DE102013009158A1 - Bewegungsdetektion auf Basis von Streustrahlung während einer Strahlentherapie - Google Patents

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft die Detektion von Bewegungen eines Zielgewebes während einer Bestrahlung im Rahmen einer Strahlentherapie, wodurch die Bestrahlung besser auf das Zielgewebe gerichtet werden kann. Dazu bietet die Erfindung insbesondere eine Steuereinrichtung für eine Bestrahlungsvorrichtung und eine entsprechende Vorrichtung (16) zur lokalen Bestrahlung eines Zielgewebes (24) mittels elektromagnetischer Strahlung (30), umfassend: eine Strahlungsquelle (18) zur Erzeugung eines elektromagnetischen Primärstrahls (30); einen Bestrahlungstisch (34) zur Positionierung des Zielgewebes (24) im Strahlengang des Primärstrahls (30); einen Strahlungsdetektor (20, 22), welcher angeordnet und ausgelegt ist, eine räumliche Intensitätsverteilung elektromagnetischer Strahlung in einer Umgebung des Primärstrahls (30) zu erfassen; und eine Steuereinrichtung (36), welche ausgelegt ist, Abweichungen der erfassten räumlichen Intensitätsverteilung von Vorgaben, welche für eine Positionierung des Zielgewebes (24) in einer Sollposition im Strahlengang bereitgestellt werden, zu ermitteln. Die Steuereinrichtung (36) ist außerdem ausgelegt, den ermittelten Abweichungen eine für das Auftreten der Abweichungen ursächliche räumliche Verschiebung des Zielgewebes (24) aus der Sollposition zuzuordnen und die Strahlungsquelle (18) und/oder den Bestrahlungstisch (34) zu einer zumindest teilweisen Rückführung des Zielgewebes (24) in Richtung der Sollposition zu steuern; und/oder die Strahlungsquelle (18) derart zu steuern, dass der Primärstrahl (30) im Falle eines Überschreitens eines vorgegebenen Grenzwertes durch die ermittelte Abweichung abgeschaltet und/oder zumindest teilweise blockiert oder gedämpft wird.

