DE102009012631A1

DE102009012631A1 - Filter für einen Computertomographen

Info

Publication number: DE102009012631A1
Application number: DE200910012631
Authority: DE
Inventors: Michael Dr. Grasruck; Gregor Dr. Jost; Ulrich Kühn; Bernhard Dr. Schmidt
Original assignee: Siemens AG; Bayer Schering Pharma AG
Current assignee: Siemens AG; Bayer Pharma AG
Priority date: 2009-03-11
Filing date: 2009-03-11
Publication date: 2010-09-16
Anticipated expiration: 2029-03-12
Also published as: WO2010102908A1; DE102009012631B4

Abstract

Es wird ein Filter (14) angegeben, durch den eine verbesserte Anwendbarkeit eines Computertomographen (1) für die Durchführung einer Kontrastmittel-verstärkten Strahlentherapie erzielt wird. Der in den Strahlengang zwischen einer Strahlenquelle (4) und einer isozentrischen Achse (I) des Computertomographen (1) einsetzbare Filter (14) ist bezüglich eines innerhalb seiner Filterfläche (A) ortsabhängig variierenden Strahlungsdurchlasskoeffizienten (β) für die Röntgenstrahlung des Computertomographen (1) derart dimensioniert oder dimensionierbar, dass bei umlaufender Bestrahlung eines Standardobjekts (13') vorgegebener Geometrie und Röntgenabsorption durch den Filter (14) die über den Querschnitt des Standardobjekts (13') deponierte Röntgendosis (D) im Wesentlichen konstant ist.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf einen Filter für einen in einer Strahlentherapie einzusetzenden Computertomographen.
Bei der Strahlentherapie zur Behandlung von Tumorpatienten wird heutzutage meist hochenergetische elektro-magnetische Strahlung mit Photonenenergien im MeV-Bereich eingesetzt. Ein Vorteil der hochenergetischen Strahlung liegt vor allem in einer homogenen Energieabsorption im Körper und einem günstigen Tiefendosisverlauf, der durch einen geringen Anteil an Streustrahlung begleitet ist.
Durch den geringen Unterschied der Schwächungskoeffizienten von körperüblichen Materialien (Organische Verbindungen, Knochen, Jod) in diesem Energiebereich gelingt jedoch eine lokal variierende Dosisdeposition nur durch aufwändige Methoden, z. B. durch Mehrfeldbestrahlung.
Eine organ- oder materialspezifische, und somit lokal variierende Dosisdeposition kann andererseits vergleichsweise einfach bei Verwendung von (im Vergleich zu MeV-Strahlung) niederenergetischer Röntgenstrahlung erreicht werden. So zeigen z. B. bei Bestrahlung mit Röntgenstrahlung, die mit Röhrenspannungen im Bereich von 80–140 kV erzeugt wurden, Jod und Weichteilgewebe eine signifikant unterschiedliche Energieabsorption. Dieser Effekt wird bei der sogenannten Kontrastmittel-verstärkten Strahlentherapie mit Röntgenstrahlung (CERT: contrast enhanced radiation therapy) ausgenutzt. Bei dieser Bestrahlungsmethode wird dem Patienten vor der Bestrahlung ein Kontrastmittel verabreicht, das sich in dem stark durchbluteten Tumorgewebe anreichert, und hierdurch bei der Bestrahlung zu einer lokalen Dosiserhöhung im Tumor führt.
Ein Vorteil der Kontrastmittel-verstärkten Strahlentherapie liegt insbesondere auch darin, dass zu ihrer Durchführung herkömmliche Computertomographen verwendet werden können, die in großer Stückzahl und zu vergleichsweise geringen Anschaffungs- und Betriebskosten verfügbar sind. Mit der Verwendung eines herkömmlichen Computertomographen zur Bestrahlungstherapie ist der weitere Vorteil verknüpft, dass der Computertomograph gleichzeitig mit der Bestrahlung auch zur Bildgebung, und damit zur Überwachung des Bestrahlungsvorgangs heranziehbar ist.
Auch bei Bestrahlung mit einem Röntgen-Strahlungsfeld homogener Intensität kommt es aufgrund der starken Abschwächung der Strahlung durch das Körpergewebe oft zu einer inhomogenen Dosisverteilung, selbst dann, wenn ein annähernd rotationssymmetrisches und stofflich homogenes Behandlungsobjekt in einem Computertomographen rotationsymmetrisch bestrahlt wird. Dieser Effekt läuft der lokalen Dosiserhöhung durch Kontrastmittel entgegen und kann die Nutzbarkeit der Kontrastmittel-Verstärkung ganz oder teilweise aufheben.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die Anwendbarkeit eines Computertomographen für eine Strahlentherapie zu verbessern.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch einen speziell konstruierten Filter, der in das Strahlenfeld zwischen einer Strahlenquelle und einer isozentrischen Achse eines Computertomographen einsetzbar ist. Dabei ist der Filter bezüglich seines innerhalb der Filterfläche ortsabhängigen Strahlungsdurchlasskoeffizienten für die Röntgenstrahlung des Computertomographen derart dimensioniert oder dimensionierbar, dass über den Querschnitt eines Standardobjekts vorgegebener Geometrie und vorgegebener, insbesondere homogener Röntgenabsorption eine im Wesentlichen konstante deponierte Röntgendosis erreicht wird, wenn das Standardobjekt durch den Filter hindurch umlaufend, insbesondere rotationssymmetrisch bestrahlt wird.
