DE102007018102A1 - Verfahren und Einrichtung zur strahlentherapeutischen Behandlung von Gewebe mittels einer Röntgen-CT-Anlage oder einer diagnostischen oder Orthovolt-Röntgen-Anlage - Google Patents

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Abstract

Es wird vorgeschlagen, eine röntgendiagnostische Einrichtung so zu modifizieren, dass sowohl die Diagnostik erhalten bleibt, als auch die Radiotherapie von Tumoren möglich wird. Zur Verbesserung der Diagnostik werden wie in der Röntgendiagnostik üblich Röntgenkontrastmittel eingesetzt. Zur Dosisverstärkung im Strahlentherapiemodus werden ebenfalls Kontrastmittel eingesetzt, die ein oder mehrere Atome schwerer Elemente enthalten. Die Dosiserhöhung basiert auf dem photoelektrischen Effekt. Der Tumor wird nur bestrahlt, solange im Tumor eine Sollkonzentration des Kontrastmittels überschritten ist. Bevorzugte diagnostische Röntgeneinrichtungen sind Computertomographen, die mit Hochleistungsröntgenröhren ausgerüstet sind und mit Hochspannungen im Bereich bis 140 kV oder darüber hinaus betrieben werden. Die Modifikationen beim Übergang von dem Diagnostik- in den Therapiemodus betreffen die Zusatzmodule Röntgenkonzentrator 3 und Fluoreszenzdetektoreinheit 6. Mit dem Röntgenkonzentrator 3, der mechanisch oder computerkontrolliert elektromechanisch in den Stahlengang geschoben wird, wird der Röntgenstrahl monochromatisiert mit optimalen Energien für die Dosiserhöhung des Kontrastmittels und auf das Zielgebiet fokussiert. Mit dem Fluoreszenzdetektor 6 wird die Konzentration des Kontrastmittels im Tumor 11 on-line während der Bestrahlung gemessen. Alternativ muss die Konzentration aus dem Diagnostikbild durch schnelles Umschalten auf den Diagnostikmodus ermittelt werden.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Einrichtung zur strahlentherapeutischen Behandlung von Gewebe, das heißt Tumoren, mittels einer Röntgen-CT-Anlage oder von Tumoren oder anderer Erkrankungen mittels einer diagnostischen oder Orthovolt-Röntgen-Anlage mit jeweils mindestens einer Röntgenstrahlungsquelle, einem röntgenoptischen Modul, bestehend aus einem energiedispersiven Röntgenkonzentrator und einem Blendensystem, einer Bildgebungseinheit und einer Messeinrichtung zur Bestimmung der Strahlungsdosis.
  • Ein medizinischer Schwerpunkt für den Einsatz des Verfahrens wird in der Therapie maligner Hirntumore gesehen, weil diese Tumorarten aufgrund der Schädelabmessungen mit den genannten Röntgenstrahlen relativ gut erreichbar sind und mit herkömmlichen Therapien eine außerordentlich schlechte Prognose haben.
  • Die erfolgreiche strahlentherapeutische Behandlung von Tumoren setzt deren frühzeitige Diagnose und Lokalisation voraus. Der Erfolg hängt davon ab, wie gezielt die zur Tumorabtötung notwendige Energiedosis auf den Tumor konzentriert werden kann, ohne gesundes Gewebe zu schädigen.
  • In der Strahlentherapie ist heute die Benutzung von Linearbeschleunigern oder neuerdings Teilchenbeschleunigern mit Energien im Megavolt-Bereich üblich. Die Investitionskosten für eine solche Anlage betragen, bedingt auch durch die hohen baulichen Abschirmmaßnahmen, ca. 5 Mio. EUR.. Damit sind nur wenige Zentren in der Lage, Strahlentherapie auf dem aktuellen Stand der Technik anzubieten. Die hohen Kosten und die Problematik der Strahlung verhindern eine weite Verbreitung dieser Technologie auch in Ländern, deren Wirtschaftskraft unterhalb der der reichen Industriestaaten liegt.
  • Die Strahlentherapie mittels Linearbeschleuniger erfordert darüber hinaus teilweise unkomfortable Immobilisationstechniken (Gesichtsmaske, stereotaktische Fixierung) für den Patienten während der Therapiesitzungen.
  • Neben der etablierten Radiotherapie gibt es aufwändigere Techniken wie die Bestrahlung mit Neutronen, Protonen oder schweren Teilchen, die wegen des hohen investiven Aufwandes in der Mehrzahl der Fälle an Großforschungszentren lokalisiert sind und den Weg in die Routineanwendung bisher nicht gefunden haben. Einzige Ausnahme ist die Protonenbestrahlung von Augentumoren, die an wenigen Zentren erfolgreich betrieben wird.
  • Die Bestrahlung von außen (Teletherapie) wird unterstützt durch interstitielle Applikationsformen, bei denen radioaktive Implantate permanent oder vorübergehend im Zielvolumen platziert werden (Brachytherapie) und damit eine besonders hohe Dosis im Tumor erzielen. Auf experimenteller Basis kop pelt man auch Radioisotope an Zielfindungssubstanzen und kann dabei auch Bildgebung und Therapie miteinander verknüpfen. Die Selektivität ist jedoch bisher bei weitem noch nicht ausreichend, sodass Strahlenbelastung, insbesondere aber die Belastungen der Ausscheidungsorgane Leber und Niere, limitierend sind.
  • Eine Alternative zur Röntgenstrahlen-Therapie besteht darin, anstelle der Röntgenröhre eine intensive Synchrotronstrahlung zu verwenden, die vorteilhafter weise auf das Energiemaximum der Röntgenabsorption eingestellt werden kann. Diese Synchrotronstrahlung mit medizinischer Anwendung steht jedoch weltweit nur an wenigen Forschungszentren zur Verfügung. Die Untersuchungen mit Synchrotronstrahlen müssen bisher als experimentelle Studien oder Pionierarbeiten angesehen werden.
  • Konkurrierende Therapieformen sind:
  • a) Ablationsverfahren
  • Derartige Techniken beruhen auf dem Einbringen von Sonden in das zu abladierende Tumorareal. Der Tumor wird überhitzt, unterkühlt oder hochdosiert bestrahlt. Je nach physikalischer Methode unterscheidet man z. B. die Radioablation, die Radiofrequenzablation, die Laserablation oder die Kryoablation. Auch Ethanolinjektionen werden in den Tumor zur lokalen Therapie appliziert. Bei ausgedehnten Prozessen werden Embolisationstechniken zum Verschluss der den Tumor versorgenden Gefäße eingesetzt. All diese Verfahren setzen nachteiliger weise eine intratumorale Applikation voraus und sind damit invasiv.
  • b) Chemotherapie/Radiosensitizer
  • Einzelne Zytostatika werden bereits standardmäßig zur lokalen Wirkungsverstärkung der Radiotherapie eingesetzt. In den mit dem vorliegenden Verfahren anvisierten Anwendungen (maligne Hirntumore) besteht jedoch weiterhin Handlungsbedarf. Die klassischen Radiosensitizer, die durch ihre große Elektronenaffinität die Rekombination der Radiolyseprodukte verhindern sollen, haben bisher keine klinische Bedeutung erlangt.