Description

• Die vorliegende Erfindung betrifft die Detektion von Bewegungen eines Zielgewebes während einer Bestrahlung im Rahmen einer Strahlentherapie.
• Einer der etablierten und zum Teil in Kombination mit anderen therapeutischen Methoden eingesetzten therapeutischen Ansätze bei der Behandlung von Tumoren ist die Bestrahlung des Tumorgewebes mit ionisierender Strahlung. Das Ziel einer Strahlentherapie ist dabei, das Wachstum bzw. die Entwicklung des Tumorgewebes mittels ionisierender Strahlung therapeutisch zu beeinflussen, insbesondere den Tumor zu verkleinern oder ganz zu vernichten. Hierfür wird die biologische Wirkung ionisierender Strahlung ausgenutzt: die Bestrahlung einer Zelle schädigt ihre Erbinformation, was die Zelle in ihrer Reproduktion schwächen oder auch ihren Zelltod (Apoptose) hervorrufen kann. Die Strahlung muss hierfür präzise in das Zielvolumen appliziert werden, um gleichzeitig umliegendes, gesundes Gewebe zu schonen.
• Um dies zu gewährleisten wurde die Strahlentherapie in den letzten Jahrzehnten erheblich weiterentwickelt. Mittels moderner Techniken wie dreidimensionaler Bestrahlungsplanung, Stereotaxie, Intensitätsmodulierter Strahlentherapie (IMRT) oder Bildgeführter Strahlentherapie (IGRT) kann mittlerweile eine sehr hohe Präzision erreicht werden, so dass die Strahlung zielgenau im Tumor ankommt und das umliegende Gewebe weitestgehend geschont wird. Vor einer Behandlung ist zunächst eine genaue diagnostische Abklärung notwendig, wofür moderne bildgebende Verfahren wie die Computertomographie (CT), Magnetresonanztomographie (MRT) oder Positronenemissionstomographie (PET) zum Einsatz kommen. Ist auf diese Weise die genaue Lage des Tumors und möglicher angrenzender Risikoorgane bekannt, wird anhand dieser Daten ein Bestrahlungsplan erstellt.
• Trotz hoher technischer Präzision besteht jedoch ein weiteres Risiko für Ungenauigkeiten in der Dosisapplikation aufgrund von Positionsveränderungen des Tumors durch Patientenbewegungen insbesondere während der therapeutischen Bestrahlung (intrafraktionelle Verschiebung) oder zwischen einzelnen Bestrahlungsperioden (interfraktionelle Verschiebung). Zur Minimierung der interfraktionellen Bewegungsunsicherheiten werden oft Fixierungshilfen eingesetzt wie beispielsweise Armstützen, Vakuum-Matrazen oder Masken. Zusätzlich kann vor der Bestrahlung ein Kontroll-CT aufgenommen werden, um Lageveränderungen des Tumors beispielsweise aufgrund von unterschiedlicher Blasenfüllung zu detektieren.
• Während einer Bestrahlung kann es jedoch auch aufgrund von Organbewegungen (z. B. Peristaltik) oder Atembewegungen zu Positionsverschiebungen des Tumors kommen. Daher ist es insbesondere bei Patienten mit Lungen- oder Bronchialkrebs erforderlich, die Bestrahlung stets in der gleichen Ausatemphase unter Atemanhalt durchzuführen. Dies ist allerdings mit einem deutlich höheren Zeitaufwand verbunden und gerade für Patienten mit eingeschränkter Atemfähigkeit aufgrund des Tumors oder einer zusätzlich vorliegenden chronisch obstruktiven Lungenerkrankung (COPD) nicht immer möglich.
• Wird beispielsweise ein Patient mit Lungentumor bei kontinuierlicher Atmung bestrahlt, kann die atembedingte Tumorbewegung beispielsweise bis zu 3 cm betragen. Um eine kontinuierliche Bestrahlung des Tumors bei einer statischen Ausrichtung einer Strahlungsquelle zu erreichen, muss der Querschnitt der Bestrahlung – also das Zielvolumen – groß genug gewählt werden, um auch während der Atmung das Tumorgewebe vollständig zu erreichen. Dies führt zu einer höheren Strahlungsbelastung für das angrenzende, gesunde Gewebe. Daher ist es wünschenswert, die Bewegung des Tumors während der Bestrahlung zu reduzieren bzw. zu kontrollieren. Hierzu werden beispielsweise in H. Hof et al., „Stereotaktische Bestrahlung von Lungentumoren", Der Radiologe, 44: 484–490, Springer Verlag 2004, verschiedene Techniken vorgestellt:
• – Mithilfe einer mechanischen Abdominalkompression kann eine Flachatmung erzwungen werden, bei der die Zwerchfellbewegung auf etwa 5 bis 10 mm eingeschränkt werden kann. Dadurch kann die Position des Zielgewebes recht genau vorgegeben und damit das bestrahlte Zielvolumen vergleichsweise klein gewählt werden.
• – Bei einer sogenannten Jetventilation wird der Patient intubiert und mit Luftpulsen mit einer Frequenz von 200 Hz beatmet. Unter Verwendung dieser Technik kann die Bewegung des Tumors kaum noch nachgewiesen werden. Das bestrahlte Zielvolumen kann also direkt an der Ausdehnung des zu therapierenden Zielgewebes orientiert werden, so dass bei korrekter Positionierung des Zielgewebes innerhalb des Therapiestrahls das lateral umgebende Gewebe sehr gut geschont werden kann.
• – Eine phasenweise Bestrahlung erfolgt unter apparativer Kontrolle (active breathing control) oder mittels Atemanhaltetechniken, indem die Bestrahlung nur in bestimmten Atemphasen wiederholt stattfindet. Auch in diesen Fällen ist es möglich, das bestrahlte Volumen so klein zu wählen, dass kaum etwas des lateral umgebenen Gewebes betroffen ist. Das Zielgewebe wird so positioniert, dass es sich während der vorgegebenen Atemphasen direkt im Therapiestrahl befindet. Nur in diesen Phasen erfolgt die Bestrahlung. In den übrigen Phasen wird der Strahl abgeschwächt oder abgeschaltet.
• Gegenstand der Forschung sind weiterhin Möglichkeiten zum sogenannten „gating”, bei dem eine Bewegung des Zielgewebes detektiert wird und die Bestrahlung nur jeweils bei optimaler Position des Zielgewebes stattfindet, sowie zum sogenannten „realtime target tracking”, bei dem die Bestrahlungsfelder kontinuierlich an die Tumorposition angepasst werden (z. B. J. Boda-Heggemann et al., „IGTR: Bildgesteuerte Strahlentherapie", Der Onkologe, 12: 365–372, Springer Verlag 2006). Hierfür ist eine sichere Bewegungsdetektion während der Bestrahlung notwendig. In Boda-Heggemann et al. „Bildgeführte Strahlentherapie", Der Radiologe, 52: 213–221, Springer Verlag, 2012, wird ein Überblick über bereits eingesetzte Techniken zur Bewegungsdetektion gegeben:
• – Mit Hilfe der 4D-CT können Atembewegungen bereits in die Bestrahlungsplanung integriert werden.
• – Am Beschleuniger können orthogonale, planare Röntgenaufnahmen angefertigt werden, um eine dreidimensionale Kontrolle der Tumorposition zu erhalten. Hierbei können zur Verdeutlichung Röntgenmarker eingesetzt werden.
• – Direkt vor einer Bestrahlung können mit 4D cone beam CT-Verfahren Bewegungen kontrolliert werden.
• – Weiterhin kommen Ultraschall, elektromagnetische Systeme und optische Oberflächendetektion zum Einsatz.
• Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, die selektive Bestrahlung von Zielgewebe zur Strahlentherapie insbesondere von Tumoren im Lungen- und Atemswegsbereich im Hinblick auf die Berücksichtigung des Problems von Positionsänderungen während der Bestrahlung zu verbessern. Diese Aufgabe wird durch eine Vorrichtung mit den in Anspruch 1 angegebenen Merkmalen sowie durch eine Steuereinrichtung mit den in Anspruch 10 angegebenen Merkmalen gelöst. Bevorzugte Ausführungsformen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
• Somit bietet die vorliegende Erfindung in einem Aspekt eine Vorrichtung (Bestrahlungsvorrichtung) zur lokalen Bestrahlung eines Zielgewebes (insbesondere eines Tumors) mittels elektromagnetischer Strahlung, insbesondere Röntgenstrahlung und/oder Gammastrahlung, vorzugsweise in einem Energiebereich der Photonen bis etwa 20 MeV, insbesondere von etwa 50 keV bis etwa 20 MeV. Besonders bevorzugte Energiebereiche werden später noch genauer diskutiert. Die erfindungsgemäße Vorrichtung umfasst dabei eine Strahlungsquelle zur Erzeugung eines elektromagnetischen Primärstrahls. Dieser Primärstrahl (nachfolgenden auch als Therapiestrahl bezeichnet) verläuft dabei insbesondere entlang einer Bestrahlungsachse und wird besonders bevorzugt in seinem Querschnitt an die Projektion des Zielgewebes in Richtung der Bestrahlungsachse angepasst, wie dies beispielsweise auch bereits aus der herkömmlichen konformalen Bestrahlungstherapie bekannt ist. Auch eine Veränderung des Strahlquerschnitts bei Bestrahlung von verschiedenen Richtungen gemäß einer herkömmlichen intensitätsmodulierten Bestrahlung ist in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung nutzbar.
• Die erfindungsgemäße Vorrichtung umfasst außerdem einen Bestrahlungstisch zur Positionierung des Zielgewebes im Strahlengang des Primärstrahls. Besonders bevorzugt ist dieser Bestrahlungstisch zumindest teilweise in unterschiedlichen räumlichen Richtungen verschiebbar und/oder drehbar, um die Position und/oder Richtung des Zielgewebes relativ zum Primärstrahl für eine gewünschte Strahlentherapie einrichten bzw. optimieren zu können. Unter einem Bestrahlungstisch ist dabei nicht nur ein klassischer Tisch im Sinne eines Behandlungstisches zu verstehen, auf dem ein Patent liegen kann. Vielmehr eignet sich jede Halte- oder Manipulationseinrichtung, welche die Position des Zielgewebes direkt oder indirekt festlegen oder manipulieren kann, und soll als Bestrahlungstisch im Sinne dieser Erfindung verstanden werden.
• Außerdem umfasst die erfindungsgemäße Vorrichtung zumindest einen Strahlungsdetektor, welcher angeordnet und ausgelegt ist, eine räumliche Intensitätsverteilung elektromagnetischer Strahlung in einer Umgebung des Primärstrahls (also außerhalb des Primärstrahls) zu erfassen. Um die räumliche Verteilung der Strahlungsintensität erfassen zu können, weist der Strahlungsdetektor somit ein Mindestmaß an Ortsauflösung auf. Die Strahlung in einer Umgebung außerhalb des Primärstrahls enthält im Wesentlichen Streustrahlung, die sich aus der Streuung der Photonen des Primärstrahls beispielsweise am Zielgewebe ergibt. Dabei wurde im Rahmen der vorliegenden Erfindung erkannt, dass es besonders effizient ist, die Streustrahlung in einer näheren Umgebung des Primärstrahls zu erfassen, wobei sowohl die Streuung im Wesentlichen in Vorwärtsrichtung (also mit nur kleinen Streuwinkeln nahe 0°) als auch die Streuung im Wesentlichen in Rückwärtsrichtung (also mit sehr großen Streuwinkeln nach 180°) geeignete Informationen für die erfindungsgemäße Vorgehensweise enthält.
• Um die Streustrahlung in Vorwärtsrichtung zu erfassen, ist der zumindest eine Strahlungsdetektor vorzugsweise derart angeordnet, dass im Wesentlichen zwischen der Strahlungsquelle und dem Strahlungsdetektor das lokal zu bestrahlende Zielgewebe angeordnet werden kann. Um andererseits die Streustrahlung in Rückwärtsrichtung zu erfassen ist der zumindest eine Strahlungsdetektor vorzugsweise im Wesentlichen zwischen der Strahlungsquelle und der Zielposition des zu bestrahlenden Zielgewebes angeordnet, wobei der Strahlungsdetektor in diesem Fall eine Strahlöffnung zum freien Durchtritt des Primärstrahls von der Strahlungsquelle zum Zielgewebe aufweisen muss. Die Vorrichtung kann in einer bevorzugten Ausführungsform auch sowohl einen ersten Strahlungsdetektor für die Vorwärtsstreuung als auch einen zweiten Strahlungsdetektor für die Rückwärtsstreuung umfassen.
• Vorzugsweise ist der Strahlungsdetektor ausgelegt, die Streustrahlung zumindest teilweise innerhalb eines Bereichs mit einem Radius von etwa 50 cm um die Strahlachse des Primärstrahls, noch mehr bevorzugt zumindest teilweise innerhalb eines Bereichs mit einem Radius von etwa 20 cm Radius um die Strahlachse des Primärstrahls, besonders bevorzugt zumindest teilweise innerhalb eines Bereichs mit einem Radius von etwa 10 cm um die Strahlachse des Primärstrahls zu erfassen.
• So wurde im Rahmen der Erfindung erkannt, dass sich aus der räumlichen Verteilung der Streustrahlung um den Therapiestrahl (Primärstrahl) herum sehr gut reproduzierbare Rückschlüsse auf die Position des Zielgewebes im Strahlengang des Therapiestrahls bzw. auf eine räumliche Verschiebung des Zielgewebes relativ zum Therapiestrahl ziehen lassen. Wird nun während der Strahlungstherapie die räumliche Verteilung genau dieser Streustrahlung in einer näheren Umgebung des Therapiestrahls erfasst, kann damit quasi in Echtzeit die korrekte Positionierung des Zielgewebes in einer Sollposition überwacht werden, ohne dass sonstige bildgebenden Verfahren nötig wären. Insbesondere erkannte die vorliegende Erfindung, dass beispielsweise kein komplettes CT durchgeführt werden muss, um die Lage des Zielgewebes bzw. das Auftreten einer Abweichung von der Sollposition ausreichend genau ermitteln zu können. Vielmehr reicht es auch bereits, eine räumliche Verteilung der aus dem Therapiestrahl abgelenkten Streustrahlung zu detektieren und sie mit Vorgaben für die im Falle einer korrekten Positionierung zu erwartenden Verteilung der Streustrahlung zu vergleichen, um daraus eine Positionsabweichung des Zielgewebes von einer Sollposition relativ zum Therapiestrahl zu erkennen.
• Um die Erkenntnis über den Zusammenhang zwischen der Positionierung des Zielgewebes im Therapiestrahl und der räumlichen Verteilung der Streustrahlung sehr effizient nutzbar zu machen, umfasst die erfindungsgemäße Vorrichtung eine Steuereinrichtung, welche ausgelegt ist, Abweichungen der erfassten lokalen Intensitätsverteilung von Vorgaben, welche für eine Positionierung des Zielgewebes in einer Sollposition im Strahlengang bereitgestellt werden, zu ermitteln. Wie später noch genauer ausgeführt wird, können diese Vorgaben in unterschiedlicher Weise bereitgestellt werden. So wird in einer Ausführungsform lediglich eine Vorgabe über die Symmetrie der räumlichen Intensitätsverteilung bereitgestellt. Aus einer Abweichung von dieser Symmetrie wird auf das Auftreten oder sogar auf die Richtung einer Abweichung des Zielgewebes von der Sollposition geschlossen. In einer anderen bevorzugten Ausführungsform werden erwartete Intensitätsverteilungen für verschiedene Abweichungen des Zielgewebes von der Sollposition beispielsweise im Rahmen einer Bestrahlungsplanung bereits im Vorfeld simuliert und als Vorgaben zum Vergleich mit der während der tatsächlichen Bestrahlung erfassten Intensitätsverteilung bereitgestellt. Damit lassen sich nicht nur qualitativ sondern auch quantitativ recht zuverlässige Aussagen über eine Verschiebung des Zielgewebes treffen.