Die obige Aufgabe wird weiterhin erfindungsgemäß gelöst durch einen Computertomographen, der diesen Filter umfasst.
Der Begriff „Computertomograph” ist hier und im Folgenden allgemein als Synonym für eine ansonsten beliebige Bestrahlungseinrichtung verwendet, bei der eine Strahlenquelle für Röntgenstrahlung auf einer Kreisbahn um eine isozentrische Achse rotierbar ist, auf die der Strahlengang der Röntgenstrahlung, d. h. der Zentralstrahl des emittierten Strahlungsfeldes in jeder Rotationsstellung der Strahlenquelle gerichtet ist. Hierbei handelt es sich bevorzugt, aber nicht zwangsweise um einen herkömmlichen Computertomographen, wie er üblicherweise zur Aufnahme von Röntgenschichtbildern verwendet wird. Insbesondere ist der bei einem herkömmlichen Computertomographen vorhandene Röntgendetektor für die hier im Vordergrund stehende Anwendung in einer Bestrahlungstherapie allenfalls von untergeordneter Bedeutung und kann deshalb auch entfallen. Als Röntgenstrahlung wird hier und im Folgenden elektromagnetische Bremsstrahlung in einem Energiebereich von etwa 20 keV bis 200 keV bezeichnet.
Als „umlaufende” Bestrahlung wird eine Bestrahlungsform bezeichnet, bei der ein Bestrahlungsobjekt, insbesondere das Standardobjekt, aus einer Vielzahl von um den Vollkreis verteilten Rotationsstellungen bestrahlt wird, so dass Röntgenstrahlung zumindest im Wesentlichen aus allen Richtungen quer zur isozentrischen Achse auf das Bestrahlungsobjekt eingestrahlt wird. Eine umlaufende Bestrahlung wird insbesondere erzielt, indem die Röntgenröhre des Computertomographen unter kontinuierlicher Strahlung um das Bestrahlungsobjekt rotiert wird. Eine umlaufende Bestrahlung kann alternativ aber auch durch diskontinuierliche Bestrahlung des Bestrahlungsobjekts aus einer Vielzahl von diskreten Rotationsstellungen realisiert sein. Als „rotationssymmetrisch” wird eine umlaufende Bestrahlung dann bezeichnet, wenn die auf das Bestrahlungsobjekt eingestrahlte Energie im Wesentlichen unabhängig von der Rotationsstellung ist.
Das Standardobjekt dient insbesondere als Grundlage zur Konstruktion des Filters, sowie zur objektiven und wiederholbaren Beurteilung der jeweiligen Filtereigenschaften. Dabei ist das Standardobjekt bezüglich seiner Form, Ausdehnung und Röntgenabsorptionseigenschaften vorzugsweise jeweils derart ausgebildet, dass es ein mittels der Strahlentherapie zu behandelndes Körperteil eines Patienten annähernd repräsentiert. Die Eigenschaften des eingesetzten Standardobjekts variieren somit in Abhängigkeit des jeweiligen Anwendungsfalls. Beispielsweise wird ein im Wesentlichen zylinderförmiges Standardobjekt eingesetzt, um einen Filter zur Bestrahlung eines Kopfes eines Patienten zu konstruieren. Ein im Querschnitt im Wesentlichen elliptisch geformtes Standardobjekt dient beispielsweise als Grundlage zur Konstruktion eines Filters zur Strahlenbehandlung eines Brustkorbs.
Die Konstruktion des Filters erfolgt bevorzugt unter Heranziehung einer Computersimulation, insbesondere eines computergestützten Optimierungsverfahrens, in dem vorgegebene Filtereigenschaften zur Erzielung einer möglichst homogenen Dosisdeposition im Standardobjekt variiert werden. Das Standardobjekt wird hierbei durch ein virtuelles Modell mit numerisch vorgegebenen physikalischen Eigenschaften repräsentiert. Der unter Heranziehung des geeigneten Standard-Objekts konstruierte Filter bewirkt im Anwendungsfall auch in dem entsprechenden Körperteil eines Patienten eine gleichmäßige Dosisverteilung.
Der Filter ist bestimmungsgemäß derart in den Strahlengang eingebracht, dass seine Filterfläche stets im Wesentlichen rechtwinklig zu dem Strahlengang bzw. tangential zu der von der Strahlungsquelle umschriebenen Kreisbahn ausgerichtet ist.
Der ortsabhängige Strahlungsdurchlasskoeffizient definiert den Anteil der auf den Filter eingestrahlten Röntgenstrahlung, der den Filter an einem bestimmten Ort seiner Filterfläche transmittiert. Indirekt beschreibt der Strahlungs durchlasskoeffizient somit, wie stark die Röntgenstrahlung durch den Filter an einem bestimmten Ort seiner Filterfläche geschwächt wird.
