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Die Erfindung betrifft Einrichtungen zur Bestimmung und Kontrolle der Dosisdeposition von Teilchenstrahlung zur Tumorbehandlung in Gewebe.
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Bei bekannten Einrichtungen und Verfahren zur Bestimmung einer Dosisdeposition von Teilchenstrahlung in Gewebe werden Compton-Kameras als vielversprechendste technische Lösung zum Nachweis prompter Gammastrahlung vorgesehen.
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Eine Compton-Kamera besteht prinzipiell immer aus ein oder mehreren Detektoren, welche so ausgelegt sind, dass einfallende Photonen mit möglichst hoher Wahrscheinlichkeit eine inkohärente Streuung erfahren und dabei gleichzeitig Ort und Energie des beteiligten Compton-Elektrons mit hoher Genauigkeit bestimmt werden. Endstück einer Compton-Kamera bildet ein Absorberdetektor, der so ausgelegt sein muss, dass die durch die Compton-Streuung ausgelösten Photonen absorbiert werden, wobei Energie und Ort mit hoher Genauigkeit zu messen sind, um Fehler in der Vorhersage des Raumbereichs, aus dem die Photonen emittiert wurden, gering zu halten. Derartige Compton-Kameras für medizinische Anwendungen sind unter anderem durch die Druckschriften
US 6,484,051 B1 und
US 6,528,795 B2 bekannt.
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Typischerweise werden in Realisierungen von Absorbern Szintillatoren wie Natriumiodid (NaI), Lutetium-Oxyortho-Silicate (LSO), Lutetium-Yttrium-Oxyortho-Silicate (LYSO), Lanthanbromid (LaBr3) oder Halbleiterdetektoren wie Germanium (Ge), Silizium (Si), Cadmiumtellurid (CdTe) oder Cadmiumzinktellurid (CdZnTe) betrachtet. Speziell für Anwendungen im medizinischen Bereich ist auf Grund der geltenden Sicherheitsvorschriften die Auswahl geeigneter Detektoren eingeschränkt. In diesem Zusammenhang ist der Einsatz von Ge-Detektoren, welche durch flüssigen Stickstoff gekühlt werden müssen, nicht gegeben.
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Unter den Compton-Kameras gibt es zwei Klassen. Die eine Klasse weist Ereignisse nach, bei denen eine inkohärente Streuung stattgefunden hat und das gestreute Photon im Absorber voll absorbiert wird. Diese Kameras können in der kleinsten Konfiguration aus einem einzelnen die Compton-Streuung auslösenden Körper und einem zweiten Körper als Absorber und damit Detektor bestehen. Diese Klasse bietet die höchste Sensitivität, liefert aber nur dann hohe Genauigkeit bezüglich der Winkelauflösung des Compton-Winkels, wenn höchstauflösende Detektorkomponenten verwendet werden.
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Eine weitere Klasse von Compton-Kameras weist Ereignisse nach, in der zwei aufeinanderfolgende inkohärente Streuungen mit anschließender Wechselwirkung des auslaufenden Photons im Absorberdetektor stattfinden. Dazu besteht diese Klasse aus mindestens zwei eine Compton-Streuung auslösenden Körpern und dem Absorberdetektor. Vorteil dieser Klasse ist, dass das auslaufende Photon im Absorberdetektor nicht voll absorbiert werden muss um damit Lage und Größe des Kegelmantels zur Bestimmung des Emmissionsraumes zu ermitteln. Diese Klasse an Compton-Kameras bietet allerdings infolge der erforderlichen Doppelstreuung eine wesentlich geringere Sensitivität, allerdings ist die Winkelauflösung besser als bei der zuvor beschriebenen Klasse.