  • c) weitere experimentelle Techniken
  • Von den bi-modalen Techniken sind hier zu nennen:
    • i. Die Neutroneneinfangtherapie, bei der Substanzen mit hohem Einfangquerschnitt (z. B. Bor- oder Gadoliniumverbindung) für thermische Neutronen in den Tumor verbracht und anschließend im Neutronenstrahl aktiviert werden. Die Spalt- und Emissionsprodukte führen zur lokalen Zellabtötung. Die Therapie ist physikalisch sehr aufwendig. Ein Durchbruch wurde auch nach mehreren klinischen Studien bisher nicht erreicht.
    • ii. Die Magnetfeld-Hyperthermie. Hierbei werden magnetische Nanopartikel in den Tumor appliziert, die anschließend durch ein äußeres Magnetfeld aufgeheizt werden und damit zu einer Übererwärmung des Tumors führen können. Erste klinische Studien zu dieser Therapieform sind viel versprechend, wenn auch diese Therapieform bisher eine intratumorale Applikation der Nanoteilchen voraussetzt. Eine Magnetresonanz-Bildgebung ist nach Applikation von Nanoteilchen nicht mehr möglich.
  • Aus physikalischen Gründen verwendet man zur CT Bildgebung und zur Strahlentherapie unterschiedliche Röntgenenergien. Für CT bleibt man im Bereich bis maximal 140 keV, wohingegen die unteren Energien in der Therapie erst bei 1 MeV beginnen, das heißt die Röntgenenergien für Bildgebung und Bestrahlung unterscheiden sich um eine Größenordnung. Das hat zur Folge, dass gerade die modernen Bestrahlungseinheiten für eine hochaufgelöste Bildgebung nicht geeignet sind. Umgekehrt sind Röntgenanlagen mit Beschleunigungsspannungen bis 140 kV, die hervorragend für die Bildgebung geeignet sind, in der konventionellen Strahlentherapie wegen der geringen Eindringtiefe, damit hohen Oberflächendosen, erst durch Telekobalt und dann durch die Hochvolt-Linearbeschleuniger abgelöst worden.
  • So genannte Tomotherapieeinheiten, also Systeme, die gleichermaßen zur Bildgebung wie zur Strahlungstherapie benutzt werden können, werden derzeit angedacht. So sind mit WO 2005081842 und DE 698 39 480 T2 Vorschläge bekannt, nach denen eine zur Bestrahlungstherapie dienende Röntgenstrahlanlage mit einem Magnetresonanzabbildungssystem kombiniert werden. Die Systeme müssen so angeordnet sein, dass die Spulensysteme des Magnetresonanzsystems nicht von dem Behandlungsstrahl des Röntgenstrahlsystems gestört werden können. Eine solche Anlage hätte enorme Kosten. Die zudem offene Bauweise des MRT-Systems hat dabei gegenüber den geschlossenen Hochfeldvarianten und der CT-Bildgebung eine geringere Ortsauflösung zur Folge, weiterhin liegen die Akquisitionszeiten im 10 min Bereich oder darüber, so dass keine wirkliche simultane Diagnostik und Therapie möglich ist.
  • Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Einrichtung anzugeben, die mit der prinzipiell gleichen Gerätetechnik wie die Diagnostik auskommen, um eine gezielte und schonende Strahlentherapie zu ermöglichen. Ziel ist die Kopplung von Diagnose und Therapie in der Krebsbekämpfung.
  • Erfindungsgemäß wird die Aufgabe gelöst durch Merkmale, die in den Hauptansprüchen 1 und 9 genannt sind. Vorteilhafte Ausgestaltungen sind Gegenstand der Unteransprüche.
  • Gegenstand der Erfindung ist die instrumentelle Erweiterung eines herkömmlichen CT Gerätes (oder nach einer vereinfachten Version einer diagnostischen oder Orthovolt-Röntgen-Anlage, wie später noch gezeigt wird) derart, dass das CT Gerät zur Diagnostik hardwaremäßig unmodifiziert bleibt, zur Therapie ein Röntgenoptischer Konzentrator in den Strahlengang geschoben wird und ein zusätzlicher Emissionsdetektor angebracht wird. Beide Zusatzelemente können leicht ausgewechselt werden und letztlich von der Bedienkonsole elektromechanisch aus oder in den Strahl geschwenkt werden, so dass für das Bedienpersonal das Strahlenrisiko so gering wie nur möglich gehalten wird. Mit dem Röntgenkonzentrator wird aus der von der herkömmlichen Hochleistungsröhre emittierten divergenten und polychromatischen Röntgenstrahlung eine quasimonochromatische Röntgenstrahlung selektiert und gezielt auf das Ziel, den Tumor, fokussiert. Allein durch diese physikalische Maßnahme der Röntgenoptik wird eine beträchtliche Intensitätssteigerung im Ziel erreicht. Zusätzlich zu dieser Röntgenoptischen Fokussierung erfolgt eine Monochromatisierung und eine weitere Dosiserhöhung im Zielgebiet durch zuvor eingetragene Absorberelemente. Der Dosiserhöhung liegt der Photoelektrische Effekt zu Grunde, der ca. mit der dritten Potenz der Ordnungszahl (Z) der Elemente zunimmt, so dass beispielsweise die Elemente Iod (Z = 53) und Gadolinium (Z = 64), die in Röntgen- oder MR- Kontrastmitteln enthalten sind, zu einer bemerkenswerten Dosiserhöhung führen. Diese Dosiserhöhung soll über die abgestrahlte Röntgen-Fluoreszenz an-line (d. h. ohne Zeitverzögerung) mit einem zweiten Detektor registriert werden.
  • Die Monochromatisierung des Röntgenstrahls erlaubt eine optimale Energieanpassung von Röntgenanregung und Absorberelement. Durch die Detektion der Röntgenfluoereszenz kann der Streuanteil mit Hilfe eines energiedispersiven Detektors oder durch eine Feinoptik unterdrückt werden.
  • Auf der Basis der erhobenen Daten (Tumorgeometrie und Röntgenabsorption aus den Koordinaten und Hounsfieldeinheiten des CT-Bildes, Registrierung der Röntgenfluoreszenz zur on-line Messung der Dosiserhöhung) ist eine optimale Steuerung der Tumorbestrahlung möglich bis hin zur Nachdosierung des Kontrastmittels oder Abbrechen der Sitzung bei Unterschreitung vorbestimmter Bestrahlparameter.
  • Ähnliche Ansätze sind zwar in der wissenschaftlichen Literatur und in Patenten bereits beschrieben, allerdings bisher nicht in dieser Konsequenz. So hat sich die Arbeitsgruppe um A. Norman (University of California in Los Angeles) über längere Zeit mit der Dosiserhöhung durch Iod- und Gadoliniumhaltige Kontrastmittel beschäftigt.