Bezüglich der Dimensionierung des Filters geht die Erfindung von der Überlegung aus, dass bei umlaufender Bestrahlung des Standardobjekts mit Röntgenstrahlung die Verteilung der über den Objektquerschnitt deponierten Dosis einerseits von dem Schwächungsverlauf der Röntgenstrahlung im Bestrahlungs-Objekt, d. h. von der Eindringtiefe der Röntgenstrahlung, und andererseits von der Breite des Strahlungsfelds im Verhältnis zur Breite des Objekts abhängt. Bei Bestrahlung des Objekts mit einem breiten Strahlungsfeld überwiegt erkanntermaßen regelmäßig die objekteigene Röntgenabschwächung. Infolgedessen wird bei rotationssymmetrischer Bestrahlung des Objekts in dessen randnahen Schichten eine erhöhte Dosis deponiert, wohingegen der Dosiswert zum Zentrum des Objekts hin abnimmt. Bei umlaufender Bestrahlung des Objekts mit einem eng fokussierten Strahlungsfeld (Punktstrahl) wird dagegen erkanntermaßen eine erhöhte Dosis in der Objektmitte deponiert, zumal diese bei der Drehung des Strahlenfeldes um das Objekt der Röntgenstrahlung länger ausgesetzt ist als die randnahen Schichten.
Der erfindungsgemäße Filter wird nun bezüglich der Röntgenstrahlung eines gegebenen Computertomographen, insbesondere also eines Strahlungsfelds vorgegebener Spektralverteilung und Geometrie, und bezüglich der durch das Standardobjekt vorgegebenen Objekteigenschaften gezielt derart dimensioniert, dass sich die beiden oben beschriebenen Effekte etwa gegenseitig kompensieren, wodurch die im Wesentlichen konstante Dosisverteilung im Objekt erzielt wird. Der konkrete Verlauf des ortsabhängigen Strahlungsdurchlasskoeffizienten ist somit für unterschiedliche Standardobjekte und unterschiedliche Strahlungsfelder stets im Detail verschieden. Anhand der obigen Angaben kann aber der für den jeweiligen Anwendungsfall erfindungsgemäß gestaltete Filter von dem Fachmann leicht durch Berechnung, Simulation und/oder durch empirische Versuche gefunden werden.
Von einer im erfindungsgemäßen Sinne „konstanten” Röntgendosis, bzw. von einer „homogenen” Dosisverteilung, wird bevorzugt dann ausgegangen, wenn die lokal deponierte Röntgendosis von dem Dosis-Mittelwert über den bestrahlten Bereich des Objektes maximal um 5% abweicht.
Durch den Einsatz des erfindungsgemäßen Filters wird auf vergleichsweise einfache Weise eine besonders effektive Durchführung einer Kontrastmittel-verstärkten Strahlentherapie unter Nutzung eines – insbesondere herkömmlichen – Computertomographen ermöglicht. Insbesondere wird infolge des Filters und der durch diesen bewirkten gleichmäßigen Dosisverteilung im gesunden Gewebe eines Patienten durch Einsatz eines Kontrastmittels eine starke Dosisüberhöhung in dem zu behandelnden Tumor bei vergleichsweise geringer Strahlenbelastung des übrigen Gewebes erzielt. Somit kann das Tumorgewebe gezielt behandelt werden.
Grundsätzlich ist denkbar, den Strahlungsdurchlasskoeffizient durch Einsatz verschiedener Filtermaterialien mit unterschiedlichem (Volumen-)Röntgenabsorptionskoeffizienten ortsabhängig zu verändern. In einer besonders einfach herstellbaren Ausführungsform des Filters wird die Ortsabhängigkeit des Strahlungsdurchlasskoeffizienten abweichend hiervon ausschließlich durch eine in Abhängigkeit des Ortes auf der Filterfläche variierende Materialdicke des Filters (Filterstärke) bestimmt. In dieser Ausführungsform ist der Filter zumindest im Wesentlichen aus einem homogen röntgenabsorbierenden Material, insbesondere aus Teflon oder Aluminium, gefertigt.
In einer vorteilhaften Ausführungsform variiert der Strahlungsdurchlasskoeffizient bezüglich einer quer zur Filterfläche orientierten Mittelebene spiegelsymmetrisch, wobei er im Bereich der Mittelebene maximal ist. Sofern ein derartiger Filter aus homogenem Filtermaterial aufgebaut ist, folgt entsprechend auch die Filterstärke einem bezüglich der Mittelebene spiegelsymmetrischen Verlauf, wobei im Bereich der Mittelebene die Filterstärke minimal ist. Der Verlauf der Filterstärke in Abhängigkeit des Abstands von der Mittelebene hat hierbei etwa die Form einer inversen, also „auf den Kopf gestellten” Glockenkurve. Mit anderen Worten wird das Minimum der Filterstärke mit wachsendem Abstand zur Mittelebene beidseitig flankiert von zwei etwa S-förmig geschwungenen Flanken.