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Hinsichtlich der Verwendbarkeit einer Compton-Kamera für den Einsatz in der Strahlentherapie zur Überwachung der Dosisdeposition eines Teilchenstrahls (Protonen, Ionen) im menschlichen Gewebe sind sowohl eine hohe Sensitivität als auch eine hohe Winkelauflösung erforderlich. Aus diesem Grunde kommt besonders jener Compton-Kamera, welche Einzelstreuereignisse nachweist, eine besondere Bedeutung zu. Es gilt die Detektoren so zu optimieren, dass gleichzeitig eine hohe Effizienz und eine möglichst gute Winkelauflösung erreicht werden. Diese Anforderungen ergeben sich aus der Notwendigkeit diie Quellpunkte prompter Gammastrahlung möglichst genau zu bestimmen und der Bedingung, dass bei der Behandlung der Teilchenstrahl nur eine relativ kurze Zeit angeschaltet ist (ca. 10 bis 20 min), so dass prompte Gammastrahlung zum Erhalt einer aussagekräftigen Quellverteilung mit möglichst hoher Effizienz zu detektieren ist.
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In diesem Zusammenhang muss der Absorber als Detektor besondere Funktionen erfüllen, welche durch die Einrichtung zur Bestimmung der Dosisdeposition von Teilchenstrahlung in Gewebe entscheidend verbessert oder erst ermöglicht werden.
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Der im Patentanspruch 1 angegebenen Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die Dosisdeposition während der Tumorbehandlung mit Teilchenstrahlen zu kontrollieren.
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Diese Aufgabe wird mit den im Patentanspruch 1 aufgeführten Merkmalen gelöst.
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Die Einrichtungen zur Bestimmung der Dosisdeposition von Teilchenstrahlung zur Tumorbehandlung in Gewebe mit wenigstens einem die Compton-Streuung verursachenden Körper und einem Absorber in Verbindung mit halbleiterbasierten Photodetektoren und einem Datenverarbeitungssystem zeichnen sich insbesondere dadurch aus, dass die Dosisdeposition während der Tumorbehandlung mit Teilchenstrahlen kontrolliert werden kann.
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Dazu sind im Strahlengang der durch die Dosisdeposition hervorgerufenen prompten Gammastrahlung der die Compton-Streuung verursachender Körper und der Absorber angeordnet. Der Absorber als Absorberdetektor besteht aus wenigstens einem Szintillator in Form wenigstens eines ersten Kristalls oder in einer Matrix angeordneten ersten Kristallen und Vetodetektoren zum Nachweis der im Körper inkohärent gestreuten Photonen. Der Szintillator ist weiterhin von wenigstens einem zweiten Szintillatorkristall als Vetodetektor umgeben oder umschlossen oder wenigstens bereichsweise begrenzt. Im Strahlengang hinter dem ersten Kristall oder den ersten Kristallen ist mindestens ein weiterer Szintillatorkristall als weiterer Vetodetektor angeordnet. Die halbleiterbasierten Photodetektoren sind zum Auslesen an den Szintillator und die Vetodetektoren gekoppelt und mit dem Datenverarbeitungssystem verbunden. Das Datenverarbeitungssystem ist dabei
- – ein nur solchen Signalen der halbleiterbasierten Photodetektoren, bei denen eine Energiedeposition im Szintillator und zeitgleich keine signifikante Energiedeposition im Vetodetektor vorliegt, ein Ereignis zur Bestimmung der Dosisdeposition zuordnendes und
- – ein Ereignisse mit einer Teilabsorption im Szintillator und einer Teilabsorption im Vetodetektor von Ereignissen mit vollständiger Absorption im Szintillator trennendes Datenverarbeitungssystem.
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Im Vergleich zu Photonen eröffnen neue Strahlenarten wie Protonen und Ionen bei der Tumortherapie entscheidende Vorteile, durch die ein größerer therapeutischer Nutzen resultiert. Protonen und Ionen werden im Gewebe gestoppt und deponieren ihre Energie vor allem am Ende der zurückgelegten Strecke. Die therapeutisch erforderliche Dosis lässt sich dadurch bei diesen Strahlenarten sowohl lateral als auch in der Tiefe des Gewebes präzise deponieren. Tumorgewebe kann somit effizienter zerstört und umliegendes gesundes Gewebe, insbesondere Risikoorgane, besser geschützt werden.
