval, I (t) = 0. For a given accelerator operating regime, t ₀ and t ₁ and thus also U (t ₀ ) and U (t ₁ ) are known. Thus, the desired signal can be derived by means of a window comparator from the acceleration voltage or from one of these strictly proportional signal. To compensate for the different propagation times of the radiation between the accelerator and the patient and the signal between the accelerator and the PET data acquisition, a signal delay unit has to be connected downstream of the window comparator. In contrast to photon and electron irradiation systems (electron linear accelerator) is to adjust the time delay in ion accelerators depending on the kinetic energy of the ions, which requires a physical coupling of the delay unit with the accelerator control for transmitting the current beam energy.

Beispiel 2: Die Ableitung des Veto-Signals von einem Durchschuss-Detektor im Teilchenstrahl vor dem PatientenExample 2: Derivation of the veto signal from a bullet detector in the particle beam in front of the patient

Diese Methode ist unmittelbar nur für Korpuskularstrahlung (Elektronen, Ionen) anwendbar. Da jedoch Photonenstrahlen für Therapiezwecke heute durch Konversion eines Elektronenstrahles erzeugt werden, ist sie auch dafür geeignet, wenn der Durchschuss-Detektor im Elektronenstrahl, also vor dem die Photonen erzeugenden Radiatortarget platziert wird. Ein dünner Durchschussdetektor, d. h. ein Detektor geringer Flächendichte, welcher kinetische Energie und Flugrichtung der durchgehenden Teilchen nur soweit beeinflusst, wie es für die Ableitung eines hinreichend starken elektrischen Signals erforderlich ist, wird im Strahlengang möglichst nahe am Patienten platziert. Gegebenfalls nach Signalverstärkung und Formung ergibt sich ein der Strahlintensität proportionales Signal, aus welchem mittels eines Komparators das für die Markierung der PET-Daten erforderliche binäre Signal abgeleitet wird.These Method is immediate only for Corpuscular radiation (electrons, ions) applicable. However, since photon rays for therapy today is generated by conversion of an electron beam, it is also for that suitable if the shoot-through detector in the electron beam, ie before the photon-generating radiator target is placed. A thinner Bullet detector, d. H. a detector of low surface density, which kinetic energy and direction of flight of the continuous particles only as far as it affects for the derivation of a sufficiently strong electrical signal required is, as possible in the beam path placed close to the patient. Optionally, after signal amplification and Forming results in a beam intensity proportional signal from which by means of a comparator that required for the marking of the PET data binary Signal is derived.

Claims

Method for correcting the signals obtained during monitoring of the radiotherapeutic treatment by means of in-beam positron emission tomography (in-beam PET), whereby signals measured during macropulse are masked, characterized in that intensity changes of the accelerator beam are detected in the sub-microsecond range and in the PET Either that each annihilation event registered by a positron camera is recorded on a storage medium in list mode together with the information on the intensity of the accelerator beam present at the time of the detection of the annihilation event, or that the recording of the annihilation events is inhibited, when the intensity of the accelerator beam exceeds a threshold and that only those recorded by the positron camera Annihilationsereignisse to reconstruct the generated during the irradiation positron emitter Vert be used, which is detected when the intensity of the accelerator beam is below a threshold, which is given by the maximum noise amplitude of the device for measuring the intensity of the accelerator beam, if this is zero.