Eine numerische Optimierung der Filterform auf ein gegebenes Standardobjekt und ein gegebenes Strahlungsfeld wird in zweckmäßiger Ausführung der Erfindung dadurch vereinfacht, dass der Verlauf der Filterstärke s(x) einer – im mathematisch analytischen Sinne – definierten funktionalen Abhängigkeit folgt, beispielsweise einer Funktion der Form

– s(x) = smax – (smax – smin)/(cosh(x/x0))n oder
– s(x) = smax – (smax – smin)·exp(–(x/x0)2n)

s_max: ein Maß für die maximale Filterstärke am Rand des Filters ist,
s_min: ein Maß für die minimale Filterstärke im Bereich der Mittelebene ist,
x: innerhalb der Filterfläche den Abstand eines Ortes von der Mittelebene bezeichnet,
x₀: eine Normierungsgröße ist, über die die Breite der Glockenform einstellbar ist, und
n: eine insbesondere aus einem Intervall von 1 bis etwa 10 gewählte natürliche Zahl ist, über die die Flankensteigung der Glockenform einstellbar ist.

In einer – z. B. durch eine CNC-Fräsmaschine – besonders einfach herstellbaren Variante des Filters ist der Verlauf der Filterstärke derart gewählt, dass die Oberfläche des Filters im Querschnitt aus stetig oder stetig differenzierbar anei nandergesetzten Kreisbogen- und Geradenabschnitten gebildet ist.
Zur synergetischen Nutzung der jeweiligen Vorteile werden die beiden vorstehend beschriebenen Konstruktionsvarianten des Filters zweckmäßigerweise dahingehend kombiniert,

– dass bei der Planung des Filterdesigns die Filterstärke zunächst als Funktion S(x) des Abstands x zur Mittelebene definiert wird, und die Parameter dieser Funktion in einer Computersimulation – unter vergleichsweise geringem numerischen Aufwand – auf die vorgegebenen Eigenschaften des Standardobjekts und des Strahlungsfeldes optimiert werden, und
– dass zur – vergleichsweise einfachen – Herstellung des tatsächlichen Filters anhand des vorher konstruierten Filterdesigns diese Funktion S(x) abschnittsweise durch stetig oder stetig differzierbare Aneinanderreihung von Kreisbogen- und Geradenabschnitten angenähert wird.

In bevorzugter Auslegung ist der Filter für Röntgenstrahlung dimensioniert, die mittels einer angelegten Röhrenspannung aus einem Intervall von etwa 80 kV bis 140 kV, insbesondere etwa 120 kV erzeugt ist.
In einfacher Ausführung ist der Filter einstückig aus dem röntgenabsorbierenden Material gefertigt. Ein solcher einstöckiger und somit starrer Formfilter ist insbesondere bei der Bestrahlung von annähernd rotationssymmetrischen Bestrahlungsobjekten, z. B. einem Kopf, Arm oder Bein, zweckmäßig einsetzbar.
In einer alternativen Ausführungsform ist der Filter mehrstückig ausgeführt. Dabei ist der Filter zweckmäßigerweise aus zwei Stapeln von Lamellen gebildet, die jeweils zumindest in einem inneren Teilabschnitt aus dem röntgenabsorbierenden Material bestehen. Dabei enden die einzelnen Lamellen eines jeden Stapels in unterschiedlichem Abstand zur Mittelebene, so dass die in Summe über die Lamellen eines jeden Stapels gebildete Filterstärke wiederum ortsabhängig über die Filterfläche variiert.
Die beschriebene Lamellenkonstruktion hat insbesondere den Vorteil, dass sie sehr flexibel einsetzbar ist. Insbesondere können solche Lamellenfilter schnell und mit einfachsten Mitteln hergestellt werden. Zudem kann – sofern die Lamellen eines Stapels nicht permanent miteinander verbunden werden – der Filter durch Verschiebung der Lamellen zueinander an unterschiedliche Anwendungszwecke und unterschiedliche zugrundeliegende Standardobjekte angepasst werden.
In besonders vorteilhafter Ausführung ist mindestens eine Lamelle eines jeden Stapels motorisch verschiebbar. Dies ermöglicht es, die Filtergeometrie automatisch – ohne händischen Umbauaufwand, und somit zeitsparend – an unterschiedliche Anwendungsfälle anzupassen. Zudem kann die Geometrie des Filters auch während eines Umlaufs der Strahlungsquelle um das Standardobjekt verändert werden. Hierdurch ist dieser Filter insbesondere auch geeignet, bei einem nicht rotationssymmetrischen Standard- oder Behandlungsobjekt eine im Wesentlichen homogene Dosisverteilung zu erzielen.
Im Zusammenhang mit der vorstehend beschriebenen Filtervariante umfasst der zugehörige Computertomograph zweckmäßigerweise Antriebsmittel zur motorischen Verschiebung der entsprechenden Lamellen. Die Antriebsmittel, die beispielsweise durch Piezo-Aktoren gebildet sind, können auch in den Filter integriert sein. Der Computertomograph umfasst weiterhin eine Steuereinheit zur Ansteuerung der Antriebs-mittel nach Maßgabe eines hinterlegten Profils, welches die Positionierung der Lamellen bezüglich der Mittelebene vorgibt.
Das Profil gibt die Positionierung der Lamellen für einen konkreten Anwendungsfall wahlweise konstant oder variierend in Abhängigkeit des Rotationswinkels des Computertomographen vor. Die letztere Profilvariante verwirklicht somit ein Verfahren zur Ansteuerung der Lamellen, bei dem die Form des Filters, insbesondere die Breite und/oder Flankensteigung des glockenförmigen Verlaufs der Filterstärke, in Abhängigkeit des Rotationswinkels der Strahlungsquelle kontinuierlich verändert wird.