  • Literatur zu Arbeiten von A. Norman et al.:
  • Solberg TD, Iwamoto KS, Norman A. Calculation of radiation dose enhancement factors for dose enhancement therapy of brain tumours. Phys Med Biol. 1992 Feb; 37(2): 439–43.
  • Norman A, Ingram M, Skillen RG, Freshwater DB, Iwamoto KS, Solberg T. X-ray phototherapy for canine brain masses. Radiat Oncol Investig. 1997; 5(1): 8–14.
  • Mesa AV, Norman A, Solberg TD, Demarco JJ, Smathers JB. Dose distributions using kilovoltage x-rays and dose enhancement from iodine contrast agents. Phys Med Biol. 1999 Aug; 44(8): 1955–68.
  • Rose JH, Norman A, Ingram M, Aoki C, Solberg T, Mesa A. First radiotherapy of human metastatic brain tumors delivered by a computerized tomography scanner (CTRx). Int J Radiat Oncol Biol Phys. 1999 Dec 1; 45(5): 1127–32.
  • Die Untersuchungen von Norman et al., deren wesentliche Resultate in der oben angeführten Literatur zitiert sind, spannen einen breiten Bogen von ersten Berechnungen der Dosiserhöhung bis hin zu initialen klinischen Untersuchungen an einem CT-Gerät, bei dem der normale Fächerstrahl durch Blenden auf einen „Pencilbeam" eingeengt wurde. Der Gruppe standen weder eine energiedispersive Röntgenoptik noch eine on-line Dosisregistrierung zur Verfügung, sodass die Dosiserhöhung verifiziert wurde, aber weiterreichende Studien versagt waren.
  • Die Patente US 6 782 073 B2 , US 6 853 704 32 , US 2004/0006254 A1 haben die Arbeiten von A. Norman oder ähnliche als Ausgangspunkt und verbessern diese durch die Art der Kontrastmittelapplikation und durch Verbesserung der Bestrahlgeometrie.
  • Nach US 6 853 704 B2 soll zur strahlentherapeutischen Behandlung ein CT-Gerät benutzt werden, wobei mehrere Strahlungser zeuger zum Einsatz kommen, deren divergente Strahlen mit einem Konzentrator fokussiert werden. Zusätzlich ist jeweils ein Blendensystem vorgesehen. Die Messung der Strahlungsdosis soll am Blendensystem erfolgen.
  • Das ohnehin im CT-Gerät vorhandene Bildgebungssystem wird zwar angesprochen, dieses wird während der Behandlung offensichtlich aus den oben beschriebenen Gründen aber nicht benutzt. Vielmehr ist, wie US 6 782 073 B2 zeigt, vor der strahlentherapeutischen Behandlung eine CT-Aufnahme mit einem zweiten, ausschließlich zur Bildgebung dienenden Gerät für eine Behandlungsplanung vorgesehen. Als Kontrastmittel werden Photoelectric Radiation Enhancer (PRE) verwendet, die zum Beispiel aus US 2004/0006254 A1 bereits bekannt sind.
  • Alle Modifikationen und instrumentellen Erweiterungen werden nach dem vorliegenden Verfahren an für die CT-Diagnostik gebräuchlichen Geräten durchgeführt. Vorteilhaft ist die Verwendung von Hochleistungsröntgenröhren.
  • Die Darstellung der Patientenanatomie und -topographie zur exakten Ermittlung der Tumorausdehnung und Erfassung des Zielvolumens generiert der Computertomograph in dreidimensionaler Abbildung meist mit Hilfe von Kontrastmitteln. Die Ortsauflösung solcher Geräte liegt heute im Submillimeterbereich und stellt anatomische Verhältnisse in hoher Detailgenauigkeit dar.
  • Das Grundgerät wird um zwei Zusatzfunktionen gerätetechnisch erweitert. Die Bildgebungs-Software muss zu einer neuen Diagnostik-Therapie-Software erweitert oder umgeschrieben werden, die auch den Therapieplanungsmodus enthalten soll. Die Zusatzbausteine werden im Folgenden genauer beschrieben.
  • Die beiden gerätetechnischen Bausteine (energiedispersiver Röntgenkonzentrator und Fluoreszenzdetektionseinheit) können einzeln manuell oder, über die Bedienkonsole gesteuert, in den Strahlengang eingeführt oder wieder entfernt werden werden. Diese Umrüstung von der Diagnostik zur Therapie (und gegebenenfalls wieder zurück) kann geschehen, während der Patient auf der Couch platziert ist. Vorteilshafterweise wird man erst eine Kontrastmittel unterstützte CT-Aufnahme durchführen, die Zielkoordinaten und Röntgenschwächungen speichern und dann die Patientenliege so verfahren, dass anschließend das Zielgebiet (Tumor) im Isozentrum der Gantry liegt. Zeitgleich können die beiden Zusatzfunktionen eingefahren werden. Diese Umrüstungen sind in kurzer Zeit durchgeführt, sodass sich die Zielkoordinaten durch Bewegungsartefakte praktisch nicht geändert haben. Die Messung der Dosiserhöhung mit dem Fluoreszenzdetektionsmodul erlaubt dabei eine genaue Kontrolle der Bestrahlung des Zielgebietes.
  • Moderne Hochleistungsröhren erlauben die Applikation von therapeutisch gängigen Strahlendosen im Minutenbereich, sodass im Normalfall eine Zielkoordinatenveränderungen nur minimal ausfällt. Eine Nachjustage ist aber jederzeit durch Umschalten auf den Diagnostikmodus des CT-Gerätes möglich. Letztlich kann diese Umschaltung in den Diagnostikmodus per Knopfdruck so schnell erfolgen, dass auch Bewegungsartefakte und die Pharmakokinetik der Kontrastmittel erfasst und der Bestrahlung angepasst werden können.
  • Konventionell wird der Patient in z-Richtung auf der Liege während der CT Aufnahmen verschoben. Während des Bestrah lungsmodus ist daran gedacht, die Patientenliege zusätzlich in den x- und y-Richtungen zu verschieben. Weiterhin kann die Gantry gekippt und die Strahlintensität während des Umlaufs moduliert werden, sodass auch größere Tumore gezielt mit dem fokussierten und monochromatisierten Röntgenstrahl abgerastert werden können und die von außen eingebrachte Röntgenstrahlung auf das Gebiet der Dosiserhöhung Beschreibung der instrumentellen Zusatzeinbauten
  • 1. Röntgenkonzentrator
  • Die in der medizinischen Praxis eingesetzten Röntgenröhren emittieren einen divergenten Strahl in einem breiten Energiespektrum. Die Möglichkeiten zur Modulation von Röntgenstrahlen im Bereich von 20–140 keV in röntgenoptischen Elementen sind begrenzt. Die Verwendung eines Blendensystems stellt allein noch keine Lösung des vorliegenden Problems dar. Diese Methode verfügt über keine Möglichkeit, die Strahlqualität problemangepasst und damit energetisch zu modifizieren. Für eine effektive Behandlung mit minimalen Nebenwirkungen sind dagegen konvergente und quasimonochromatische Strahlen (das heißt mit definierten Energien) erforderlich. Das ohnehin im CT vorhandene Blendensystem (in Z-Ebene) wird deshalb gemeinsam mit einem Röntgenkonzentrator zur Fokussierung und Monochromatisierung eingesetzt. Zur Formierung von konvergenten, quasimonochromatischen Strahlen können zum Beispiel graphitbasierte Röntgenkonzentratoren verwendet werden. In diesem Fall wird der Strahl auch bei rotierender Röntgenröhre exakt auf den Tumor fokussiert und seine Intensität genau in dem Spektralbereich wesentlich vergrößert, in dem die aktivierbaren Sensibilisatoren (PRE s. unten) am effektivsten wirken.