• Die vorliegende Erfindung erkannte, dass solche Abweichungen mit sehr hoher Zuverlässigkeit auf eine Verschiebung des Zielgewebes aus der Sollposition zurückgeführt werden können. Darauf reagiert die erfindungsgemäße Vorrichtung insbesondere auf zumindest eine von zwei alternativen Weisen.
• In einer ersten Alternative ist die Steuereinrichtung außerdem ausgelegt, den ermittelten Abweichungen eine für das Auftreten der Abweichungen ursächliche räumliche Verschiebung des Zielgewebes aus der Sollposition zuzuordnen und die Strahlungsquelle und/oder den Bestrahlungstisch zu einer zumindest teilweisen Rückführung des Zielgewebes in Richtung der Sollposition zu steuern. Insbesondere wird der Strahlungsquelle und/oder der Bestrahlungstisch derart gesteuert, dass die ermittelte Abweichung des Zielgewebes von der Sollposition zumindest teilweise kompensiert wird. Diese Alternative wird im Folgenden auch als „tracking”-Modus bezeichnet. Damit wird eine zielgerichtete kontinuierliche Bestrahlung sichergestellt, selbst wenn eine Bewegung des Zielgewebes auftritt.
• Die Zuordnung der für das Auftreten der Abweichungen ursächlichen Verschiebung des Zielgewebes aus der Sollposition umfasst dabei zumindest ein Ermitteln und Zuordnen einer Richtung der Verschiebung. Es ist dabei nicht unbedingt notwendig, dass unmittelbar auch bereits eine Distanz der Verschiebung als absoluter Wert ermittelt wird. Auf Basis der Richtung der Verschiebung alleine kann bereits durch Ansteuerung des Bestrahlungstisches und/oder der Strahlungsquelle eine Rückführung in Richtung der Sollposition eingeleitet werden. Insbesondere kann damit beispielsweise eine Rückführung in Richtung der Sollposition um eine vorgegebene Distanz durchgeführt werden, um dann erneut (oder auch quasi-kontinuierlich) zu prüfen, ob die Verschiebung ausreichend kompensiert wurde. Allerdings kann die Ermittlung und Zuordnung der für das Auftreten der Abweichungen ursächlichen Verschiebung durch die Steuereinrichtung in einer bevorzugten Ausführungsform auch ein Ermitteln einer Distanz der Verschiebung beispielsweise auf Basis des Ausmaßes der Abweichungen in der Intensitätsverteilung und/oder durch Vergleich mit Simulationen für Intensitätsverteilungen bei unterschiedlich großen Verschiebungen umfassen. Damit ist eine noch schnellere und stabilere Regelung möglich.
• Ob für die Rückführung des Zielgewebes in Richtung der Sollposition durch die Steuereinrichtung eine Bewegung des Bestrahlungstisches oder eine Veränderung der Richtung bzw. Position des Primärstrahls durch Ansteuerung der Strahlungsquelle oder auch beides gesteuert wird, spielt für die grundsätzliche Wirkung der Erfindung keine Rolle. Vielmehr kann der Fachmann diese Frage im Einzelfall nach den konkreten Umständen entscheiden. Wird zum Beispiel als Zielgewebe ein Tumor im menschlichen Körper eines Patienten bestrahlt, können Unannehmlichkeiten durch sehr schnelle Bewegungen des Bestrahlungstisches vermieden werden, wenn stattdessen die Strahlungsquelle angesteuert wird. Außerdem könnte aufgrund der Trägheit der Reaktion des Gewebes auf Bewegungen des Bestrahlungstisches eine Ansteuerung der Strahlungsquelle in manchen Fällen eine schnellere und präzisere Positionskorrektur bewirken.
• In einer zweiten Alternative, die anstelle oder in Kombination mit der ersten Alternative implementiert sein kann, ist die Steuereinrichtung außerdem ausgelegt, die Strahlungsquelle derart zu steuern, dass der Primärstrahl im Falle eines Überschreitens eines (direkt oder indirekt) vorgegebenen Grenzwertes durch die ermittelte Abweichung abgeschaltet und/oder zumindest teilweise blockiert oder gedämpft wird. Als „direkt” vorgegebener Grenzwert kann insbesondere ausdrücklich ein Grenzwert für die Abweichung der räumlichen Intensitätsverteilung der erfassten Streustrahlung bereitgestellt werden. Diese Vorgabe kann aber auch indirekt erfolgen, indem beispielsweise nicht ausdrücklich ein Wert für die Intensitätsverteilung, sondern ein Grenzwert für die daraus abgeleitete Positionsabweichung bereitgestellt wird. Die Alternative des automatischen Abschaltens oder Dämpfens des Therapiestrahls im Falle des Überschreitens einer zu großen Abweichung wird im Folgenden auch als „gating”-Modus bezeichnet. Dadurch wird ebenfalls das umgebende Gewebe sehr effizient geschont. Dabei kann der „gating”-Modus auch in Kombination mit den „tracking”-Modus implementiert werden, indem vorzugsweise dann wenn beispielsweise eine Nachführung des Primärstrahls im Rahmen des „tracking”-Modus nicht schnell genug erfolgen kann oder nicht erfolgreich war, eine Abschaltung oder Dämpfung des Strahls im Rahmen des „gating”-Modus erfolgt.
• In einer bevorzugten Ausführungsform die Steuereinrichtung insbesondere in Zusammenhang mit dem „gating”-Modus ausgelegt, den Primärstrahl wieder einzuschalten bzw. freizugeben, wenn die Sollposition des Zielgewebes wieder ausreichend angenähert wurde. Besonders bevorzugt kann dies ebenfalls über die erfasste Streustrahlung überprüft werden, wenn der Primärstrahl im „gating”-Modus nicht vollständig abgeschaltet, sondern nur geschwächt wird. Auch dadurch wird bereits eine wesentliche Schonung des umgebenden Gewebes erreicht, während auch noch im geschwächten Zustand einer Erfassung und Überwachung der Streustrahlung erfolgen kann.
• Im Vergleich zu manchen herkömmlichen Strahlentherapien, wie sie eingangs beschrieben wurden, bietet die vorliegende Erfindung insbesondere den Vorteil, dass der Patient in seinen Bewegungen (z. B. Atembewegungen) nicht übermäßig eingeschränkt werden muss. Vielmehr erlaubt es die vorliegende Erfindung, auf solche Bewegungen sehr flexibel und individuell, insbesondere automatisiert zu reagieren. Es muss beispielsweise kein vorgegebener Atemrhythmus eingehalten werden, oder selbst wenn die Bestrahlung nach einem vorgegebenen Atemrhythmus ausgerichtet sein sollte, kann mit der Erfindung individuell und sehr präzise auf Abweichungen des Patientenverhaltens von diesem vorgegebenen Atemrhythmus reagiert werden. Andererseits ist es auch nicht notwendig, gleichzeitig mit der Bestrahlung eine vollständige CT-Messung zur ständigen Überwachung der Position des Zielgewebes durchzuführen. Vielmehr reicht gemäß der vorliegenden Erfindung die Bestrahlung mit dem Therapiestrahl. Die Informationen die aus der Streustrahlung in einer Umgebung des Primärstrahls (Therapiestrahl) detektiert und ausgewertet wird, reichen erfindungsgemäß aus, um durch einen Vergleich mit Vorgaben für diese Streustrahlung eine Positionsabweichung zuverlässig genug erkennen und eventuell sogar korrigieren zu können. Es ist also insbesondere nicht erforderlich das umgebende Gewebe oder sogar den gesamten Körper mehr als für die Therapie notwendig mit Strahlung zu belasten. Insbesondere ist keine reine CT-Bestrahlung mit Photonen im keV-Bereich während der Bestrahlung des Zielgewebes erforderlich, die sogar die Hautschichten im Vergleich zu einer höherenergetischen Therapiestrahlung relativ stark belasten könnte.
• Die Vorrichtung eignet sich dabei in besonderer Weise zur Bestrahlung von Zielgewebe im Lungenbereich, also insbesondere zur therapeutischen Bestrahlung von Lungentumoren. So wurde erkannt, dass gerade im Lungen- und Atemwegsbereich ein sehr markanter Zusammenhang zwischen der räumlichen Intensitätsverteilung der Streustrahlung und der Position von Tumorgewebe relativ zum Therapiestrahl erkennbar ist. Wie später noch genauer erklärt wird, lässt sich dies zumindest teilweise auf einen im Lungen- und Atemwegsbereich in der Regel vergleichsweise deutlichen Dichteunterschied zwischen Tumorgewebe und gesundem Gewebe zurückführen.
• Um während der Bestrahlung eine Abweichung der Sollposition des Zielgewebes im Primärstrahl möglichst sicher erkennen zu können, wird die detektierte Streustrahlung mit Vorgaben verglichen. In einer sehr einfachen Ausführungsform könnte als Vorgabe lediglich ein Symmetriekriterium für die Streustrahlung in Bezug auf eine Strahlachse des Primärstrahls genutzt werden. So wäre zumindest bei einem ausreichend symmetrischen Zielgewebe und einem ausreichend symmetrischen Primärstrahl zu erwarten, dass bei zentraler Bestrahlung des Zielgewebes auch die Streustrahlung im Wesentlichen symmetrisch um die Strahlachse verteilt ist. Eine über einem vorgegebenen Grenzwert liegende Abweichung der Streustrahlung von dieser Symmetrie könnte damit als eine Abweichung der Position des Zielgewebes von der gewünschten zentralen Position ausgewertet werden. Damit könnte zumindest die Richtung einer Abweichung des Zielgewebes von der Sollposition ermittelt und eine entsprechende Korrektur eingeleitet werden. Das absolute Ausmaß der Abweichung, also wie weit die momentane Position von der Sollposition abweicht, ist damit in der Regel kaum oder ungenau erfassbar. Dennoch lässt sich auf diese Weise bei Verwendung des „tracking”-Modus durch entsprechende Regelschleifen eine Rückführung des Zielgewebes auf die Sollposition erreichen.
• Um die Positionskorrektur (im „tracking”-Modus”) bzw. ein Abschalten des Primärstrahls (im „gating”-Modus) noch genauer und zuverlässigen steuern zu können, wird in einer bevorzugten Ausführungsform die detektierte Streustrahlung mit gespeicherten Werten einer simulierten Streustrahlung verglichen. Insbesondere kann hierfür im Rahmen der Bestrahlungsplanung die erwartete Streustrahlung bei verschiedenen Abweichungen des Zielgewebes von der Sollposition für jede konkrete Strahlenbehandlung individuell berechnet und als Vergleichswert in der Steuereinrichtung hinterlegt werden. Dabei werden die Werte der erwarteten Streustrahlung vorzugsweise für einige diskrete Positionsabweichungen simuliert. Während der tatsächlichen Bestrahlung wird dann die gemessene Streustrahlung mit den simulierten Werten verglichen, um zu ermitteln, welcher der simulierten Abweichungen die gemessene am ehesten entspricht. Diese kann dann in einer einfachen Ausführungsform direkt als die momentane Abweichung angenommen. In einer weiter bevorzugten Ausführungsform erfolgt für die Ermittlung der momentanen Abweichung eine Interpolation auf Basis der simulierten Werte der Streustrahlung von unterschiedliche Positionsabweichungen, so dass auch Zwischenwerte der Positionsabweichungen ermittelt werden können. In Abhängigkeit von der ermittelten Positionsabweichung wird dann insbesondere eine entsprechende Korrektur der Position eingeleitet (im „tracking”-Modus) und/oder der Primärstrahl abgeschaltet (im „gating”-Modus).
• Der Vergleich der gemessenen Streustrahlung mit simulierten Werten aus dem individuell erstellten Bestrahlungsplan hat gegenüber einer reinen Bewertung auf Basis von Symmetrieüberlegungen heraus den wesentlichen Verteil, dass bei der Bestrahlungsplanung weitere Gewebestrukturen (z. B. Rippen, Blutgefäße, usw.), die auch bei einer ansonsten guten Positionierung des Zielgewebes bereits zu einer Asymmetrie der Streustrahlung beitragen können, sehr individuell berücksichtigt werden. Für sehr viele in der Praxis auftretenden Fälle der Strahlentherapie wird daher der Vergleich mit Simulationen aus der Bestrahlungsplanung eine wesentlich verbesserte Präzision und Verlässlichkeit der Positionsbestimmung und damit im Resultat eine wesentliche Verbesserung der Effizienz der therapeutischen Bestrahlung des Zielgewebes bei gleichzeitiger Schonung des umgebenden Gewebes bewirken. Bestrahlungspläne können dabei vorzugsweise durch Monte-Carlo-Simulationen erstellt werden.
• Vorzugsweise umfasst die Strahlungsquelle eine steuerbare Kollimatoreinheit zur Manipulation eines Strahlverlaufs, insbesondere einer Strahlrichtung und/oder einer Strahlposition, des Primärstrahls zur Ausrichtung des Primärstahls auf das Zielgewebe. Vorzugsweise ist die Steuereinrichtung ausgelegt, die Kollimatoreinheit zur Korrektur des Strahlverlaufs (also einer primären Strahlrichtung bzw. Strahlposition) des Primärstrahls (26) derart zu steuern, dass die ermittelten Abweichungen der detektierten Streustrahlung von den Vorgaben bzw. Vergleichswerten zumindest teilweise kompensiert werden. Dadurch wird automatisch mittels der steuerbaren Kollimatoreinheit der Verlauf des Primärstrahls an eine Bewegung des Zielgewebes angepasst. Der Primärstrahl verfolgt somit zumindest teilweise die Position des Zielgewebes automatisch. Dadurch kann selbst bei bisher schwer zu kontrollierenden und/oder schwer zu überprüfenden Bewegungen des Zielgewebes eine ungewollte Bestrahlung des umgebenden Gewebes reduziert und die Effizienz der Bestrahlung des Zielgewebes verbessert werden. Damit kann der erfindungsgemäße „tracking”-Modus beispielsweise sehr einfach in Kombination mit herkömmlichen steuerbaren Lamellenkollimatoren implementiert werden, welche über eine erfindungsgemäße Steuereinrichtung angesteuert werden.