Nachfolgend werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand einer Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen:
1 in einer schematischen Darstellung einen für eine Bestrahlungstherapie verwendbaren Computertomographen mit einem auf gleichmäßige Dosisdeposition in einem Standardobjekt hin optimierten Filter,
2 in einer dreidimensionalen Darstellung eine erste Ausführungsform des Filters,
3 einen Querschnitt durch den Filter gemäß 2,
4 eine simulierte Dosisverteilung in einem zylindrischen Standardobjekt bei rotationssymmetrischer Bestrahlung dieses Objekts unter Verwendung des Filters gemäß 2, und
5 in Darstellung gemäß 3 eine zweite Ausführungsform des Filters.
Einander entsprechende Teile und Größen sind in allen Figuren stets mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
1 zeigt grob schematisch einen Computertomographen 1, der zur Durchführung einer Kontrastmittel-verstärkten Strahlentherapie verwendbar ist.
Der Computertomograph 1 umfasst einen Träger 2, an dem eine ringförmige Gantry 3 drehbar gelagert ist. An der Gantry 3 sind in Gegenüberstellung zueinander eine als Strahlungsquelle dienende Röntgenröhre 4 sowie ein (Röntgen-)Detektor 5 angebracht. Der Detektor 5 dient bei bildgebender Verwendung des Computertomographen 1 zur Aufnahme von Röntgenpro jektionsbildern. Im Zusammenhang mit der hier im Vordergrund stehenden therapeutischen Verwendung des Computertomographen 1 ist er dagegen ohne Bedeutung und deshalb in 1 nur gepunktet angedeutet.
Die Röntgenröhre 4 ist zusammen mit der Gantry 3 um eine isozentrische Achse I drehbar. Die Röntgenröhre 4 ist hierbei derart ausgerichtet, dass ein Zentralstrahl 6 eines von ihr erzeugten fächerförmigen (Röntgen-)Strahlungsfelds 7 unabhängig von der Rotationsstellung der Röntgenröhre 4 stets durch die isozentrische Achse I auf den gegenüberliegenden Detektor 5 fällt.
Die Richtung des Zentralstrahls 6 ist nachfolgend als Strahlungsrichtung 8 bezeichnet. Die isozentrische Achse I ist entlang einer horizontalen Längsrichtung 9 ausgerichtet. Die Rotationsstellung der Röntgenröhre 5 wird im Folgenden durch Angabe eines Rotationswinkels α definiert, der zwischen der Strahlungsrichtung 8 und der Vertikalrichtung 10 gebildet ist. Die zum Schwenkkreis K der Röntgenröhre 4 tangentiale Richtung ist im Folgenden als Querrichtung 11 bezeichnet.
Dem Computertomographen 1 ist eine Patientenliege 12 zugeordnet. Zur Durchführung einer Bestrahlung wird ein auf der Patientenliege 12 gelagertes Bestrahlungsobjekt 13 etwa zentriert mit der isozentrischen Achse I im Inneren der Gantry 3 positioniert. Bei dem Bestrahlungsobjekt 13 handelt es sich im medizinischen Anwendungsfall um ein Körperteil eines Patienten. Das Bestrahlungsobjekt 13 wird hierbei in der Regel rotationssymmetrisch bestrahlt.
In Strahlungsrichtung 8 ist der Röntgenröhre 4 im Wesentlichen unmittelbar angrenzend ein Filter 14 aus einem röntgenabsorbierenden Material nachgeschaltet. Der Filter 14 ist derart ausgebildet, dass in einem anstelle des Bestrahlungsobjekts 13 auf der Patientenliege 12 positionierten Standardobjekt 13' eine im Wesentlichen über dessen Querschnittsfläche gleichmäßig verteilte Röntgendosis D deponiert wird, wenn das Standardobjekt 13' durch den Filter 14 hindurch rotationssymmetrisch bestrahlt wird.
Das Standardobjekt 13' ist für jeden Anwendungsfall hinsichtlich seiner Geometrie und Röntgenabsorption derart gewählt, dass es der durchschnittlichen Geometrie und Röntgenabsorption des in diesem Anwendungsfall zu bestrahlenden Bestrahlungsobjekts 13 annähernd entspricht. Entsprechend variieren auch die Eigenschaften des Filters 14 von Anwendungsfall zu Anwendungsfall.
2 und 3 zeigen eine Ausführungsform des Filters 14, der für eine Bestrahlung im Kopfbereich ausgelegt ist. Dieser Filter 14 wurde unter Zugrundelegung eines kreiszylindrischen Standardobjekts 13' aus Teflon oder Aluminium mit einem Durchmesser von d = 20 cm und einem homogenen (Volumen-)Röntgenabsorptionskoeffizienten von etwa 0,3 cm^–1 bzw. 0,5 cm^–1 (für 120 kV Röhrenspannung) konstruiert.
Der in 2 dargestellte Filter 14 ist einstückig aus Polyetrafluorethylen (PTFE) gebildet und hat eine flachquaderförmige Außenkontur. In bestimmungsgemäßer Einbausituation ist der Filter 14 mit einer – durch die Längsrichtung 9 und die Querrichtung 11 aufgespannten – Filterfläche A quer zur Strahlungsrichtung 8 ausgerichtet. Eine in der Einbausituation der Röntgenröhre 4 zugewandte Vorderseite 20 des Filters 14 ist eben. In eine hierzu entgegengesetzte Rückseite 21 des Filters 14 ist dagegen eine zentrale Einbuchtung 22 eingebracht.