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Damit die Vorteile dieser Strahlenarten optimal nutzbar werden, ist zu berücksichtigen, dass die Deposition der Dosis bei den neuen Strahlenarten wesentlich empfindlicher auf Ungenauigkeiten im strahlentherapeutischen Behandlungsprozess reagiert, wodurch es zu Abweichungen zwischen geplanter und applizierter Dosis kommen kann. Eine Kontrolle der Bestrahlung während der Tumorbehandlung kann durch den Nachweis prompter Gammastrahlung erfolgen. Diese entsteht in der Wechselwirkung der Teilchen mit den Kernen des menschlichen Gewebes. Prompte Gammastrahlung ist hochenergetisch und deckt einen breiten Energiebereich bis etwa 15 MeV ab. Aufgrund der hohen Quantenenergie ist der dominante Wechselwirkungsmechanismus, durch den diese Strahlung nachweisbar ist, die inkohärente Streuung (Compton-Streuung).
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Im Strahlengang der prompten Gammastrahlung befindet sich primär der wenigstens eine die Compton-Streuung verursachende und damit produzierende oder hervorrufende Körper. Der Körper löst damit die Compton-Streuung aus. Derartige Körper sind bekannt. Mit dem nachgeordneten Absorber wird die Energie derjenigen Photonen gemessen, die eine inkohärente Streuung im Körper erfahren haben. Der Körper und der Absorber können dazu Bestandteile einer Compton-Kamera sein.
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Der Absorber als Absorberdetektor zeichnet sich dabei vorteilhafterweise dadurch aus, dass dieser nur dann eine Energieinformation liefert, wenn das zuvor im Körper inkohärent gestreute Photon eine Vollabsorption im Absorber erfahren hat. Alle anderen Ereignisse werden unterdrückt. Um dieser Anforderung auf engem Raum gerecht zu werden, ist der Absorber durch Vetodetektoren ergänzt. Der Absorber wird durch einen Szintillator oder mehrere zentrale Szintillatoren realisiert, durch welchen oder welche eine möglichst hohe Energie- und Ortsauflösung realisierbar sind. Als Szintillator wird vorteilhafterweise ein Szintillatorkristall oder mehrere derartige Kristalle verwendet. Mit den Vetodetektoren lassen sich Ereignisse, bei denen nur eine Teilabsorption der Photonenenergie im zentralen Szintillator stattgefunden hat, von Ereignissen mit vollständiger Absorption im zentralen Szintillator trennen, indem nur Ereignisse verwendet werden, bei denen bei Energiedeposition im Szintillator zeitgleich (in Koinzidenz) keine signifikante Energiedeposition im Vetodetektor vorliegt.
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Der Einsatz der Einrichtung erfolgt erwartungsgemäß in einem Umfeld zeitlich veränderlicher Magnetfelder. Letzteres ist besonders bei Verwendung eines Rasterscan-Verfahrens zu erwarten.
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Klassische Röhren und Dynoden basierte Photomultiplier, welche gewöhnlich zur Auslese von Szintillatorkristallen verwendet werden, reagieren jedoch empfindlich auf Magnetfelder und Änderungen von Magnetfeldstärken (Änderung der Verstärkung), wodurch die Energieauflösung eines Absorberdetektors und die Stabilität der vom Absorber gelieferte Energieinformation leiden. Aus diesem Grunde sind klassische Röhren oder Dynoden basierte Photomultiplier ungeeignet. Zudem erlauben diese Photomultiplier, bedingt durch ihre großen Dimensionen, keinen Aufbau kompakter Detektorsysteme.
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Die Desensibilisierung der Energieinformation bezüglich Magnetfeldern und die beschriebene Platzproblematik werden durch den Einsatz von halbleiterbasierten Photosensoren gelöst.
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Der Szintillator ist wenigstens ein erster Kristall oder wird durch eine Matrix mehrerer erster Kristalle repräsentiert. Weiterhin ist der Szintillator von wenigstens einem zweiten Szintillatorkristall als Vetodetektor umgeben oder umschlossen oder wenigstens bereichsweise begrenzt. Darüber hinaus ist im Strahlengang hinter dem ersten Kristall oder den ersten Kristallen mindestens ein weiterer Szintillatorkristall als weiterer Vetodetektor angeordnet. Damit ist der Absorberdetektor eine kompakte Baueinheit.
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Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Patentansprüchen 2 bis 6 angegeben.
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Günstigerweise besteht der Körper nach der Weiterbildung des Patentanspruchs 2 aus Cadmiumzinktellurid, Lanthanbromid oder Cerbromid. Insbesondere eine Verbindung mit Cadmium bewirkt vorteilhafterweise eine große Streuwirkung bei der Compton-Streuung.