• Mittels der Kollimatoreinheit kann auch eine Form des Primärstrahls (Strahlquerschnitt) festgelegt werden. Vorzugsweise umfasst die Kollimatoreinheit eine Vielzahl von einzeln gegeneinander verschiebbaren Lamellen, welche insbesondere Blei und/oder Wolfram umfassen. Damit lässt sich elektromagnetische Strahlung im Bereich der Röntgen- und/oder Gammastrahlung recht effizient abschirmen. Jede dieser Lamellen kann dabei zumindest einige hundert Gramm oder sogar einige Kilogramm aufweisen, so dass die gesamte Kollimatoreinheit mehrere hundert Kilogramm schwer sein kann. Dies stellt durchaus gewisse Anforderungen an die Stabilität der mechanischen Komponenten und begrenzt auch die erreichbare Dynamik einer Anpassung des Strahlverlaufs. In dieser Hinsicht kann es somit auch vorteilhaft sein zusätzlich den „gating”-Modus zu nutzen, um durch ein Abschalten oder Abschwächen der Strahlungsquelle nötigenfalls sehr schnell auf eine ungenaue Position des Zielgewebes reagieren zu können. Alternativ zu einem Lamellenkollimator kann in analoger Weise auch ein Iriskollimator verwendet werden, welcher sich in einfacher Weise in verschiedene Richtungen verstellen bzw. verschieben lässt.
• In einer bevorzugten Ausführungsform ist die Strahlungsquelle ausgelegt, Photonen mit einer Energie innerhalb eines Bereichs bis etwa 20 MeV, insbesondere innerhalb eines Bereichs von etwa 50 keV bis etwa 20 MeV oder innerhalb eines Bereichs von etwa 200 keV bis etwa 20 MeV oder sogar innerhalb eines Bereichs von etwa 1 MeV bis etwa 20 MeV, vorzugsweise innerhalb eines Bereichs bis etwa 10 MeV, insbesondere innerhalb eines Bereichs von etwa 200 keV bis etwa 10 MeV oder innerhalb eines Bereichs von etwa 1 MeV bis etwa 10 MeV zu erzeugen. Dabei muss das Spektrum des Primärstrahls weder den gesamten angegebenen Bereich abdecken, noch muss das Spektrum des Primärstrahls vollständig innerhalb des angegebenen Bereichs liegen. Vielmehr soll das Spektrum des Primärstahls vorzugsweise zumindest teilweise Photonen aus diesem Energiebereich aufweisen. Vorzugsweise liegen zumindest etwa 50%, noch mehr bevorzugt zumindest etwa 75%, weiter bevorzugt zumindest etwa 90%, am meisten bevorzugt sogar zumindest etwa 95% der Photonen des Primärstrahl innerhalb des angegebenen Spektralbereichs. Wie später noch genauer gezeigt wird, stellt sich dieser Spektralbereich aus der Kombination zweier Effekte als besonders effizient heraus. Einerseits ist im Energiebereich von etwa 0,5 MeV bis etwa 20 MeV, vorzugsweise im Bereich von etwa 0,5 MeV bis etwa 10 MeV die therapeutische Bestrahlung von Tumorgewebe im Körperinneren sehr effizient. Andererseits zeigt vor allem im Energiebereich von etwa 50 keV bis etwa 500 keV die räumliche Verteilung der Streustrahlung eine besonders deutliche Abhängigkeit von der Position des Zielgewebes relativ zum Primärstrahl, auch wenn diese Abhängigkeit für Phontonenenergie oberhalb von etwa 500 keV (z. B. bis etwa 2 MeV und darüber, insbesondere sogar bis etwa 10 MeV und darüber) immer noch ausreichend gut ist, um die Erfindung effizient nutzen zu können.
• Vorzugsweise ist die Strahlungsquelle ausgelegt, Röntgenstrahlung zu erzeugen.
• Insbesondere umfasst die Strahlungsquelle somit vorzugsweise eine Röntgenröhre, d. h. eine Röntgenanode, auf die beschleunigte Ladungsträger, insbesondere Elektronen, treffen und dabei elektromagnetische, kontinuierliche Bremsstrahlung erzeugen. Dabei treffen die Ladungsträger (Elektronen) vorzugsweise mit einer Energie im Bereich bis etwa 20 MeV, insbesondere im Bereich von etwa 0,2 MeV bis etwa 20 MeV, besonders bevorzugt im Bereich bis etwa 10 MeV, insbesondere im Bereich von etwa 0,2 MeV bis etwa 10 MeV oder im Bereich von etwa 0,5 MeV bis etwa 10 MeV, weiter bevorzugt im Bereich von etwa 1 MeV bis etwa 10 MeV auf die Röntgenanode.
• Vorzugsweise ist die Strahlungsquelle ausgelegt, den Primärstrahl mit einer maximalen Dosisleistung von zumindest etwa 1 Gy/s, vorzugsweise zumindest etwa 5 Gy/s, noch mehr bevorzugt zumindest etwa 10 Gy/s, besonders bevorzugt zumindest etwa 50 Gy/s, am meisten bevorzugt zumindest etwa 100 Gy/s zu erzeugen. Damit lässt sich sehr gezielt eine therapeutische Bestrahlung bewirken und gleichzeitig die Streustrahlung nutzen, um die korrekte Positionierung des Zielgewebes zu überwachen.
• Vorzugsweise weist der Strahlungsdetektor zumindest 3, noch mehr bevorzugt zumindest 4 Detektorabschnitte auf, die symmetrisch um eine Primärstrahlachse (die Strahlachse des Primärstrahls) angeordnet sind. Die symmetrische Anordnung ist insbesondere so zu verstehen, dass die einzelnen Abschnitte durch Rotation um die Primärstrahlachse ineinander übergehen. Damit ist der Strahlungsdetektor ausgelegt, an zumindest 3 bzw. 4 verschiedenen Positionen um die Primärstrahlachse herum, entlang welcher der Primärstrahl verläuft, eine Streustrahlungsintensität zu ermitteln. Dadurch wird in sehr einfacher Weise die räumliche Verteilung der Strahlungsintensität erfasst. Insbesondere kann eine unterschiedliche Veränderung der Strahlintensität in den verschiedenen Detektorabschnitten auf eine Verschiebungsrichtung des Zielgewebes aus dem Primärstrahl geschlossen werden.
• Vorzugsweise umfasst der Strahlungsdetektor Ionisationskammern und/oder Halbleiterdetektoren. Beispielsweise eignen sich amorphe Silizium-Detektor-Arrays (z. B. auf Basis herkömmlicher Solarzellen) für die Detektion der Streustrahlung. Allerdings sind sie relativ strahlempfindlich bezüglich eines direkten Auftreffens des Primärstrahls, der solche Halbleiterdetektoren leicht beschädigen kann. Es ist daher insbesondere in diesem Fall besonders vorteilhaft, wenn der Primärstrahl nicht auf den Strahlungsdetektor trifft. Dies wird in einer bevorzugten Ausführungsform dadurch bewirkt, dass der Strahlungsdetektor im Bereich des Primärstrahls einen nicht-sensitiven Bereich bzw. ein Loch aufweist. In einer anderen bevorzugten Ausführungsform wird dies dadurch bewirkt, dass der Primärstrahl abgeschirmt, also blockiert wird, um nicht auf den Detektor zu treffen. Soweit der Strahlungsdetektor zur Erfassung der im Wesentlichen rückwärts gerichteten Streustrahlung ausgelegt ist, weist er, wie bereits erwähnt, vorzugsweise ohnehin eine Strahldurchtrittsöffnung auf.
• Auch Ionisationskammern sind als Strahldetektor sehr gut geeignet, da sie sehr genau sind. Außerdem sind sie im Vergleich zu vielen Halbleiterdetektoren strahlrobust bezüglich eines direkten Auftreffens des Primärstrahls. Um eine gute räumliche Auflösung der Intensitätsverteilung zu erreichen, werden vorzugsweise zumindest 3 oder 4 Ionisationskammern bereitgestellt. Aber auch für strahlrobuste Detektoren ist es vorteilhaft, den Primärstrahl auszublenden bzw. auszusparen, da damit eine höhere Empfindlichkeit (besseres Signal-Rausch-Verhältnis) für die Streustrahlung erreicht wird.
• Wie bereits erwähnt, ist der Strahlungsdetektor vorzugsweise ausgelegt, elektromagnetische Strahlung zumindest teilweise innerhalb eines Bereichs mit einem Radius von etwa 50 cm um den Primärstrahl, noch mehr bevorzugt zumindest teilweise innerhalb eines Bereichs mit einem Radius von etwa 20 cm Radius um den Primärstrahl, besonders bevorzugt zumindest teilweise innerhalb eines Bereichs mit einem Radius von etwa 10 cm um den Primärstrahl zu erfassen.
• In einem weiteren Aspekt betrifft die Erfindung eine Steuereinrichtung für eine Vorrichtung (Bestrahlungsvorrichtung), insbesondere gemäß einer der hier beschriebenen Ausführungsformen, zur lokalen Bestrahlung eines Zielgewebes mittels eines elektromagnetischen (Strahls), welche hier als Primärstrahl bezeichnet wird. Die erfindungsgemäße Steuereinrichtung umfasst einen Detektoreingang zum Erfassen von Detektorsignalen eines (ortsauflösenden) Strahlungsdetektors, welche Messwerte von erfassten Strahlungsintensitäten an einer Vielzahl von Detektionspositionen in einer Umgebung des Primärstrahls umfassen. Außerdem umfasst die Steuereinrichtung ein Datenmodul zum Bereitstellen von Vorgaben einer Intensitätsverteilung für eine Positionierung des Zielgewebes in einer Sollposition in einem Strahlengang des Primärstrahls. Die Vorgaben können dabei insbesondere im Datenmodul abgespeicherte, im Rahmen einer Bestrahlungsplanung simulierte Intensitätsverteilung von Streustrahlung sein.
• Die erfindungsgemäße Steuereinrichtung umfasst darüber hinaus ein Überwachungsmodul, welches ausgelegt ist, Abweichungen der erfassten Detektorsignale von den bereitgestellten Vorgaben einer Intensitätsverteilung zu ermitteln. Außerdem umfasst die Steuereinrichtung zumindest einen Steuerausgang zum Ausgeben von Steuersignalen an eine zur Erzeugung des Primärstrahls ausgelegte Strahlungsquelle und/oder an einen zur Positionierung des Zielgewebes im Strahlengang des Primärstrahls ausgelegten Bestrahlungstisch der Vorrichtung. Dabei ist die Steuereinrichtung ausgelegt, mittels eines Steuermoduls der Steuereinrichtung:
• – den ermittelten Abweichungen eine für das Auftreten der Abweichungen ursächliche räumliche Verschiebung des Zielgewebes aus der Sollposition zuzuordnen und über den Steuerausgang die Strahlungsquelle und/oder den Bestrahlungstisch zu einer zumindest teilweisen Rückführung des Zielgewebes in Richtung der Sollposition zu steuern; und/oder
• – über den Steuerausgang die Strahlungsquelle derart zu steuern, dass der Primärstrahl im Falle eines Überschreitens eines direkt oder indirekt vorgegebenen Grenzwertes durch die ermittelte Abweichung abgeschaltet und/oder zumindest teilweise blockiert wird.
• Bezüglich weiterer Details der erfindungsgemäßen Steuereinrichtung wird auf die Details zur Steuereinrichtung der erfindungsgemäßen Bestrahlungsvorrichtung und ihre bevorzugten Ausführungsformen verwiesen, die vorzugsweise in analoger Weise auch ein der erfindungsgemäßen Steuereinrichtung implementiert sind.
• Schließlich bietet die Erfindung ein verbessertes Verfahren zur Bestrahlung eines Zielgewebes mittels elektromagnetischer Strahlung, insbesondere Röntgenstrahlung und/oder Gammastrahlung. Dieses Verfahren umfasst ein Erzeugen eines elektromagnetischen Primärstrahls, ein Positionieren des Zielgewebes im Strahlengang des Primärstrahls, ein Erfassen einer räumlichen Intensitätsverteilung elektromagnetischer Strahlung in einer Umgebung des Primärstrahls, und ein Ermitteln von Abweichungen der erfassten räumlichen Intensitätsverteilung von Vorgaben, welche für eine Positionierung des Zielgewebes in einer Sollposition im Strahlengang bereitgestellt werden.
• Außerdem kann das erfindungemäße Verfahren in zwei Modi ausgeführt werden, die auch in Kombination miteinander genutzt werden. In einem Modus, welcher auch als „tracking”-Modus bezeichnet werden kann, wird den ermittelten Abweichungen eine für das Auftreten der Abweichungen ursächliche räumliche Verschiebung des Zielgewebes aus der Sollposition zugeordnet und das Zielgewebe wird entsprechend wieder zumindest teilweise in Richtung der Sollposition zurückgeführt. Dies kann beispielsweise dadurch erfolgen, dass entsprechend den obigen Ausführungen eine Strahlungsquelle und/oder ein Bestrahlungstisch zu einer zumindest teilweisen Rückführung des Zielgewebes in Richtung der Sollposition angesteuert wird bzw. werden. In einem weiteren Modus, welcher auch als „gating”-Modus bezeichnet werden kann, wird der Primärstrahl im Falle eines Überschreitens eines vorgegebenen Grenzwertes durch die ermittelte Abweichung abgeschaltet und/oder zumindest teilweise blockiert, was wiederum durch eine entsprechende Ansteuerung der Strahlungsquelle erfolgen kann.
• Darüber hinaus kann das erfindungsgemäße Verfahren in bevorzugten Ausführungsformen die als funktionale Merkmale beschriebenen Details der erfindungsgemäßen Vorrichtung bzw. der erfindungsgemäßen Steuereinrichtung in analoger Weise nutzen, weshalb diesbezüglich nur auf die entsprechenden Ausführungen verwiesen wird, ohne sie hier nochmals zu wiederholen.
• Die vorliegende Erfindung wird nachfolgend anhand bevorzugter Ausführungsformen und anhand von Simulationen zur Demonstration der technischen Wirkungen mit Verweise auf die beigefügten Zeichnungen beispielhaft erläutert. Diese und weitere Details sind im Rahmen der Diplomarbeit von Carola Gamp „Bewegungsdetektion von Lungentumoren unter Verwendung der Comptonstreuung" unter der Betreuung von Herrn Prof. Dr. Jürgen Hesser zur Demonstration der Erfindung entstanden.
• Dabei zeigen:
• 1: eine schematische Darstellung eines Comptom-Streuprozesses;
• 2: eine schematische Darstellung einer Vorrichtung zur lokalen Bestrahlung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zusammen mit einer schematischen Darstellung eines Modells eines Patienten als Grundlage für eine beispielhafte Simulation des Bestrahlungsvorgangs;
• 3A bis 3C: schematische Darstellungen zur Veranschaulichung von Verschiebungen des Zielgewebes relativ zu einem Primärstrahl der Bestrahlungsvorrichtung;
• 4A: Linienprofile der auf eine Detektorebene in Vorwärtsrichtung auftreffenden Photonen bei unterschiedlichen Verschiebungen des Zielgewebes relativ zum Primärstrahl gemäß einer Simulation der Wirkungsweise der vorliegenden Erfindung;
• 4B: eine Vergrößerung der Darstellung von 4A;
• 5A bis 5D: Schematische Darstellungen möglicher Anordnungen einer Vielzahl von Detektorabschnitten in einem Strahlungsdetektor gemäß bevorzugter Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung; und
• 6: Schematische Darstellung einer Kollimatoreinheit gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
• Durchdringt elektromagnetische Strahlung Materie, können einzelne Photonen mit den Atomen des Materials elektromagnetisch wechselwirken, wodurch der Strahlung in ihrer primären Richtung abgeschwächt wird. Die Intensität I(x) eines schmalen monoenergetischen Photonenstrahls nimmt in einem Material der Dicke x exponentiell ab nach I(x) = I(0)e^{–μ(hν,Z)x} (1)
• I(0) bezeichnet hierbei die Anfangsintensität des Photonenstrahls vor der Abschwächung, μ(hν,Z) den von der Energie der Photonen hν und der Kernladungszahl Z des verwendeten Materials abhängigen linearen Schwächungskoeffizienten. Neben dem linearen Schwächungskoeffizienten werden je nach Fragestellung auch der atomare Schwächungskoeffizient _aμ oder der Massenschwächungskoeffizient μ_m betrachtet. Diese stehen wie folgt in Beziehung:

  

  ρ ist die Dichte, A die Massenzahl des Materials und N_A die Avogadro-Zahl.
• Der lineare Schwächungskoeffizient μ der Gesamtabschwächung des Photonenstrahls kann addiert werden aus den linearen Schwächungskoeffizienten der im Folgenden beschriebenen Wechselwirkungsmöglichkeiten von Photonen mit Materie: Photoelektrischer Effekt (τ), Kohärente Streuung (σ_R), Compton-Effekt (σ_C) und Paarbildung (κ): μ = τ + σ_R + σ_C + κ (3)
• Der Photoelektrische Effekt bezeichnet die Wechselwirkung eines Photons mit einem fest gebundenen Hüllenelektron eines Atoms des Schwächungsmaterials, bei der das Photon absorbiert und seine Energie auf das Hüllenelektron übertragen wird. Die Energie des Photons hν muss hierzu größer sein als die Bindungsenergie E_B des Elektrons, welches anschließend mit einer kinetischen Energie von E_K = hν – E_B (4) die Hülle des Atoms verlässt. Der atomare Schwächungskoeffizient des Photoelektrischen Effekts _aτ zeigt dabei eine Proportionalität

  

  zur Kernladungszahl Z des Atoms und der Energie des Photons. Für den Massenschwächungskoeffizienten τ_m gilt τ_m = τ / ρ ∝ ( Z / hν)³ (6) wobei τ der lineare Schwächungskoeffizient des photoelektrischen Effekts und ρ die Dichte des betrachteten Materials ist.
• Wird ein einfallendes Photon an einem fest gebundenen Hüllenelektron eines Atoms ohne Energieverlust gestreut, unterliegt es der Kohärenten (Rayleigh-)Streuung. Es wird dabei nur unter kleinen Winkeln gestreut. Für den atomaren Wirkungsquerschnitt gilt _aσ_R ∝ ( Z / hν)² (7)
• Für den Massenschwächungskoeffizienten gilt
• 
• Beim Compton-Effekt wird ein einfallendes Photon an einem Hüllenelektron eines Atoms gestreut. Eine schematische Darstellung des Compton-Effekts in 1 veranschaulicht die Flugbahnen der am Stoß beteiligten Teilchen. Die Energie hν des einfallenden Photons 10 ist dabei deutlich größer als die Bindungsenergie des Hüllenelektrons E_B, welches als frei und ruhend angesehen werden kann. Bei der Streuung wird ein Teil der Energie des Photons 10 (Primärphoton, Primärstrahl) auf das Elektron übertragen, welches daraufhin als sogenanntes Rückstoßelektron 12 (Comptonelektron) die Atomhülle verlassen kann. Der Compton-Effekt wird daher auch als inkohärente Streuung bezeichnet. Er kann dabei als elastischer Stoß betrachtet werden, für den die relativistische Energie- und Impulserhaltung gilt. Gleichung (9) beschreibt die Energieerhaltung, Gleichungen (10) und (11) die Impulserhaltung in Einfallsrichtung des Photons und senkrecht dazu. hν + m_ec² = hν' + m_ec² + E_K (9)

  
• Hierbei bezeichnet hν' die Energie des gestreuten Photons 14 (Sekundärphoton), m_ec² die Ruheenergie des Elektrons 12, E_K die kinetische Energie des Elektrons 12 nach dem Stoß, θ den Winkel zwischen der Einfallsrichtung des Photons 10 vor dem Stoß und seiner Flugrichtung 14 nach dem Stoß und ϕ den Winkel zwischen der Einfallsrichtung des Photons 10 und der Flugbahn des Elektrons 12 nach dem Stoß.
• Wie beschrieben kann das Elektron vor dem Stoß als frei und ruhend angesehen werden. Infolgedessen ist der Massenschwächungskoeffizient σ_C/ρ des Compton-Effekts unabhängig von der Kernladungszahl Z des verwendeten Materials. Der atomare Schwächungskoeffizient _aσ_C zeigt eine lineare Abhängigkeit.
• Mit α = hν/m_ec² gilt für die Energie hν' des gestreuten Photons 14 und die kinetische Energie E_K des Rückstoßelektrons 12: hν' = hν 1 / 1 + α(1 – cosθ) (12) E_K = hν α(1 – cosθ) / 1 + α(1 – cosθ) (13)
• Die Berechnung der Wirkungsquerschnitte des Compton-Effekts erfolgt nach der erstmals 1929 von Oskar Klein und Yoshio Nishina berechneten und nach ihnen benannten Klein-Nishina-Formel. Daraus ergibt sich für den differentiellen Compton-Stoßquerschnitt:

  
• Hierbei ist dΩ das betrachtete Raumwinkelelement und r₀ der klassische Elektronenradius. Aus dem differentiellen Compton-Stoßquerschnitt ergibt sich, dass Photonen 10 mit einer niedrigen Primärenergie (z. B. E₀ = 100 keV) auch eine hohe Wahrscheinlichkeit für Rückstreuung aufweisen, während Photonen 10 mit höheren Primärenergien (z. B. E₀ = 100 MeV) hauptsächlich in die Vorwärtsrichtung gestreut werden.
• Bei der Paarbildung wird im Coulomb-Feld eines Atomkerns ein Photon vernichtet und aus seiner Energie ein Elektron-Positron-Paar gebildet. Hierfür muss das Photon mindestens die Ruheenergie der beiden zu erzeugenden Teilchen aufweisen. Die minimale Photonenergie beträgt daher 2m_ec² = 1,02 MeV. Oberhalb dieser Mindestenergie steigt die Wahrscheinlichkeit für das Auftreten von Paarbildung mit wachsender Energie an. Die nach Aufbringung der Ruheenergie verbleibende Energie wird dabei als gemeinsame kinetische Energie auf das Elektron-Positron-Paar übertragen. Für den atomaren Wirkungsquerschnitt gilt _aκ ∝ Z² (15) für den Massenschwächungskoeffizienten gilt κ / ρ ∝ Z (16)
• Bei Photonenergien größer als 4m_ec² ist die Paarbildung nicht nur im Coulomb-Feld des Kerns, sondern auch in dem eines Hüllenelektrons möglich. Hierbei entstehen drei freie Teilchen, das Elektron-Positron-Paar und zusätzlich das nun freie Elektron aus der Atomhülle, welche die Energie des vernichteten Photons aufnehmen. Daher wird dieser Prozess auch als Triplettbildung bezeichnet.
• Für die Beschreibung der Wirkung der vorliegenden Erfindung wurde eine Monte Carlo Simulation genutzt, in der die relevanten Wechselwirkungen von Elektronen und Positronen in Materie berücksichtigt wurden. Hierzu gehören die Ionisation der Atome des abschwächenden Materials durch die geladenen Teilchen aufgrund von Coulomb-Wechselwirkungen, die dabei entstehende Bremsstrahlung sowie die Positronen-Annihilation. Weiterhin wurde die Mehrfachstreuung der Teilchen einbezogen. Da diese Effekte in der weiteren Beschreibung lediglich eine untergeordnete Rolle einnehmen, wird an dieser Stelle lediglich auf die weiterführende Literatur verwiesen, beispielsweise E. B. Podgoršak and IAEA „Radiation oncolgy physics: a handbook for teachers and students" STI/PUB, International Atomic Energy Academy, 2005, ISBN 9789201073044, URL http://books.google.de/books?id=alRRAAAAMAAJ; und H. Krieger „Grundlagen der Strahlungsphysik und des Strahlenschutzes", VIEWEG+TEUBNER Verlag, 2009, ISBN 9783834808011.
• Zur Darstellung der in der Streustrahlung auftretenden Veränderungen bei Positionsverschiebungen eines Tumors als Zielgewebe einer therapeutischen Bestrahlung relativ zu einem Therapiestrahl werden im Folgenden Simulationsergebnisse anhand eines vereinfachten Modells eines Patienten mit Lungentumor gezeigt. Das Patientenmodell ist dabei so konstruiert, dass es eine ähnliche Abfolge aufweist wie sie in der Anatomie eines realen Patient vorkommt: außen eine Weichteilschicht, welche Haut-, Muskel- und Fettgewebe enthält und hier vereinfacht Körpergewebe genannt wird, nachfolgend die Lunge und darin enthalten der Tumor. Vereinfachend wird das Modell des Patienten durch eine Kugelsymmetrie angenähert. Damit wird bereits die prinzipielle Wirkung des erfindungsgemäßen Vorgehens sehr gut erkennbar. Insbesondere werden damit bereits die qualitativen Änderungen in der Streustrahlung bei einer Verschiebung des Tumors gut nachvollziehbar.
• 2 zeigt eine schematische Darstellung einer Bestrahlungsvorrichtung 16 gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zusammen mit einem Patientenmodell. Insbesondere ist in einem x-y-z-Koordinatensystem eine (x = 0)-Schnittebene durch die dreidimensionale Anordnung einer Strahlungsquelle 18, des Patientenmodells und zweier Strahlungsdetektoren 20, 22 dargestellt. Ein erster Strahlungsdetektor 20 erfasst dabei insbesondere im Wesentlichen vorwärts gestreute Photonen, während einer zweiter Strahlungsdetektor 22 insbesondere im Wesentlichen rückwärts (als im Wesentlichen gegen ihre Einfallsrichtung) gestreute Photonen erfasst.
• Bei dem Patientenmodell handelt es sich um eine kugelsymmetrische Anordnung eines Tumors (Radius r_T = 2,5 cm) als Zielgewebe 24, einer Lunge 26 (Radius r_L = 20 cm), an deren Mittelpunkt sich der Tumor 24 befindet, sowie einer 5 cm dicken Kugelschale Körpergewebe 28, welches Lunge 26 und Tumor 24 umhüllt. Die Materialien von Körpergewebe 28 und Tumorgewebe 24 werden für nachfolgende Simulationen zur Demonstration der Funktionsweise der vorliegenden Erfindung beispielsweise durch Wasser genähert. Zur Demonstration der Funktionsweise der Erfindung bzw. zum Vergleich wird der Tumor in der Simulation alternativ auch durch Gold gebildet. Das Patientenmodell befindet sich am Ursprung des x-y-z-Koordinatensystems und ist umgeben von Luft.
• Zur Bestrahlung des Patientenmodells wird ein homogener und paralleler Primärstrahl 30 von Photonen an der Position r →_S = (0,–100 cm, 0) (Mittelpunkt des Strahls) durch die Strahlungsquelle 18 erzeugt und in die positive y-Richtung entlang einer Primärstrahlachse 32 eingestrahlt. Mit seiner kreisförmigen Querschnittsfläche (r_S = 2,5 cm) senkrecht zur Primärstrahlachse 32 deckt er die Ausmaße des Tumors 24 im Modell in der (y = 0)-Ebene vorzugsweise exakt ab.
• Werden die Photonen im Zentrum des Primärstrahls 30 nicht durch elektromagnetische Wechselwirkungen abgelenkt, durchfliegen sie nacheinander 75 cm Luft, 5 cm Körpergewebe 28 (Wasser), 17,5 cm Lungengewebe 26,5 cm Tumorgewebe 24 (Wasser) und noch einmal 17,5 cm Lungengewebe 26,5 cm Körpergewebe 28 (Wasser) und 75 cm Luft. Das Zielgewebe 24 wird dabei mittels eines Bestrahlungstisches 34 in den Strahlengang des Primärstrahls 30 gebracht und insbesondere dort gehalten. Zumindest soweit der erste Strahlungsdetektor 20 für die erfindungemäße Detektion von Streustrahlung eingesetzt werden soll, ist der Bestrahlungstisch 34 vorzugsweise zumindest teilweise ausreichend durchlässig für den Primärstrahl 30 oder zumindest für die Streustrahlung oder er befindet sich nicht direkt im entsprechenden Strahlengang. So soll ja die Streustrahlung ungehindert vom Zielgewebe 24 zum Strahlungsdetektor 20 gelangen können. Der Bestrahlungstisch 34 in einer erfindungsgemäßen Vorrichtung muss nicht notwendigerweise als klassischer Tisch (z. B. Behandlungstisch) ausgebildet sein. Vielmehr eignet sich je nach Zielgewebe jede Halte- oder Manipulationseinrichtung, mittels welcher die Position des Zielgewebes 24 direkt oder indirekt festgelegt oder manipuliert werden kann.
• Außerdem umfasst die Bestrahlungsvorrichtung 16 eine Steuereinrichtung 36 mit zumindest einem Detektoreingang zum Erfassen von Detektorsignalen 38, 40 von zumindest einem Strahlungsdetektor 20, 22. In der in 2 dargestellten bevorzugten Ausführungsform sind zwei Strahlungsdetektoren vorgesehen, wobei die gestrichelte Darstellung des zweiten Strahlungsdetektors 22 zum Ausdruck bringen kann, dass auch bereits ein Strahlungsdetektor 20 reicht. Alternativ könnte dies auch der rückwärtige Strahlungsdetektor 22 sein, wobei dann beispielsweise auf den ersten (vorderen) Strahlungsdetektor verzichtet werden könnte.
• Die Steuereinrichtung 36 umfasst ein Datenmodul 42 in Form eines Datenspeichers und/oder einer Dateneingabe- bzw. Datenerfassungsschnittstelle zum Bereitstellen von Vorgaben für eine Intensitätsverteilung der Streustrahlung die auf dem entsprechenden Strahlungsdetektor 20, 22 für eine Positionierung des Zielgewebes 24 in einer Sollposition im Strahlengang des Primärstrahls 30, insbesondere im Zentrum des Primärstrahls 30, erwartet bzw. gemessen wird. Diese Vorgaben können bereits einen vollständigen Satz von lokalen Intensitätswerten der erwarteten Streustrahlung oder aber auch beispielsweise nur typische Charakteristika der Streustrahlung im Falle einer korrekten Positionierung des Zielgewebes 24 umfassen, wie z. B. Angaben über eine Symmetrie oder relative Intensitäten an einzelnen Positionen in der Nähe (aber außerhalb) des Primärstrahls 30. Zusätzlich werden über das Datenmodul 42 in einer bevorzugten Ausführungsform auch Vorgaben über eine erwartete Intensitätsverteilung bei bestimmten Verschiebungen des Zielgewebes 24 relativ zum Primärstrahl 30 bereitgestellt, welche bei einem Vergleich mit den erfassen Intensitätsverteilungen einen zuverlässigen Rückschluss auf die momentane Verschiebung des Zielgewebes 24 während der Bestrahlung zulassen.
• Die von der Steuereinrichtung 36 erfassten Detektorsignale 38, 40 werden von einem Überwachungsmodul 44 der Steuereinheit 36 im Hinblick auf die mittels des Datenmoduls 42 bereitgestellten Vorgaben ausgewertet und insbesondere auf Abweichungen von diesen Vorgaben hin untersucht. Sobald solche Abweichungen auftreten oder einen bestimmten Toleranzbereich überschreiten, steuert die Steuereinrichtung 36 die Strahlungsquelle 18 und/oder den Bestrahlungstisch 34 an, um eine Positionskorrektur des Primärstahls 30 bzw. des Zielgewebes 24 vorzunehmen und/oder die Steuereinheit 36 steuert die Strahlungsquelle 18 an, um den Primärstrahl 30 (eventuell nur vorübergehend) abzuschalten und/oder zumindest teilweise zu blockieren oder zu dämpfen.
• Um zu demonstrieren, wie effizient aus der erfassten Streustrahlung in der Umgebung des Primärstrahls (30) (sowohl in Vorwärts- als auch in Rückwärtsrichtung) ein Rückschluss auf eine Fehlpositionierung des Zielgewebes 24 gezogen und darauf basierend eine schnelle automatische Korrektur vorgenommen werden kann, werden einige Beispiele zu umfangreichen Simulationen gezeigt. Für die nachfolgend dargestellte Simulation der Streustrahlung werden die auf die durch die Oberflächen der beiden Strahlungsdetektoren 20, 22 festgelegten Ebenen auftreffenden Photonen berechnet. Diese Ebenen sind durch y₁ = 100 cm (erste Detektorebene) bzw. y₂ = –100 cm (zweite Detektorebene) festgelegt. Die erste Detektorebene detektiert Teilchen, die in die positive y-Richtung fliegend die Ebene durchqueren, d. h. alle Photonen des Primärstrahls sowie in Vorwärtsrichtung gestreute Teilchen. Die zweite Detektorebene detektiert nur Teilchen, die in die negative y-Richtung fliegend die Ebene durchqueren, d. h. nur rückgestreute Teilchen, nicht die Teilchen des Primärstrahls 30. Im realen Detektor wird vorzugsweise auch im Bereich der vorwärts gestreuten Teilchen der Primärstrahl 30 selbst ausgeblendet.
• Die Monte-Carlo-Simulation wurde für drei verschiedene Tumorpositionen durchgeführt, die in 3A bis 3C dargestellt sind:
• 1. Tumor 24 an der Position r →₀ = (0,0,0) mm: vollständig im Strahl 30 (3A)
• 2. Tumor 24 um 2,5 cm in z-Richtung verschoben: eine Hälfte im Strahl 30, andere Hälfte außerhalb (3B)
• 3. Tumor 24 um 5 cm in z-Richtung verschoben: vollständig außerhalb des Strahls 30 (3C)
• Für die Simulation werden unterschiedliche Materialen als Modell für den Tumor 24 untersucht. So wird in der Simulation zur Realisierung des Patientenmodells eine Kugelschale aus Wasser als Körpergewebe 28 verwendet. Der Tumor 24 wird einmal durch Wasser und einmal durch Gold simuliert. Wie sich herausstellt, ist zwar das Ausmaß der Photonenstreuung (und Absorption) sowie des Einflusses der Positionsverschiebung auf die Änderung der Intensitätsverteilung der gestreuten Strahlung erkennbar vom Material des Tumormodells abhängig. Der grundsätzliche Einfluss und Zusammenhang zwischen der Tumorverschiebung und der räumlichen Intensitätsverteilung der Streustrahlung lässt sich aber für alle untersuchten Materialien, insbesondere die sehr unterschiedlichen Materialien Gold und Wasser beobachten und für eine erfindungsgemäße Überwachung der Tumorposition heranziehen. Für die Simulation wird außerdem vereinfachend ein monoenergetischer Primärstrahl 30 mit Photonenenergien von E₀ = 1 MeV und E₀ = 100 keV jeweils in separaten Simulationen verwendet. In jeder nachfolgend diskutierten Monte-Carlo-Simulationen betrug die Anzahl an simulierten Photonen im Primärstrahl N_P = 10⁷.
• 4A zeigt das Linienprofil in z-Richtung für alle in der Simulation auf der ersten Detektorebene (Vorwärtsstreurichtung) auftreffenden Photonen, wobei in dieser Simulation als Tumormaterial Gold verwendet wurde und die Primärstrahlenergie bei E₀ = 1 MeV lag. Es ist die Anzahl pro Flächenelement an auftreffenden Photonen (räumliche Intensitätsverteilung) für die drei oben beschriebenen Tumorpositionen dargestellt.
• Für Δz = 50 mm (entspricht der Darstellung in 3C) umfasst der zentrale Bereich den Primärstrahl. Da sich in diesem Fall der Tumor 24 im Wesentlichen außerhalb des Primärstrahls 30 befand, wurde dieser auch nicht vom Tumor 24 gedämpft. Für Δz = 0 mm (entspricht der Darstellung in 3A) befand sich der Tumor 24 exakt im Primärstrahl 30. Aufgrund der hohen Kernladungszahl von Gold (Z = 79) und des damit verbundenen hohen Massenschwächungskoeffizienten des Photoelektrischen Effekts (Gleichung (6)) wurde der Primärstrahl im Zentrum abgeschwächt. Für Δz = 25 mm (entspricht der Darstellung in 3B), d. h. der Tumor 24 befindet sich zur Hälfte im Strahl 30 und zur Hälfte außerhalb, verläuft das Profil im negativen Bereich der z-Achse entlang des Profils des vollständig aus dem Strahl 30 herausgeschobenen Tumors 24. Ab z = 0 mm fällt es dann stark ab aufgrund der Abschwächung durch den Tumor 24.
• Um genauer auf den eigentlich für die vorliegende Erfindung relevanten Streubereich außerhalb des Primärstrahls 30 einzugehen, wird in 4B eine Vergrößerung aus 4A gezeigt. Die bereits im Bereich des Primärstrahls 30 beobachteten Unterschiede zwischen den Profilen lassen sich auch hier wieder deutlich erkennen: Befindet sich der Tumor im Primärstrahl 30 (Δz = 0 mm), werden sowohl Primärteilchen als auch bereits gestreute Teilchen absorbiert, daher ist das Profil zum Zentrum hin abgeschwächt. Bei der um Δz = 50 mm verschobenen Tumorposition ist dagegen nur eine leichte Abschwächung der Streuphotonen im positiven z-Bereich zu erkennen. Das Profil für den sich zur Hälfte im Strahl 30 befindenden Tumor 24 folgt wiederum, wenn auch leicht abgeschwächt, im negativen Streubereich zuerst dem Profil von Δz = 50 mm und nähert sich dann im positiven dem Profil von Δz = 0 mm an. Da allerdings das Zentrum des Tumors 24 mit dem Rand des Strahls 30 zusammenfällt bzw. sich in der Mitte des Strahls 30 nur der Rand der Tumorkugel 24 befindet, ist die Abschwächung der Primärteilchen nicht so hoch wie bei Deckungsgleichheit der beiden Querschnitte von Tumor 24 und Strahl 30. Auf diese Weise können mehr Sekundärteilchen entstehen, welche dann ebenfalls weniger absorbiert werden. Daher werden bei einer Verschiebung des Tumors 24 um Δz = 25 mm in die positive z-Richtung auch im positiven z-Bereich noch deutlich mehr Photonen detektiert als bei der unverschobenen Tumorposition.
• Da in dieser Simulation Gold als Tumormaterial verwendet wurde, ist der Unterschied zwischen den verschiedenen Positionen bereits in der Darstellung von 4A und 4B gut zu erkennen. Dabei ist hier zu beachten, dass in der Simulation aufgrund der extrem niedrig gewählten Photonenzahl von N_P = 10⁷ das durch das Monte-Carlo-Verfahren bedingte Signal-Rausch-Verhältnis relativ gering ist. Das Rauschen in den dargestellten Intensitätsverteilungen rührt gewissermaßen vom Schrotrauschen der geringen Photonenzahl her. In realen Bestrahlungen liegt die Photonenzahl um viele Größenordnung höher, weshalb dort auch das Signal-Rausch-Verhältnis wesentlich höher ausfällt.
• Dennoch kann es in einer bevorzugten Ausführungsform vorteilhaft sein, auf eine so hohe Ortsauflösung, wie sie in 4A und 4B dargestellt ist, zu verzichten und stattdessen eine Integration bzw. Summation über größere Flächenabschnitte zu bilden. So werden vorzugsweise besonders aussagekräftige Flächenbereiche in der Nähe des Primärstrahls 30 ausgewertet. Dies wird anhand einer Reihe von Simulationen für unterschiedliche Tumormaterialien, unterschiedliche Primärenergien und unterschiedliche Tumorpositionen in den nachfolgenden Tabellen sowohl für die Streustrahlung in Vorwärtsstreurichtung als auch in Rückwärtsstreurichtung demonstriert. Als aussagekräftige Bereiche (ROI) wurden dabei Bereiche innerhalb eines Radius von etwa 20 cm um den Primärstrahl 30 gewählt, wobei der Primärstrahl 30 selbst ausgeblendet wurde. Innerhalb dieser ROI wurden die in der Simulation ermittelten Streuphotonen jeweils zusammengezählt. Mit dieser Methode lässt sich eine sehr hohe Sensitivität bezüglich einer Positionsverschiebung des Zielgewebes aus der Sollposition erreichen. Damit ist das Verfahren selbst bei sehr geringen Materialkontrasten (aufgrund ähnlicher Massen) im Tumorbereich noch überraschend zuverlässig einsetzbar, wie z. B. die Simulation anhand von Wasser als Tumormaterial bestätigt.
• In den nachfolgenden Tabellen ist jeweils die Differenz ΔN_ges zwischen der Anzahl der im Bereich ROI auf die jeweilige Detektorebene aufgetroffenen Streuphotonen für den um den Wert Δz (in positive z-Richtung) verschobenen Tumor und der entsprechenden Anzahl für den zentral positionierten Tumor (z = 0) angegeben. Es handelt sich dabei jeweils um den Mittelwert mit zugehöriger Standardabweichung aus zehn äquivalenten Simulationsdurchläufen. In den Tabellen sind auch jeweils das Tumormaterial und die Primärenergie angegeben.
• 