Die Einbuchtung 22 hat in Längsrichtung 9 ein konstantes Profil und ist spiegelsymmetrisch bezüglich einer zwischen der Strahlungsrichtung 8 und der Längsrichtung 9 aufgespannten Mittelebene 23 ausgebildet. Der Filter 14 hat somit eine nachfolgend als Filterstärke s bezeichnete Ausdehnung in Strahlungsrichtung 8, die im Bereich der Mittelebene 23 minimal ist und mit wachsendem Abstand x zur Mittelebene 23 kontinuierlich zunimmt. Im Querschnitt gemäß 3 hat die Ein buchtung 22 etwa die Form einer Glockenkurve. Im Minimum, d. h. im Bereich der Mittelebene 23, hat die Filterstärke s etwa einen Minimalwert von s_min = 3 mm. Für große Abstände x von der Mittelebene 23, konkret für x > 25 mm, erreicht die Filterstärke s einen Maximalwert von s_max = 49 mm. Eine Halbwertsstärke von s_1/2 = 26 mm erreicht die Filterstärke s jeweils in einem Abstand x_1/2 ≈ 12 mm.
Die Rückseite 21 des Filters 14 hat im Bereich der Einbuchtung 22 im Querschnitt gemäß 3 einen stetig aus Kreisbogenabschnitten(Radien) und Geradenabschnitten zusammengesetzten Verlauf. Die hieraus resultierende Abhängigkeit der Filterstärke s von dem Abstand x folgt hierbei näherungsweise einer Funktion s(x) = smax – (smax – smin)·exp (–(x/x0)2n) GLG 1mit s_max = 49 mm, s_min = 3 mm, x₀ = 13 und n = 2.
Der Filter 14 ist für Röntgenstrahlung ausgelegt die unter Anlegung einer Röhrenspannung von etwa 120 kV erzeugt wird.
In bestimmungsgemäßer Positionierung ist der Filter 14 zentriert bezüglich des Strahlungsfeldes 7 ausgerichtet. Der Zentralstrahl 6 der Röntgenstrahlung durchläuft den Filter 14 also etwa in der Mittelebene 23. Mit zunehmender Filterstärke s nimmt der Anteil der den Filter 14 in einem bestimmten Abstand x transmittierenden Röntgenstrahlung exponentiell ab. Durch die variierende Filterstärke s(x) ist somit ein ebenfalls in Abhängigkeit des Abstands x variierender Strahlungsdurchlasskoeffizient β(x) bestimmt. Der Strahlungsdurchlasskoeffizient β(x) bezeichnet allgemein denjenigen Anteil der auf den Filter 14 in gegebenem Abstand x auftreffenden Röntgenstrahlung, der den Filter transmittiert, der also nicht im Filter 14 absorbiert wird.
Die Konstruktion des Filters 14, insbesondere die Bestimmung der Form der Einbuchtung 22, erfolgt unter Heranziehung einer Computersimulation.
Hierzu werden das Standardobjekt 13', das Strahlungsfeld 7 und der hierin angeordnete Filter 14 als virtuelle (d. h. numerische) Modelle nachgebildet. Diese Modelle umfassen Angaben zu der Geometrie des Standardobjekts 13', des Strahlungsfeldes 7 und des Filters 14 sowie Angaben zu deren relativen Position zueinander. Die das Standardobjekt 13' und den Filter 14 repräsentierenden Modelle umfassen zusätzlich eine Angabe zu dem jeweiligen (Volumen-)Röntgenabsorptionskoeffizienten. Im Rahmen des das Strahlungsfeld 7 repräsentierenden Modells ist zusätzlich das Röntgenspektrum spezifiziert.
Anhand der solchermaßen vorgegebenen Modelle wird ein rotationssymmetrischer Bestrahlungsgang des Computertomographen 1 simuliert. Hierbei wird die in Summe im Standardobjekt 13' deponierte Röntgendosis D ortsaufgelöst über die Querschnittsfläche des Standardobjekts 13' berechnet.
Bei rotationssymmetrischer Bestrahlung und einem rotationssymmetrischen Standardobjekt 13' ist auch das Profil der im Standardobjekt 13' deponierten Röntgendosis stets rotationssymmetrisch. In diesem Fall wird durch die Computersimulation vereinfacht die deponierte Röntgendosis D in Abhängigkeit des Abstands r vom (Querschnittsflächen-)Zentrum 24 des Standardobjekts 13' berechnet.
Im Rahmen des den Filter 14 repräsentierenden Modells ist die Rückseite 21 des Filters 14 durch GLG 1 beschrieben. Die Parameter dieser Funktion werden dabei im Rahmen der Computersimulation solange variiert, bis ein vorgegebenes Optimierungskriterium erfüllt ist. Als Optimierungskriterium ist insbesondere hinterlegt, dass für ein optimiertes Parameterset der GLG 1 die Standardabweichung der hierzu berechneten Dosisverteilung D(r) kleiner als 5% des Dosismittelwerts D_ave sein muss.