  • Das Ziel des Konzentrators ist es, einen konvergenten bzw. quasiparallelen und quasi-monochromatischen Strahl aus einem fächerförmigen und spektralbreiten Strahl eines CT-Gerätes zu formieren. Der Konzentrator stellt eine zweischichtige geschlossene Oberfläche mit einem Beamstop dar. Die innere Schicht wird aus einem energiedispersiven Material hergestellt, bevorzugt werden Graphitkristalle. Die äußere Schicht wird aus einem stark-absorbierenden Material gefertigt, damit der Direktstrahl die Wand des Konzentrators nicht durchdringen kann. Der Konzentrator kann auch mehrere geschlossene oder nicht geschlossene Oberflächen enthalten. Im einfachsten Fall ist der Konzentrator ein Hohlzylinder mit einer HOPG Schicht auf seiner Innenwand. Die Schichtdicke muss den Photonenenergien angepasst werden, damit eine effektive Reflexion realisiert wird. Durchmesser und Länge des Konzentrators können variieren zwischen 1 bis 5 cm für den Durchmesser und 1 bis 15 cm für die Länge. Bevorzugte Werte sind für den Durchmesser etw 2 cm und für die Länge etwa 8 cm. Der Konzentrator befindet sich in einer Entfernung von etwa 20 bis 30 cm vom Brennfleck der Anode und ist auf einer Platte mit einer Justiereinrichtung montiert, die ähnlich konstruiert ist wie die im CT üblichen Kollimatoreinrichtungen, sodass ein Austausch problemlos und schnell möglich ist. Neben dem Hohlzylinder mit über die Länge konstantem Durchmesser werden andere Formen bevorzugt, bei denen der Durchmesser über die Länge elliptisch oder in Form einer logarithmischen Spirale variiert wird, aber auch beliebig andere Formen sind vorteilhaft möglich.
  • Die Reflexion an dem HOPG Kristall erfolgt auf Grund der Bragg-Beziehung, wobei die geschlossene Form mit ihrer fokussierenden Geometrie dazu verhilft, das Zielgebiet optimal auszuleuchten und damit die Intensität im Zielgebiet zu erhöhen. Damit der Primärstrahl die Röntgenoptik nicht ungehin dert passieren kann, wird ein Beamstop angebracht. Lage und Form des Beamstops passen sich der Form der Röntgenoptik an. Erst der Beamstop garantiert, dass nur Bragg-reflektierte Röntgenstrahlen mit definierter Energie auf das Zielgebiet fokussiert werden. Die Röntgenoptik ist beispielsweise so ausgelegt, dass der Fokus mit dem Isozentrum der Gantry zusammenfällt. Für die totale Blockierung des Direktstrahls ist auch die Wand des Konzentrators ausschlaggebend. Das Wandmaterial und die Wandstärke müssen energieangepasst optimiert werden, damit der Direktstrahl und seine Streuung total abgeschattet sind.
  • Der Baustein Röntgenkonzentrator kann alternativ noch mit einer Vorrichtung zur Messung der Strahlenintensität versehen werden.
  • 2. Röntgenfluoreszenzdetektion
  • Die Bestimmung der Strahlungsdosis erfolgt durch Messung der Röntgenfluoreszenz des Kontrastmittels, wie in DE 102005 026940 A1 beschrieben. Dazu ist ein in der Nähe des Tumors angeordnetes Detektionssystem vorgesehen, das in bevorzugter Weise an der Patientenliege angebracht ist. Für die Messung der Röntgenfluoreszenz wird entweder ein empfindlicher energieauflösender Detektor, z. B. ein CdTe-Detektor, eingesetzt oder ein Dosimeter in Kombination mit einem optischen System. Dieses optische System ist ähnlich aufgebaut wie der oben beschriebene Konzentrator. Dabei wird die Röntgenfluoreszenz auf die Messsonde des Dosimeters fokussiert, ohne dass der Streuanteil wesentlich ins Gewicht fällt. Anstelle des Dosimeters kann auch ein Photonenzähler eingesetzt werden.
  • Photonen aktivierbare Substanzen
  • Durch die Verwendung spezieller aktivierbarer Substanzen (Photoelectric Radiation Enhancer (PRE)) als Kontrastmittel wird gleichzeitig der Effekt am zuvor lokalisierten Tumor verstärkt und eine Verlaufskontrolle über die bildgebende Diagnostik ermöglicht. Das heißt, die PREs sorgen einerseits für eine verbesserte Darstellung der Anatomie bzw. der pathologischen Veränderungen des Patienten, andererseits für einen Verstärkungseffekt während der strahlentherapeutischen Behandlung.
  • In der klinischen Röntgendiagnostik werden ausschließlich Substanzen verwendet, die das Zielgebiet (Tumor) auf passive Weise darstellen. Die Lokalisation im Zielgebiet kommt zustande, weil die Tumorphysiologie sich vom Normalgewebe unterscheidet und so die Verweilzeiten der Diagnostika im Tumor und im Normalgewebe unterschiedlich sind. Dieses Phänomen wird im Angelsächsischen als „enhanced permeation and retention (EPR)" bezeichnet. Besonders auffällig ist dies bei bösartigen Hirntumoren, bei denen in der Mehrzahl der Fälle die Blut-Hirn-Schranke geöffnet ist. Die Diagnostika gelangen über die „poröse" Blut-Hirn-Schranke in den Tumor, können aber bei intakter Blut-Hirn-Schranke die Blutbahn nicht verlassen und so nicht in das umliegende gesunde Gehirngewebe passieren. Dadurch hebt sich der Tumor deutlich vom Normalgewebe ab.
  • Damit Substanzen Röntgenstrahlen über den Photoeffekt absorbieren, müssen sie Atome mit hoher Ordnungszahl enthalten (Absorptionsverhalten ~ Z3). Das ist bei Iod (Element 53) der Fall, aber auch das in Magnetresonanz-Kontrastmitteln enthal tene Gadolinium (Element 64) ist dafür geeignet. In beiden Fällen kommt es aufgrund des photoelektrischen Effektes zur verstärkten Absorption und in Folge zu einer lokalen Strahlendosiserhöhung.