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Nach der Weiterbildung des Patentanspruchs 3 sind zweite Szintillatorkristalle im Querschnitt o-förmig oder kreuzförmig um den ersten Kristall oder die ersten Kristalle angeordnet. Weiterhin ist der Szintillator in den zweiten Szintillatorkristallen so angeordnet, dass die Grundflächen in einer Ebene als Absorberebene angeordnet sind.
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Günstigerweise besteht der Szintillator und/oder der Vetodetektor nach der Weiterbildung des Patentanspruchs 4 aus
BGO (Bismuth-Germanat: Bi4Ge3O12),
GSO (Gadolinium-Orthosilicate: GdSiO2),
GYSO (Gadolinium-Yttrium-Orthosilicate),
LSO (Lutetium-Oxyortho-Silicate),
LYSO (Lutetium-Yttrium-Oxyortho-Silicate),
Ce:GAGG (Cer dotiertes Gadolinium-Aluminium-Gallium-Germanate, Gd3Al2Ga3O12),
LaBr3 (Lanthanbromid) oder
CeBr3 (Cerbromid).
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Nach der Weiterbildung des Patentanspruchs 5 ist der halbleiterbasierte Photodetektor an einer Endfläche und/oder einer Seitenfläche des Szintillators angeordnet oder befindet sich jeweils wenigstens ein halbleiterbasierter Photodetektor an einer Endfläche und an einer Seitenfläche des Szintillators.
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Mittels längs der Szintillatorkristalle angeordneter halbleiterbasierter Photodetektoren kann vorteilhafterweise die Position der Wechselwirkung entlang der Längsachse des Kristalls (DOI: depth of interaction) bestimmt werden. Im Zusammenspiel mit der Bestimmung der transversalen Position dieser Wechselwirkung an der Endfläche kann somit eine vollständige Koordinate für die Wechselwirkung zwischen Photon und Kristall ermittelt werden. Durch diese Information kann zusätzlich zu allen beschriebenen Verbesserungen der Absorberebene auch im Zusammenspiel mit der Streuebene nun auch die Achslage des Streukegels genauer bestimmt werden.
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Der halbleiterbasierte Photodetektor ist nach der Weiterbildung des Patentanspruchs 6 ein Photomultiplier, beispielsweise ein Silicon Photomultiplier (SiPM) oder ein Multi Pixel Photon Counter (MPPC), oder wenigstens eine Avalanche-Photodiode (APD). Günstigerweise werden Arrays solcher Sensoren eingesetzt.
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Durch den Einsatz von Arrays kann eine Ortsinformation über die transversale Position der Photonwechselwirkung mit dem Szintillatorkristall erhalten werden. Die Ortsauflösung kann dabei erwartungsgemäß durch Anwendung einer Ladungswichtungsmethode verbessert werden.
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Durch Anwendung eines großflächigen Arrays auf einer der Kristallflächen kann zudem eine effiziente Sammlung von Szintillationsphotonen erfolgen, durch die eine hochaufgelöste Energiemessung ermöglicht wird.
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Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in den Zeichnungen jeweils prinzipiell dargestellt und wird im Folgenden näher beschrieben. Es zeigen:
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1 ein Einrichtung zur Bestimmung und Kontrolle der Dosisdeposition von Teilchenstrahlung zur Tumorbehandlung in Gewebe mit einem die Compton-Streuung verursachenden Körper, einem Absorber und einem Datenverarbeitungssystem,
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2 einen Absorber mit einem zentralen einzelnen Szintillatorkristall und einem Vetodetektor,
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3 einen Absorber mit einem zentralen Szintillator aus mehreren Kristallen und einen Vetodetektor und
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4 einen Absorber mit einem zentralen Szintillator und einem kreuzförmigen Vetodetektor.
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Eine Einrichtung 3 zur Bestimmung der Dosisdeposition von Teilchenstrahlung 1 in Gewebe 2 besteht im Wesentlichen aus wenigstens einem die Compton-Streuung verursachenden Körper 4, einem Szintillator 7, mindestens einem Vetodetektor 8, mindestens einem Halbleiterfotodetektor 9 und einem Datenverarbeitungssystem 6. Die Einrichtung 3 stellt eine Compton-Kamera 3 dar.