Eine nach dem vorstehend beschriebenen Verfahren für den Filter 14 gemäß 2 und 3 berechnete Dosisverteilung D(r), die das oben genannte Optimierungskriterium erfüllt, ist in 4 abgebildet.
Nachdem optimierte Parameter für GLG 1, und somit ein optimierter Verlauf der Filterstärke s in Abhängigkeit des Abstands x von der Mittelebene 23 gefunden sind, wird die entsprechend parametrierte GLG 1 stückweise stetig durch Kreisbogenabschnitte mit jeweils konstantem Radius angenähert, und somit ein optimierter Krümmungsverlauf für die Rückseite 21 des Filters 14 bestimmt.
Anhand dieses Krümmungsverlaufs wird der Filter 14 anschließend mittels einer CNC-Fräsmaschine aus einem massiven PTFE-Block gefräst.
Filter der anhand von 2 und 3 gezeigten Bauart sind grundsätzlich auch zur Bestrahlung von nicht-rotationssymmetrischen, z. B. elliptischen Bestrahlungsobjekten 13 geeignet. Um trotz starrem Filter eine gleichmäßige Dosisdeposition bei umlaufender Bestrahlung zu erzielen, werden in diesem Fall zweckmäßigerweise die Strahlungsintensität und/oder das Strahlungsspektrum durch Variation des Röhrenstroms und/oder der Röhrenspannung während des Umlaufs der Röntgenröhre verändert. Der Filter wird unter Zugrundelegung des entsprechenden Röhrenstrom- bzw. Röhrenspannungsverlaufs konstruiert.
In 5 ist eine zweite Ausführungsform des Filters 14 dargestellt. Der im Unterschied zu der vorstehend beschriebenen Ausführungsform hier mehrstückig ausgeführte Filter 14 umfasst einen Rahmen 30, in dem eine Vielzahl von Lamellen 31 aus dem röntgenabsorbierenden Material, hier wiederum PTFE, gehalten sind. Die Lamellen 31 sind in zwei Stapeln 32 und 33 angeordnet, die sich auf verschiedenen Seiten der Mittelebene 23 einander gegenüberstehen. Die Lamellen 31 desselben Sta pels 32 bzw. 33 sind hierbei jeweils in Strahlungsrichtung 8 hintereinander und zumindest teilweise überlappend angeordnet. Die in Strahlungsrichtung 8 propagierende Röntgenstrahlung muss somit zumindest in einem Teilbereich der Filterfläche A alle, oder zumindest eine Mehrzahl der Lamellen 31 eines Stapels 32 oder 33 durchdringen. Die Filterstärke s wird somit durch die Anzahl der Lamellen 31 bestimmt, die die Röntgenstrahlung an einem bestimmten Ort der Filterfläche A durchdringen muss.
Die Lamellen 31 jedes Stapels 32 bzw. 33 sind jeweils verschiebbar in zugehörigen Aufnahmen 34 bzw. 35 des Rahmens 30 geführt. Jede Lamelle 31 ist hierbei separat mit einem zugehörigen Antrieb 36 in Form eines piezokeramischen Aktors gekoppelt, so dass die Lamelle 31 durch Betätigung des Antriebs 36 quer zur Mittelebene 23 verschoben werden kann. Dem Filter 14 ist weiterhin eine Steuereinheit 37 zugeordnet, mittels der die Antriebe 36 programmgesteuert zur Verschiebung der Lamellen 31 angesteuert werden. Die Steuereinheit 37 ist insbesondere als Softwaremodul ausgeführt und beispielsweise in die Steuersoftware des Computertomographen 1 integriert. Die Antriebe 36 sind bevorzugt mit den restlichen Bestandteilen des Filters 14 zu einer zusammenhängenden Baugruppe integriert. Alternativ hierzu kann aber auch vorgesehen sein, dass die Antriebe 36 separat von dem eigentlichen Filter 14, beispielsweise als integrale Bestandteile einer Filterhalterung des Computertomographen 1, vorliegen.
Für die Anwendung des Computertomographen 1 für eine Bestrahlungstherapie werden die einzelnen Lamellen 31 nach einem in der Steuereinheit 37 hinterlegten Profil derart verschoben, dass die Lamellen desselben Stapels 32 bzw. 33 einen variierenden Abstand zur Mittelebene 23 haben, und sich hierdurch ein erfindungsgemäßer Verlauf der Filterstärke s in Abhängigkeit des Abstands x zur Mittelebene ergibt. In der erfindungsgemäßen Einstellung seiner Lamellen 31 weist der Filter 14 im Bereich der Mittelebene 23 wiederum die ausgeprägte Einbuchtung 22 auf.
Für Bestrahlungen im Kopfbereich eines Patienten werden die Lamellen 31 derart eingestellt, dass das Profil des in 3 abgebildeten Filters 14 näherungsweise nachgebildet wird.