  • Geeignet zur Strahlendosiserhöhung sind Substanzen, die ein oder mehrere, auch unterschiedliche Atome der Ordnungszahlen 3–-42, 44–53, 56–83 Elemente. Technetium (Tc, Z = 43) ist radioaktiv und kann nur als Beimischung verwendet werden. Die schweren Alkali-Elemente lassen sich für eine parenterale Applikation nur schwer gezielt formulieren und stehen damit nur für orale oder topische Anwendungen zur Verfügung. Leichtere Elemente ab ca. Mangan (Mn, Z = 25) können für die Sekundärabsorption der emittierten Röntgenfluoreszenz schwerer Elemente in Kombination mit diesen vorteilhaft ausgenutzt werden.
  • Neben den klinisch eingesetzten iodhaltigen Röntgen-Kontrastmitteln kommen als Verbindungen auch MR Kontrastmittel in Frage, wie zum Beispiel Gd-DTPA oder Gd-DOTA. Ziel ist es, eine im Tumor höhere Konzentration als im umliegenden Gewebe zu erreichen, um die Selektivität der Strahlentherapie neben der Strahlungsführung weiter zu erhöhen. Dies kann durch den Einsatz Tumor-affiner Verbindungen oder von Nanopartikeln noch gesteigert werden. Als interessant erweisen sich ebenfalls Kombinationen mit Chemotherapeutika (zum Beispiel cis-Platin) oder andere moderne Metallkomplexe, die bereits Eingang in die Tumortherapie gefunden haben und intrazellulär wirken.
  • Die Dosiserhöhung durch strahlenabsorbierende Substanzen beruht auf dem photoelektrischen Effekt. Das ankommende Röntgenphoton schlägt bei hinreichender Energie und Kollision mit einem Atom ein Elektron aus einer inneren Schale. Große Wirkungsquerschnitte haben Atome hoher Ordnungszahlen mit ihren K-Elektronen. Bei Iod liegt die K-Kante bei 33,2 keV, bei Gadolinium bei 50,2 keV. Die energetische Lücke wird durch Ausstrahlung von Röntgenfluoreszenz und/oder eine Kaskade von Anger-Elektronen geschlossen, wobei die Röntgenfluoreszenz mit der Ordnungszahl zu- und die Auger-Kaskade mit der Ordnungszahl entsprechend abnehmen. Die Photoelektronen und Auger-Elektronen haben kurze Reichweiten, sodass die Energie in der Nähe des Absorptionsortes deponiert wird. Man beobachtet eine lokale Dosiserhöhung, die von der Konzentration des Absorbermolküls abhängt.
  • Software und Steuerung
  • Der Photoelectric Radiation Enhancer (PRE) wird zunächst appliziert. Die dann im Bildgebungsmodus generierten Bilder dienen zur anatomischen Lokalisation und damit zur Festlegung der zu bestrahlenden Areale. Nach weiterer PRE-Applikation und dem Erreichen der angestrebten bzw. für den photoelektrischen Dosiserhöhungseffekt notwendigen Konzentration im Tumor wird vom Bildgebungsmodus in den Therapiemodus umgeschaltet und mit der Bestrahlung begonnen. Die Software kann dabei aus den Messsignalen die Koordinaten für eine exakte Positionierung der Bestrahlung errechnen und die Steuerung des CT-Gerätes übernehmen. Innerhalb der Rückkopplungsschleifen ist dafür gesorgt, dass bei Unterschreiten einer Grenzkonzentration im Tumor eine Meldung erfolgt und eine Nachdosierung des PRE vorgenommen werden kann. Ist dies aus Gründen der akuten Verträglichkeit nicht mehr möglich, kann die Bestrahlung abgebrochen und eine neue Sitzung anberaumt werden.
  • Der zeitliche Verlauf der Konzentration und des Abbaus des Röntgenmarkers im Gewebe zwingt zu geräte- und steuerungstechnischen Lösungen, die praktisch in Realzeit erfolgen müssen. Damit im Zusammenhang stehen die Messung der tatsächlichen Dosisaufnahme, die Nutzung dieser Ergebnisse zur Steuerung und ständigen Neuberechnung der noch einzubringenden Strahlung, die Anpassung der CT-Steuerung zur Realisierung dieser Forderungen und die richtige Schalt- und Intervallfolge zum Wechsel zwischen Diagnose und Therapie.
  • Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren kann die Bestrahlungsplanung täglich in kürzester Zeit vor jeder Radiatio entsprechend dem Kontrastmittel-gestützten CT-Bild erfolgen. Das erhöht die Genauigkeit einer Strahlentherapie erheblich, da Abweichungen bei der Patientenlagerung und Veränderungen im Zielvolumen (zum Beispiel Tumorregression oder Organbeweglichkeit) sofort während der Strahlentherapie ohne Unterbrechung, berücksichtigt werden.
  • Logistik
  • Diagnostik, Therapieplanung und Therapie können in einem Gerät fusioniert werden. Darin liegt ein erheblicher finanzieller und logistischer Vorteil gegenüber den derzeit etablierten Technologien. Nicht unerheblich ist, dass nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitende Anlagen ohne große Sicherungsmaßnahmen (Strahlenschutz) an jedem Krankenhaus (auch in Schwellenländern) installiert werden können, da sich Ortho voltphotonen gegenüber Megavoltphotonen durch geringe bauliche Maßnahmen abschirmen lassen bzw. bei vorhandenen CT-Geräten nicht zusätzlich anfallen.
  • Variante in vereinfachter Ausführung
  • In einer vereinfachten Ausführung, insbesondere bei der Behandlung oberflächennaher maligner Tumoren oder bei der Behandlung benigner Tumoren und Arthrose-ähnlicher Erkrankungen, ist die CT-Hochtechnologie nicht entscheidend und man kann den Röntgenkonzentrator auch mit herkömmlichen C-Bogen und anderen diagnostischen Durchlicht-Röntgen-Einheiten kombinieren. Auch wenn in dieser vereinfachten Variante die komplette 3D-Bildgebung nicht oder nur begrenzt möglich ist, so kann man immer noch Diagnostik und Therapie miteinander vorteilhaft kombinieren. Im Prinzip kann der Tumor auch in dieser Variante aus allen 3D-Richtungen bestrahlt werden. Ähnliches gilt für interventionelle Applikationen oder Orthovolt-Bestrahleinrichtungen.
  • Wie in der oben beschriebenen CT Ausführung wird vor den Strahlaustritt der Röntgenröhre zum Therapiemodus der Röntgenkonzentrator in den Röntgenstrahl geschoben. Röntgenenergie und Strahlfokus werden dem Zielgebiet angepasst. Auch in diesem Fall kann die Bestrahlung computerkontrolliert aus allen Raumrichtungen auf den Tumor konzentriert werden. Das Energieprofil kann so abgestimmt werden, dass die Hauptdosis in den oberflächennahen Zielarealen deponiert wird.