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Die 1 zeigt eine Einrichtung 3 zur Bestimmung und Kontrolle der Dosisdeposition von Teilchenstrahlung 1 zur Tumorbehandlung in Gewebe mit einem die Compton-Streuung verursachenden Körper 4, einem Absorber 5 und einem Datenverarbeitungssystem 6 in einer prinzipiellen Darstellung.
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Im Strahlengang der durch die Dosisdeposition hervorgerufenen prompten Gammastrahlung sind der die Compton-Streuung verursachender Körper 4 und der Absorber 5 als Absorberdetektor 5 angeordnet, wobei der Absorber 5 sowohl wenigstens einen Szintillator 7 als auch wenigstens einen Vetodetektor 8 enthält. Der Körper 4 und der Absorber 5 sind insbesondere Bestandteile einer Compton-Kamera 3.
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Die 2 zeigt einen Absorber 5 mit einem zentralen einzelnen Szintillatorkristall 7 und einem Vetodetektor 8 in einer prinzipiellen Darstellung.
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Der Szintillator 7 ist in einer ersten Ausführungsform ein erster Kristall 7, der von zweiten Szintillatorkristallen 8 als Veto-Detektor 8 umgeben ist. Zweite Szintillatorkristalle 8 sind o-förmig angeordnet. Ein dem ersten Kristall 7 nachgeordneter weiterer Szintillatorkristall 8 ist ein weiterer Bestandteil des Vetodetektors 8.
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Die 3 zeigt einen Absorber 5 mit einem zentralen Szintillator 7 aus mehreren Kristallen und einen Vetodetektor 8 in einer prinzipiellen Darstellung.
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In einer zweiten Ausführungsform besteht der Szintillator 7 exemplarisch aus vier ersten Kristallen 7, die zusammen eine Matrix darstellen. Der Szintillator 7 kann auch aus mehr als vier Einzelkristallen 7 bestehen.
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Bei einem derartigen Aufbau des Absorbers 5 als Absorberdetektor 5 durch mehrere zentrale Szintillatorkristalle 7 werden die zentralen ersten Kristalle 7 durch eine getrennte Anordnung weiterer Szintillatorkristalle 8 als Bestandteile des Vetodetektors 8 umschlossen, wobei nur die Eintrittsfläche der zentralen Kristalle 7 offen bleibt (Darstellung in der 3). Zusätzlich werden die zentralen ersten Kristalle 7 einzeln ausgelesen und die Signale über eine Logik dem Datenverarbeitungssystem 6 weitergegeben. Bei der Selektion der Ereignisse wird nun zusätzlich zur Berücksichtigung des Signals der umhüllenden Detektoren 8 als Bestandteil des Vetodetektors 8 darauf geachtet, dass eine Energiedeposition nur in einem der zentralen Detektorkristalle 7 stattgefunden hat, oder dass Energiedepositionen in zwei oder mehreren zentralen Detektorkristallen 7 stattgefunden haben, welche räumlich voneinander getrennt sind.
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Durch diese Matrixanordnung lässt sich die Eintrittsfläche effektiver für den Nachweis einfallender Photonen nutzen.
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Ein nachgeordneter weiterer Szintillatorkristall 8 ist ein weiterer Bestandteil des Vetodetektors 8.
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Die 4 zeigt einen Absorber 5 mit einem zentralen Szintillator 7 und einem kreuzförmigen Vetodetektor 8 in einer prinzipiellen Darstellung.
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In einer dritten Ausführungsform sind zweite Szintillatorkristalle 8 als Bestandteil des Vetodetektors 8 im Querschnitt kreuzförmig angeordnet. Der erste Kristall 7 befindet sich im Mittelpunkt und somit von zweiten Szintillatorkristallen 8 umgeben.
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Darüber hinaus befindet sich ein weiterer zweiter Kristall 8 als Bestandteil des Vetodetektors 8 an den kreuzförmig angeordneten Kristallen 8.