Im Gegensatz zu der starren Ausführungsform des Filters 14 gemäß 2 und 3 kann die Ausführungsform gemäß 5 für verschiedene Anwendungszwecke, insbesondere also für die Bestrahlung unterschiedlicher Körperteile eingesetzt werden. Hierzu sind in der Steuereinheit 37 mehrere Profile zur Einstellung der Lamellen 31 hinterlegt, die für jeweils einen Anwendungszweck vorgesehen sind, und unter Zugrundelegung unterschiedlicher Standardobjekte 13' erstellt wurden. Aus diesen Profilen kann von einem Benutzer des Computertomographen 1 softwaretechnisch je nach dem gewünschten Anwendungszweck das jeweils geeignete Profil ausgewählt werden. Aufgrund dieser Auswahl stellt die Steuereinheit 37 dann den Filter 14 entsprechend ein.
Die Steuereinheit 37 ist darüberhinaus dazu eingerichtet, die Stellung der Lamellen 31 während der Rotation der Röntgenröhre 4 zu verstellen. Der Steuereinheit 37 ist hierzu der Rotationswinkel α als Eingangsgröße zugeführt. Zudem enthält hierbei mindestens ein in der Steuereinheit 37 hinterlegtes Profil Sets von Einstellung für die Lamellen 31 in Abhängigkeit des Rotationswinkels α. Die rotationswinkelabhängige Variation der Lamellenstellung ist insbesondere vorteilhaft zur Bestrahlung von ausgeprägt nicht-rotationssymmetrischen Bestrahlungsobjekten 13, beispielsweise dem Brustkorb eines Patienten. Bei der Erzeugung eines zugehörigen rotationswinkelabhängigen Profils wird ein entsprechend nicht-rotationssymmetrisches Standardobjekt 13' zugrundegelegt.

Claims

Filter (14) zur Positionierung zwischen einer Strahlenquelle (4) und einer isozentrischen Achse (I) eines Computertomographen (1), der bezüglich seines innerhalb der Filterfläche (A) ortsabhängigen Strahlungsdurchlasskoeffizienten (β) für die Röntgenstrahlung des Computertomographen (1) derart dimensioniert oder dimensionierbar ist, dass bei umlaufender Bestrahlung eines Standardobjekts (13') vorgegebener Geometrie und Röntgenabsorption durch den Filter (14) die über den Querschnitt des Standardobjekts (13') deponierte Röntgendosis (D) im Wesentlichen konstant ist.
Filter (14) nach Anspruch 1, der im Wesentlichen aus einem homogen röntgenabsorbierenden Material besteht, wobei die Ortsabhängigkeit des Strahlungsdurchlasskoeffizienten (β) durch eine in Abhängigkeit des Ortes (x) auf der Filterfläche (A) variierende Filterstärke (s) bestimmt ist.
Filter (14) nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Ortsabhängigkeit des Strahlungsdurchlasskoeffizienten (β) für eine mittels einer Röhrenspannung aus einem Intervall von etwa 80 bis 140 kV, insbesondere etwa 120 kV, erzeugte Röntgenstrahlung berechnet ist.
Filter (14) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei der Strahlungsdurchlasskoeffizient (β) bezüglich einer quer zur Filterfläche (A) orientierten Mittelebene (23) spiegelsymmetrisch variiert und im Bereich der Mittelebene (23) maximal ist.
Filter (14) nach den Ansprüchen 2 und 4, wobei die Filterstärke (s) bezüglich der Mittelebene (23) spiegelsymmetrisch variiert und im Bereich der Mittelebene (23) minimal ist.
Filter (14) nach Anspruch 5, wobei die Filterstärke (s) im Schnitt quer zur Mittelebene (23) einen kontinuierlichen Verlauf nach Art einer inversen Glockenkurve aufweist.
Filter (14) einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die in dem Standardobjekt (13') deponierte Röntgendosis (D) von ihrem Mittelwert (D_ave) um maximal 5% abweicht.
Filter (14) nach einem der Ansprüche 1 bis 7, der einstückig aus einem röntgenabsorbierenden Material gebildet ist.
Filter (14) nach einem der Ansprüche 1 bis 8, der aus zwei Stapeln (32, 33) von Lamellen (31) aus röntgenabsorbierenden Material gebildet ist, wobei die Lamellen (31) innerhalb desselben Stapels (32, 33) einen variierenden Abstand zur Mittelebene (23) haben.
Filter (14) nach Anspruch 9, wobei zumindest ein Teil der Lamellen (31) jedes Stapels (32, 33) zur Änderung des Abstandes dieser Lamellen (31) zur Mittelebene (23) verschiebbar ist.
Computertomograph (1) mit einer um eine isozentrische Achse (I) rotierbaren Strahlenquelle (4) zur Emission von Röntgenstrahlung, sowie mit einem zwischen der Strahlenquelle (4) und der isozentrischen Achse (I) angeordneten Filter (14) nach einem der Ansprüche 1 bis 10.
Computertomograph (1) nach Anspruch 11, mit einem Filter (14) nach Anspruch 10, mit Antriebsmitteln (36) zur Verschiebung der verschiebbaren Lamellen (31) sowie mit einer Steuereinheit (37) zur Ansteuerung der Antriebsmittel (36) nach Maßgabe eines hinterlegten Profils, welches die Positionierung der verschiebbaren Lamellen (31) bezüglich der Mittelebene (23) vorgibt.
Computertomograph (1) nach Anspruch 12, wobei das Profil die Positionierung der verschiebbaren Lamellen (31) variierend in Abhängigkeit eines Rotationswinkels (α) der Strahlungsquelle (4) vorgibt.