  • Zur oben erwähnten Dosisverstärkung kann die Palette der beschriebenen Photonen aktivierbaren Substanzen (PREs) um solche erweitert werden, die direkt in Form von Salben, Lösungen, Cremes, Emulsionen aus dermatologischen Anwendungen bekannt sind oder entsprechend formuliert werden können. Beispiele sind Povidon-Iod (Poly(1-vinyl-2-pyrrolidon)-Iod-Komplex) enthaltende Lösungen oder Salben wie z. B. Betaisodona®.
  • Der Vorteil des Verfahrens gegenüber der photodynamischen Therapie ergibt sich aus der Tatsache, dass der Ort des Bestrahlfokus beliebig variabel auch im Zentimeterbereich unter der Hautoberfläche liegen kann. Weiterhin ist im Gegensatz zur Röntgendiagnostik, die eine sehr hohe Orts- und Zeitauflösung aufweist, die Diagnostik im optischen Bereich durch die starke Absorption und den hohen Streustrahluntergrund eingeschränkt.
  • Die Erfindung soll nachstehend anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert werden. In den zugehörigen Zeichnungen zeigen
  • 1 eine Prinzipdarstellung der erfindungsgemäßen Einrichtung in zwei Ansichten,
  • 2 eine Prinzipdarstellung einer nach dem erfindungsgemäßen Verfahren arbeitenden CT-Anlage,
  • 3 eine Prinzipdarstellung zur Funktion des Röntgenkonzentrators,
  • 4 ein Photo des Röntgenkonzentrators montiert auf eine Grundplatte eines CT Kollimators,
  • 5 ein Photo des Röntgenkonzentrators nach Einbau in eine CT Anlage,
  • 6 die Intensitätsverteilung im Fokus (identisch mit dem Rotationszentrum der Gantry) des Konzentrators für den Energiebereich der W-Kα-Linie,
  • 7 das Energiespektrum im Fokus und
  • 8 die Anregungsbedingungen für Iod und Gadolinium, die berechnete Dosiserhöhung als Funktion der Photonenenergie.
  • Die Arbeitsweise des Gerätesystems ist in 1 skizziert. An den Ausgang einer Röntgenröhre 1 werden ein röntgenoptisches Modul, bestehend aus einem Blendensystem 2 und einem Röntgenkonzentrator 3, angebracht, das die Röntgenstrahlen auf einen Tumor 4 fokussiert bzw. kollimiert. Verwendet wird dazu eine CT-Anlage (siehe 2). Röntgenröhre 1 und röntgenoptisches Modul rotieren um den Tumor 11 und können gezielt den lokalisierten Tumor 11 bestrahlen, wobei benachbartes, gesundes Gewebe maximal geschont wird. Vor der Strahlentherapie wird der Tumor 11 durch die Applikation von PREs für die Röntgenstrahlung sensibilisiert. Strahlung und PREs müssen aufeinander abgestimmt werden. Mit modernen diagnostischen Methoden wird die Wirkung der Therapie verfolgt, um in einem Rückkoppelschritt die Therapieplanung nachzustellen. Zu beachten ist dabei, dass die Markerfunktion zeitabhängig ist. Die im Blutkreislauf befindlichen Markersubstanzen werden abtransportiert, das heißt die Marker lagern sich nicht in die Krebszellen ein.
  • Kern der Bestrahleinheit ist ein moderner CT-Scanner mit einem verfahrbaren Patiententisch 5. Es kann sich dabei um ein Standardprodukt handeln, so wie es jede strahlentherapeutische Einrichtung zur Strahlendiagnose benutzt. Das Einsatzspektrum eines solchen CT-Gerätes muss um Therapieaufgaben erweitert werden. Ein solches Image-Therapie-CT (IT-CT) kann dann im Diagnostik- und Therapiemodus betrieben werden. Damit ergeben sich kaum zusätzliche räumliche Anforderungen, was die Akzeptanz erhöht und die finanziellen Aufwendungen für die Anwender erheblich mindert.
  • Neben der Strahlformung spielt die Positionierung des Tumors 11 die entscheidende Rolle. Da die Lokalisation des Tumors 11 durch die Bildgebung kontrolliert werden kann, ist eine Automatisierung der Positionierung des Tumors 11 bei der Rotation der Röntgenröhre 1, dem Kippen der Gantry und dem Vorschieben des Patiententischs 5 möglich, so dass die höchstmögliche Präzisierung bei der Bestrahlung gewährleistet werden kann.
  • Einen vorteilhaften Effekt stellt das Detektionssystem 6 zur Ermittlung der eingetragenen Tumordosis (durch Photoeffekt) auf Grund der gemessenen Röntgenfluoreszenz 7 dar. Die durch den Photoelektrischen Effekt induzierte Röntgenfluoreszenz 7 nimmt mit der Ordnungszahl sigmoid zu, so dass auch hierfür beispielsweise Iod und Gadolinium geeignete Elemente sind. Aus diesen Messdaten kann die im Tumor 11 deponierte effektive Strahlendosis bzw. der Dosiserhöhungseffekt im Tumor 11 ermittelt werden. Dies liefert dem Strahlentherapeuten Kriterien zum weiteren individualisierten, therapeutischen Vorgehen. Da Photonen aus Linearbeschleunigern über den Compton-Effekt, der eine vergleichbar geringe Abhängigkeit von der Ordnungszahl der Elemente zeigt und auch nicht zur Freisetzung von Photonen aus inneren Elektronschalen führt, mit Materie Wechselwirken, ist die oben beschriebene Fluoeszendetektion im Hochenergiebereich der Linearbeschleuniger nicht möglich.
  • Durch die Änderung der Dimensionen und der Form des Kollimators 2 in Kombination mit dem Konzentrator 3 während der Bestrahlung können Tumore 11 komplizierter Form effektiv bestrahlt und gleichzeitig das umliegende gesunde Gewebe weitestgehend geschont werden. Daher ist für die erfindungsgemäße Einrichtung vorzugsweise ein gesteuertes Blendensystem 2 vorzusehen.
  • Das Blendensystem 2 allein würde die Bestrahlungsintensität erheblich reduzieren und über keine Möglichkeit zur Modifizierung des Emissionsspektrums verfügen. Dies kann mit Hilfe der aus Blendensystem 2 und Röntgenkonzentrator 3 bestehenden Röntgenoptik erreicht werden.
  • Der Konzentrator 3 stellt eine zweischichtige geschlossene Oberfläche mit einem Beamstop 8 dar (3). Die innere Schicht 14 wird aus einem energiedispersiven Material hergestellt. Aus physikalischen Gründen wird eine Graphitschicht (HOPG – Highly Oriented Pyrolytic Graphite) favorisiert. Die äußere Schicht 13 wird aus einem stark absorbierenden Material gefertigt, damit der Direktstrahl die Wand des Röntgenkonzentrators 3 nicht durchdringen kann. Der Röntgenkonzentrator 3 kann auch mehrere geschlossene oder nicht geschlossene Oberflächen enthalten. Im einfachsten Fall ist der Röntgenkonzentrator 3 ein Hohlzylinder mit einer HOPG Schicht auf seiner Innenwand.