  Tabelle 1: Simulation für Streuung in Vorwärtsrichtung
• 

  Tabelle 2: Simulation für Streuung in Rückwärtsrichtung
• Der Vergleich der Differenzen der jeweils über den betrachteten Bereich integrierten Gesamtzahl detektierter Photonen ΔN_ges mit den zugehörigen Standardabweichungen σ ergibt in fast allen Simulationskonfigurationen |ΔN_ges| ≥ 2·σ. Demgemäß gibt es in diesen Fällen einen signifikanten Unterschied im Streubild zwischen den verschobenen Tumorpositionen und der Tumorposition im Primärstrahl. Lediglich in der Rückwärtsstreuung der Simulation mit einem Wassertumor bei E₀ = 100 keV ist dies nicht so. Soweit also ausschließlich vergleichsweise niedrige Photonenenergien gewählt werden und der Materialkontrast niedrig ist, könnte es vorteilhaft sein, zumindest auch einen in Vorwärtsstreurichtung positionierten Strahlungsdetektor 20 vorzusehen.
• Bei der Simulation mit Wasser als Tumormaterial mit der niedrigeren Kernladungszahl Z_eff = 7,69, welche nur eine geringe Differenz zur effektiven Kernladungszahl des Lungengewebes Z_eff = 7,76 (Gewichtung der Elemente nach Schneider et al., „Correlation between ct numbers and tissue parameters needed for monte carlo simulations of clinical dose distributions", Physics in Medicine and Biology, 45(2): 459, 2000) aufweist, waren die Veränderungen im Streubild dagegen geringer. Dennoch ist für eine Verschiebung um Δz = 25 mm ein deutlicher Unterschied zwischen der Detektion in Bewegungsrichtung und in entgegengesetzter Richtung festzustellen, auch wenn dieser Unterschied bei vollständig aus dem Strahl herausgeschobenem Tumor kaum mehr erkennbar ist. Dies ist in der Praxis allerdings ausreichend, da es bei einer realen Bestrahlung bereits frühzeitig nötig und sinnvoll ist, eine Verschiebung des Tumors aus dem Zielvolumen festzustellen und eventuell bereits zu kompensieren.
• Die Auswertung der Simulationen mit der niedrigeren Primärenergie E₀ = 100 keV zeigte, dass hierbei insgesamt weniger Photonen in Vorwärtsstreurichtung und mehr in Rückwärtsstreurichtung detektiert wurden als bei der Energie E₀ = 1 MeV. Dies liegt daran, dass im Bereich der keV-Strahlung sowohl in Gold als auch in Wasser die Wirkungsquerschnitte höher sind, wodurch hier sowohl mehr Absorption durch den Photoelektrischen Effekt als auch mehr Rückstreuung durch den Compton-Effekt stattfindet. Obwohl daher die Gesamtzahl an in Vorwärtsrichtung detektierten Photonen bei der niedrigeren Energie kleiner war, konnte für den Wassertumor dennoch eine größere Differenz ΔN_ges zwischen den verschiedenen Tumorpositionen festgestellt werden als bei der höheren Energie. Insofern wäre keV-Strahlung zur Bewegungsdetektion noch effizient als MeV-Strahlung während andererseits aus therapeutischen Gesichtspunkten oft die MeV-Strahlung wirkungsvoller ist. Dies könnte zur Folge haben, dass die Bewegungsdetektion unter Verwendung der Comptonstreuung in der Praxis möglicherweise besser mit einem Linearbeschleuniger mit einer Beschleunigungsspannung von 6 MV zu realisieren wäre als mit einer Beschleunigungsspannung von 18 MV, da die Energieverteilung der produzierten Photonen nicht monoenergetisch ist und bei einer Beschleunigungsspannung von 6 MV noch einen großen Anteil an Photonen mit Energien im keV-Bereich enthält.
• In den vorgestellten Simulationen wurden für jede Konfiguration zehn Simulationsdurchläufe mit jeweils N_P = 10⁷ Primärteilchen durchgeführt. Die Linienprofile und die Tabellen zeigen stets die Mittelwerte und zugehörigen Standardabweichungen aus diesen zehn Durchläufen. In einer Messung mit einem realen Linearbeschleuniger würde das „Messrauschen” jedoch aufgrund der größeren Anzahl an eingestrahlten Primärphotonen abnehmen: Schätzt man die Anzahl der bei einer Bestrahlung von einem Linearbeschleuniger abgegebenen Photonen auf die Größenordnung 10¹⁸, entspricht das 10¹¹ Simulationsdurchläufen mit jeweils N_P = 10⁷ Primärteilchen. Somit würde die Standardabweichung nach dem „Wurzel-n-Gesetz” um den Faktor

  