  • Der Röntgenkonzentrator 3 sollte auf eine Energie von ca. 60 keV (dies entspricht ca. der W Kα-Linie des Anodenmaterials) eingestellt werden: In diesem Fall ist eine quasimonochromatische Röntgenstrahlung mit einer Bandbreite von etwa ΔE 15 keV (ΔE/E ≈ 20%) zu erwarten. Zur Blockierung des Direktstrahls ist ein Beamstop 8 vorgesehen.
  • Die Anwendung des Röntgenkonzentrators 3 ermöglicht:
    • • die Unterdrückung aller niederenergetischen Photonen mit E < 40 keV;
    • • die Unterdrückung aller hochenergetischen Photonen mit E > 80 keV;
    • • die wesentliche Erhöhung der Strahlintensität im Bereich der höchsten Absorption des Kontrastmittels (60 ± 10 keV für Gd);
    • • die lokale Bestrahlung von kleinen Tumoren und Metastasen;
    • • bei ausgedehnten Tumoren (Brennfleck < Tumor) wird der Brennfleck 4 gezielt über den Tumor 11 geführt.
  • Der Röntgenkonzentrator 3 wird unmittelbar vor dem Austrittsfenster der Röntgenröhre 1 positioniert. Die Strahlung, die den Röntgenkonzentrator 3 verlässt, besteht aus einem reflektierten Strahlungsanteil 9 und einem Direktstrahl 10 ( 1). Der Röntgenkonzentrator 3 ist mit einem Beamstop 8 zum Abblocken des Direktstrahls 10 ausgestattet. Auf diese Weise wird nur der reflektierte Strahlungsanteil 9 auf den Tumor 11 fokussiert, wodurch eine hohe Intensität quasimonochromatischer Strahlung im Brennfleck 4 erzeugt wird.
  • 4 zeigt ein Photo einer praktischen Ausführung des Röntgenkonzentrators 3 vor dem Einbau auf die Kollimatorplatte der CT Einrichtung. In 5 ist der Röntgenkonzentrator 3 im eingebauten Zustand zu sehen. Zum Einbau muss die Plastikabdeckung der CT Einrichtung entfernt werden.
  • 6 vermittelt einen Eindruck der Intensitätsverteilung im Fokus. Dazu wurde ein Röntgendetektor in horizontaler Richtung (x-Richtung) millimeterweise verschoben und die Intensität gemessen. Man sieht eine prägnante Intensitätserhöhung im Fokus.
  • 7 gibt das Energiespektrum, gemessen mit einem Energiedispersiven Detektor, wieder. Die Messung erfolgte an Hand der Streustrahlung an einer Kaptonfolie und Rückrechnung der Comptonverschiebung. Es ist deutlich zu sehen, dass die Energie auf den Bereich um 60 keV eingeengt ist. Zusätzlich ist das Spektrum des Röntgenstrahls ohne Röntgenkonzentrator 3 gezeigt. Man sieht deutlich, dass der Röntgenkonzentrator 3 neben der Monochromatisierung der Strahlung zu einer markanten Intensitätssteigerung im Zentrum führt.
  • Wegen der höheren Oberflächendosen bei Röntgenstrahlen im Bereich bis einigen 10 keV, ist für die Therapie die lokale Dosiserhöhung durch strahlenabsorbierende Substanzen ein vorteilhaftes Element. Damit kann die gewünschte Dosisverteilung bzw. der Dosisabfall vom Zielvolumen zur Umgebung erzeugt werden.
  • Iod- oder Lanthanid-haltige als PRE Beispiele sollen sich im Tumorareal gegenüber dem umgebenden Gewebe anreichern bzw. hohe Tumor-Gewebe-Konzentrationsquotienten aufzeigen. Sie sind gleichzeitig sehr verträglich.
  • 8 spiegelt die Abhängigkeit der Dosiserhöhung von Iod und Gadolinium als Funktion der Röntgenphotonenenergie wider und zeigt, dass das Maximum der Dosiserhöhung von Iod und Gadolinium im Energiebereich von ca. 60 keV liegt. Dieser Energiebereich wird gerade durch die Röntgenoptik gut abgedeckt (siehe 7). Weil die Gd K-Kante bei ca. 50 keV liegt, sind für die Anregung von Gd K-Linien Photonen mit Energien von etwa 50–70 keV am besten geeignet. Diese optimalen Bedingungen werden mit einer Wolfram-Röhre als Röntgenröhre 1 geschaffen, die eine starke W-Kα-Linie bei 59,3 keV emittiert. Die Verwendung des Röntgenkonzentrators 3 erhöht die Intensität der Primärstrahlung im Energiebereich 50–70 keV wesentlich. Außerdem werden in diesem Fall alle hochenergetischen Photonen (> 80 keV) unterdrückt, wodurch der Streustrahlungshintergrund reduziert werden kann.
  • Die Bestimmung der absorbierten Dosis, die on-line während der Bestrahlung registriert wird, basiert erfindungsgemäß auf der Messung des Röntgenfluoreszenzsignals des eingetragenen Kontrastmittels (zum Beispiel Gd) durch ein Detektionssystem 6. Die dahinter stehende Erkenntnis besteht darin, dass die für die Therapie verwendete Röntgenstrahlung charakteristische Linien des Kontrastmittels anregt. Diese Fluoreszenzlinien können mit Hilfe mindestens eines Detektors registriert werden. Bei bekannter Kontrastmittel-Konzentration ist die gemessene Intensität der Sekundärstrahlung ein Maß für die absorbierte Dosis. Das Detektionssystem 6 befindet sich auf der Patientenliege 5. Weil die aktive Fläche dieser Detektoren des Detektionssystems 6 relativ gering ist, können mehrere Detektoren zu Arrays zusammengefügt werden, um den Einfangswinkel für die Registrierung der Fluoreszenzstrahlung zu vergrößern. Möglich wäre gegebenenfalls auch ein Sekundärkonzentrator für ein effektives Einfangen der emittierten charakteristischen Linie des Kontrastmittels und die weitestgehende Unterdrückung der Streustrahlung.
  • Als Detektoren kommen CdTe-Detektoren mit guter Effizienz und akzeptabler Energieauflösung bei hohen Energien in Frage.
  • In einer praktischen Ausführung verendet wurde eine Röntgenröhre 1 mit folgenden Betriebsdaten:
    U = 140 kV, I = 0,2 A. Die Gd-Konzentration betrug 10 mg/g.
  • Für einen Detektionswinkel Ω = 0,01 sr und ein angeregtes Volumen von etwa 1 cm3 findet man dann etwa 70 000 ph/s.
  • Im Gegensatz zur konventionellen Röntgenfluoreszenzanalyse (RFA), die charakteristische L-Linien zum Nachweis schwerer Elemente verwendet, hat das vorliegende Verfahren eine Reihe von Besonderheiten:
    • • hohe Energien der Fluoreszenzphotonen (K-Linien der schweren Elemente);
    • • großes Anregungsvolumen;
    • • große Eintrittstiefe der Primärstrahlung;
    • • große Austrittstiefe und damit verbundene Absorption der Fluoreszenzphotonen;
    • • ein hoher Streustrahlungshintergrund.
  • Zur Bildgebung während einer Therapiesitzung dient ein in der CT-Anlage ohnehin vorhandener CT-Detektor 12. Für die Bilderstellung wird der Konzentrator 3 aus dem Strahlengang der Röntgenröhre 1 herausgeschwenkt und damit unwirksam. Auf diese Weise können kontrastreiche, hoch aufgelöste Bilder gewonnen werden. Die Bilder können unmittelbar zur Gestaltung der weiteren Therapie herangezogen werden. Sie dienen außerdem zur Kontrolle der aktuellen Konzentration des Kontrastmittels (PRE).
    • 1
    Röntgenröhre
    2
    Blendensystem
    3
    Röntgenkonzentrator
    4
    Brennfleck
    5
    Patiententisch
    6
    Detektionssystem
    7
    Röntgenfluoreszenz
    8
    Beamstop
    9
    reflektierter Strahlungsanteil
    10
    Direktstrahl
    11
    Tumor
    12
    CT-Detektor
    13
    Äußere Schicht
    14
    Innere Schicht
  • ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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  • Zitierte Patentliteratur
    • - WO 2005081842 [0014]
    • - DE 69839480 T2 [0014]
    • - US 6782073 B2 [0027, 0029]
    • - US 685370432 [0027]
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Claims (19)

  1. Verfahren zur strahlentherapeutischen Behandlung von Gewebe mittels einer Röntgen-CT-Anlage oder mittels einer diagnostischen oder Orthovolt-Röntgen-Anlage mit jeweils mindestens einer Röntgenstrahlungsquelle, einem röntgenoptischen Modul, bestehend aus einem energiedispersiven Röntgenkonzentrator und einem Blendensystem, einer Bildgebungseinheit und einer Messeinrichtung zur Bestimmung der Strahlungsdosis, dadurch gekennzeichnet, dass a. der Röntgenkonzentrator zur Bildgebung aus dem Strahlengang entfernt und zur strahlentherapeutischen Behandlung in den Strahlengang der Röntgenstrahlungsquelle eingeführt wird, b. der Röntgenkonzentrator auf der Basis der Bragg Reflexion an einem HOPG Kristall in Verbindung mit einem Beamstop für den nicht-reflektierten Strahl geometrisch so ausgelegt ist, dass ein quasimonoenergetischer Röntgenstrahl auf den Tumor fokussiert wird, c. in oder auf das Gewebe ein photoelektrisch aktivierbares Kontrastmittel ein- oder aufgetragen wird, d. die Bestimmung der Strahlendosis/Dosiserhöhung durch Messung der Röntgenfluoreszenz erfolgt.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die durch den Röntgenkonzentrator selektiv durchgelassene Energie zwischen 20 und 140 keV liegt, vorzugsweise zwischen 30 und 100 keV und weiter vorzugsweise zwischen 40 und 80 keV.
  3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenkonzentrator auf die Energie der Emissionslinie der Röntgenanode angepasst wird, bevorzugt bei Wolframanoden auf die Energie der Wolfram-Kα-Linie mit 59,3 keV.
  4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Energiebandbreite im Bereich von +/– 15% gehalten wird.
  5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass als Kontrastmittel Substanzen verwendet werden, die mindestens ein Atom aus den Elementen der Ordnungszahlen 25–35, 38–42, 44–53, 56–83 enthalten.
  6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass als Kontrastmittel Iod-haltige Photoelectric Radiation Enhancer (PRE) verwendet werden.
  7. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass als Kontrastmittel Lanthanid-haltige Photoelectric Radiation Enhancer (PRE) verwendet werden.
  8. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass als Kontrastmittel Gadolinium-haltige Photoelectric Radiation Enhancer (PRE) verwendet werden.
  9. Einrichtung zur strahlentherapeutischen Behandlung von mit einem photoelektrisch aktivierbaren Kontrastmittel versehenem Gewebe mittels einer Röntgen-CT-Anlage oder mittels einer diagnostischen oder Orthovolt-Röntgen-Anlage mit jeweils mindestens einer Röntgenstrahlungsquelle (1), einem röntgenoptischen Modul, bestehend aus einem Blendensystem (2) und Röntgenkonzentrator (3), einer Bildgebungseinheit (12) und einer Messeinrichtung zur Bestimmung der Strahlungsdosis, dadurch gekennzeichnet, dass a. der Röntgenkonzentrator (3) ein energiedispersives Element in Kombination mit einem Beamstop (8) zur Unterdrückung des nicht-reflektierten Primärstrahls enthält, b. der Röntgenkonzentrator (3) aus dem Strahlengang der Röntgenstrahlungsquelle (1) entfernbar ist c. zur Bestimmung der Strahlungsdosis ein in der Nähe des Tumors (4) angeordnetes Detektionssystem (6) zur Messung der Röntgenfluoreszenz des Kontrastmittels vorgesehen ist.
  10. Einrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass das Detektionssystem (6) aus mehreren, zu einem Array zusammengefügten Detektoren besteht.
  11. Einrichtung nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass der oder die Detektoren CdTe-Detektoren sind.
  12. Einrichtung nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Detektor ein optisches Modul zur Energieselektion in Kombination mit einem energieunabhängigen Photonenzähler enthält.
  13. Einrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass der oder die Detektoren am Patiententisch (5) der Röntgen-Anlage angeordnet sind.
  14. Einrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Röntgenstrahlungsquelle (1) eine Wolfram-Röntgenröhre ist.
  15. Einrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenkonzentrator (2) ein graphitbasierter Röntgenspiegel (HOPG) ist.
  16. Einrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass das Detektionssystem (6) auf die Emission des Photon Radiation Enhancer (PRE) Elements zurückgekoppelt ist.
  17. Einrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass der Röntgenkonzentrator (3) ein graphitbasierter Röntgenspiegel (HOPG) ist, der einen Beamstop enthält und der materialmäßig so ausgelegt ist, so dass der Primärstrahl absorbiert und nur der monoenergetische Teil durchgelassen wird.
  18. Einrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass die durch den Röntgenkonzentrator (3) transmittierte Energie auf das Anregungsoptimum der Photoelektrischen Strahlenverstarker eingestellt ist.
  19. Einrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 18, dadurch gekennzeichnet, dass für Tumordiagnostik und Tumortherapie ein und dasselbe Grundgerät dient, das wahlweise von einem in den anderen Modus in kurzer Zeitfolge umschaltbar ist.
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