  = 1/10⁵ geringer ausfallen. Dies hätte ein besseres Signal-Rausch-Verhältnis zur Folgen, so dass die hier untersuchte Methode der Bewegungsdetektion unter Verwendung der Streustrahlung auch bei Bestrahlung mit einem Linearbeschleuniger sehr gut zuverlässig möglich ist.
• 5A zeigt eine bevorzugte Ausführungsform eines Strahlungsdetektors 20, welcher drei Detektorabschnitte 46 umfasst. Die Detektorabschnitte 46 sind symmetrisch um einen zentralen Bereich angeordnet, welcher vorzugsweise im Wesentlichen mit der Primärstrahlachse zusammentrifft. Jeder der Detektorabschnitte kann dabei als Ionisationskammer zur Detektion von Streustrahlung ausgelegt sein. Alternativ können die Detektorabschnitte 46 beispielsweise auch durch Halbleiterdetektoren gebildet werden. Durch die Ausgestaltung mit getrennt auswertbaren Detektorabschnitten ist eine geeignete Ortsauflösung möglich, die eine Ermittlung einer Strahlabweichung in zwei Dimensionen ermöglicht. Weitere bevorzugte Ausführungsformen möglicher Anordnungen von Detektorabschnitten 46 in einem Strahlungsdetektor sind in 5B in Form von vier Detektorabschnitten 46 sowie in 5C als ein ganzes Feld (array) von Detektorabschnitten 46 dargestellt.
• Vorzugsweise weist der Strahlungsdetektor 20 im Zentrum bzw. im Bereich des Primärstrahls eine Öffnung oder eine nicht sensitiven Bereich auf, um zu erreichen, dass die intensive Strahlung des Primärstrahls den Strahlungsdetektor 20 nicht beschädigt und/oder um zu erreichen, dass die empfindliche Messung der Streustrahlung nicht durch die Erfassung der hohen Intensität des Primärstrahls überdeckt oder verfälscht wird. Alternativ kann auch der Primärstrahl in diesem Bereich abgeschirmt bzw. blockiert werden. Dies ist in 5A bis 5C nicht explizit dargestellt. Vor allem bei Verwendung von Halbleiterdetektoren ist es bevorzugt, wenn der Primärstrahl nicht direkt auf den sensitiven Bereich des Detektors trifft, da sonst vermehrt Defekte in den oft bestrahlten Bereichen auftreten und damit der ganze Detektor getauscht werden muss. Eine bevorzugte Ausführungsform, die dieses Problem umgeht ist beispielhaft in 5D veranschaulicht. Dabei ist der Strahlungsdetektor 20 aus den einzelnen Detektorabschnitten 46 derart gebildet, dass diese in Iris-Blenden-Form angeordnet sind. Besonders bevorzugt können die einzelnen Detektorabschnitte 46 gegeneinander verschoben werden, um der Position bzw. Form des Primärstrahls angepasst zu werden und um nur außerhalb des Primärstrahls zu messen.
• 6 zeigt eine Kollimatoreinheit 48, die als Bestandteil der Strahlungsquelle gemäß einer bevorzugten Ausführungsform zur Anpassung des Querschnitts des Primärstrahls an die Form des Zielgewebes 24. Dazu weist die Kollimatoreinheit 48 eine Vielzahl von gegeneinander verschiebbaren Kollimatorlamellen 50 auf, die aus Material gebildet sind, welches die genutzte elektromagnetische Strahlung wirkungsvoll blockiert (z. B. Blei und/oder Wolfram). Solche Kollimatoreinheiten sind im Prinzip bereits aus herkömmlichen Bestrahlungsvorrichtungen bekannt. Im Rahmen der vorliegenden Erfindung kann die Kollimatoreinheit 48 vorzugsweise zur Nachführung der Strahlrichtung bzw. Strahlposition an eine Bewegung des Zielgewebes 24 von der vorher beschriebenen Steuereinrichtung 36 angesteuert werden.
• Bezugszeichenliste

10

Primärstrahl, Primärphoton

12

Comptonelektron

14

Sekundärphoton, gestreutes Photon

16

Bestrahlungsvorrichtung

18

Strahlungsquelle

20

(erster) Strahlungsdetektor

22

(zweiter, rückwärtiger) Strahlungsdetektor

24

Zielgewebe, Tumor

26

Lungengewebe

28

Körpergewebe

30

Primärstrahl

32

Primärstrahlachse

34

Bestrahlungstisch

36

Steuereinrichtung

38, 40

Detektorsignal

42

Datenmodul

44

Überwachungsmodul

46

Detektorabschnitte

48

Kollimatoreinheit

50

Kollimatorlamellen

• ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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• Zitierte Nicht-Patentliteratur
• H. Hof et al., „Stereotaktische Bestrahlung von Lungentumoren”, Der Radiologe, 44: 484–490, Springer Verlag 2004 [0006]
• J. Boda-Heggemann et al., „IGTR: Bildgesteuerte Strahlentherapie”, Der Onkologe, 12: 365–372, Springer Verlag 2006 [0007]
• Boda-Heggemann et al. „Bildgeführte Strahlentherapie”, Der Radiologe, 52: 213–221, Springer Verlag, 2012 [0007]
• Diplomarbeit von Carola Gamp „Bewegungsdetektion von Lungentumoren unter Verwendung der Comptonstreuung” unter der Betreuung von Herrn Prof. Dr. Jürgen Hesser [0043]
• E. B. Podgoršak and IAEA „Radiation oncolgy physics: a handbook for teachers and students” STI/PUB, International Atomic Energy Academy, 2005, ISBN 9789201073044 [0066]
• http://books.google.de/books?id=alRRAAAAMAAJ [0066]
• H. Krieger „Grundlagen der Strahlungsphysik und des Strahlenschutzes”, VIEWEG+TEUBNER Verlag, 2009, ISBN 9783834808011 [0066]
• Schneider et al., „Correlation between ct numbers and tissue parameters needed for monte carlo simulations of clinical dose distributions”, Physics in Medicine and Biology, 45(2): 459, 2000 [0085]

Claims (10)

1. Vorrichtung (16) zur lokalen Bestrahlung eines Zielgewebes (24) mittels elektromagnetischer Strahlung (30), umfassend: – eine Strahlungsquelle (18) zur Erzeugung eines elektromagnetischen Primärstrahls (30); – einen Bestrahlungstisch (34) zur Positionierung des Zielgewebes (24) im Strahlengang des Primärstrahls (30); – einen Strahlungsdetektor (20, 22), welcher angeordnet und ausgelegt ist, eine räumliche Intensitätsverteilung elektromagnetischer Strahlung in einer Umgebung des Primärstrahls (30) zu erfassen; und – eine Steuereinrichtung (36), welche ausgelegt ist, Abweichungen der erfassten räumlichen Intensitätsverteilung von Vorgaben, welche für eine Positionierung des Zielgewebes (24) in einer Sollposition im Strahlengang bereitgestellt werden, zu ermitteln, wobei die Steuereinrichtung (36) außerdem ausgelegt ist, – den ermittelten Abweichungen eine für das Auftreten der Abweichungen ursächliche räumliche Verschiebung des Zielgewebes (24) aus der Sollposition zuzuordnen und die Strahlungsquelle (18) und/oder den Bestrahlungstisch (34) zu einer zumindest teilweisen Rückführung des Zielgewebes (24) in Richtung der Sollposition zu steuern; und/oder – die Strahlungsquelle (18) derart zu steuern, dass der Primärstrahl (30) im Falle eines Überschreitens eines vorgegebenen Grenzwertes durch die ermittelte Abweichung abgeschaltet und/oder zumindest teilweise blockiert oder gedämpft wird.
2. Vorrichtung (16) nach Anspruch 1, wobei die Strahlungsquelle (18) eine steuerbare Kollimatoreinheit (48) zur Manipulation eines Strahlverlaufs des Primärstrahls (30) umfasst, und wobei die Steuereinrichtung (36) ausgelegt ist, die Kollimatoreinheit (38) zur Korrektur des Strahlverlaufs des Primärstrahls (30) derart zu steuern, dass die ermittelten Abweichungen zumindest teilweise kompensiert werden.
3. Vorrichtung (16) nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei die Strahlungsquelle (18) ausgelegt ist, Photonen mit einer Energie innerhalb eines Bereichs von etwa 50 keV bis etwa 20 MeV vorzugsweise innerhalb eines Bereichs bis etwa 10 MeV zu erzeugen.
4. Vorrichtung (16) nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei die Strahlungsquelle (18) ausgelegt ist Röntgenstrahlung zu erzeugen.
5. Vorrichtung (16) nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei die Strahlungsquelle (18) ausgelegt ist, den Primärstrahl (30) mit einer maximalen Dosisleistung von zumindest etwa 1 Gy/s, vorzugsweise zumindest etwa 5 Gy/s, noch mehr bevorzugt zumindest etwa 10 Gy/s, besonders bevorzugt zumindest etwa 50 Gy/s, am meisten bevorzugt zumindest etwa 100 Gy/s zu erzeugen.
6. Vorrichtung (16) nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei der Strahlungsdetektor (20, 22) zumindest 3, vorzugsweise zumindest 4 Detektorabschnitte (46) aufweist, die symmetrisch um eine Primärstrahlachse (32) angeordnet sind.
7. Vorrichtung (16) nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei der Strahlungsdetektor (20, 22) Ionisationskammern und/oder Halbleiterdetektoren umfasst.
8. Vorrichtung (16) nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei der Strahlungsdetektor (20, 22) ausgelegt ist, elektromagnetische Strahlung zumindest teilweise innerhalb eines Bereichs mit einem Radius von etwa 50 cm um den Primärstrahl (30), noch mehr bevorzugt zumindest teilweise innerhalb eines Bereichs mit einem Radius von etwa 20 cm Radius um den Primärstrahl (30), besonders bevorzugt zumindest teilweise innerhalb eines Bereichs mit einem Radius von etwa 10 cm um den Primärstrahl (30) zu erfassen.
9. Vorrichtung (16) nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei der Primärstrahl (30) nicht auf den Strahlungsdetektor trifft.
10. Steuereinrichtung (36) für eine Vorrichtung, insbesondere nach einem der Ansprüche 1 bis 9, zur lokalen Bestrahlung eines Zielgewebes (24) mittels eines elektromagnetischen Primärstrahls (30), umfassend: – einen Detektoreingang zum Erfassen von Detektorsignalen (38, 40) eines Strahlungsdetektors (20, 22), welche Messwerte von erfassten Strahlungsintensitäten an einer Vielzahl von Detektionspositionen in einer Umgebung des Primärstrahls (30) umfassen; – ein Datenmodul (42) zum Bereitstellen von Vorgaben einer Intensitätsverteilung für eine Positionierung des Zielgewebes in einer Sollposition in einem Strahlengang des Primärstrahls; – ein Überwachungsmodul (44), welches ausgelegt ist, Abweichungen der erfassten Detektorsignale von den bereitgestellten Vorgaben einer Intensitätsverteilung zu ermitteln; und – einen Steuerausgang zum Ausgeben von Steuersignalen an eine zur Erzeugung des Primärstrahls (30) ausgelegte Strahlungsquelle (18) und/oder an einen zur Positionierung des Zielgewebes (24) im Strahlengang des Primärstrahls ausgelegten Bestrahlungstisch (34), wobei die Steuereinrichtung ausgelegt ist – den ermittelten Abweichungen eine für das Auftreten der Abweichungen ursächliche räumliche Verschiebung des Zielgewebes (24) aus der Sollposition zuzuordnen und über den Steuerausgang die Strahlungsquelle (18) und/oder den Bestrahlungstisch (34) zu einer zumindest teilweisen Rückführung des Zielgewebes (24) in Richtung der Sollposition zu steuern; und/oder – über den Steuerausgang die Strahlungsquelle (18) derart zu steuern, dass der Primärstrahl (30) im Falle eines Überschreitens eines vorgegebenen Grenzwertes durch die ermittelte Abweichung abgeschaltet und/oder zumindest teilweise blockiert wird.

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