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Szintillator 7 und Vetodetektor 8 werden mit halbleiterbasierten Photodetektoren 9 ausgelesen. Weiterhin sind diese halbleiterbasierten Photodetektoren 9 mit dem Datenverarbeitungssystem 6 so verbunden, dass nur Signalen der halbleiterbasierten Photodetektoren 9 bei einer Energiedeposition im Szintillator 7 und zeitgleich keiner signifikanten Energiedeposition im Vetodetektor 8 ein valides Ereignis zur Bestimmung der Dosisdeposition zugeordnet werden, wobei Ereignisse mit einer Teilabsorption im Szintillator 7 und einer Teilabsorption im Veto-Detektor 8 von Ereignissen mit vollständiger Absorption im Szintillator 7 getrennt werden. Der Vetodetektor 8 liefert somit ein Vetosignal für jene Fälle, in denen für die Energiemessung inkohärent gestreuter Photonen kein physikalisch interessantes Ereignis aufgetreten ist.
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Der halbleiterbasierte Photodetektor 9 ist dazu an einer Endfläche und/oder einer Seitenfläche des Szintillators 7 angeordnet.
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In einer weiteren Ausführungsform befindet sich jeweils wenigstens ein halbleiterbasierter Photodetektor 9 an einer Endfläche und an einer Seitenfläche des Szintillators 7.
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Als halbleiterbasierter Photodetektor 9 wird bekannterweise ein Photomultiplier 9 und/oder wenigstens eine Avalanche-Photodiode 9 verwendet.
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Der Szintillator 7 und/oder der Vetodetektor 8 besteht aus
BGO (Bismuth-Germanat: Bi4Ge3O12),
GSO (Gadolinium-Orthosilicate: GdSiO2),
GYSO (Gadolinium-Yttrium-Orthosilicate),
LSO (Lutetium-Oxyortho-Silicate),
LYSO (Lutetium-Yttrium-Oxyortho-Silicate),
Ce:GAGG (Cer dotiertes Gadolinium-Aluminium-Gallium-Germanate, Gd3Al2Ga3O12),
LaBr3 (Lanthanbromid) oder
CeBr3 (Cerbromid).
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Wesentliche Aufgabe des Absorbers 5 als Absorberdetektor 5 ist eine präzise und möglichst untergrundfreie Messung der Energie inkohärent gestreuter Photonen zu ermöglichen. Bei dem Compton-Streuprozess wird der Streuwinkel aus der Energie des Compton-Elektrons und der Energie des gestreuten Photons ermittelt.
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Eine genaue und möglichst untergrundfreie Messung der Energie ist erforderlich, da durch diese der Fehler im berechneten Compton-Streuwinkel entscheidend beeinflusst wird. Dem Compton-Streuwinkel kommt hinsichtlich der Rekonstruktion der von der Einrichtung aufgezeichneten Ereignisse eine besondere Bedeutung zu, da dieser Winkel dem halben Öffnungswinkel eines Kegels entspricht, auf dessen Mantelfläche der Emissionsort des im Körper 4 inkohärent gestreuten Photons liegt. Je größer der Fehler, desto größer ist die Breite des zugehörigen Kegelmantels. Je größer dessen Breite wird, desto ungenauer wird die Rekonstruktion eines Quellpunktes, der dabei beispielsweise durch Überlagerung mehrerer Kegel realisiert wird.
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Rechnungen, welche die Compton-Streuformel als Grundlage haben, zeigen, dass der relative Fehler in der Energiemessung durch den Absorber 5 mindestens einen viermal größeren Einfluss auf den Fehler des Öffnungswinkels hat als der relative Fehler in der Energiemessung des Compton-Elektrons. Somit ist die Energieauflösung des Absorbers 5 für diesen Fehler von besonderer Wichtigkeit.
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Damit die Energiemessung des Absorbers 5 mit hoher Genauigkeit und möglichst frei von Untergrund erfolgen kann, muss man den Absorber so dimensionieren, dass in den Absorber 5 einfallende Photonen – diese haben in der Regel eine Energie in einem definierten Energiebereich hier ca. 0 bis einschließlich 7 MeV – mit hoher Wahrscheinlichkeit voll absorbiert werden, das heißt ihre gesamte Energie deponieren. Eine gängige Lösung ist hierbei den Absorber mit einem Material hoher Dichte und mit entsprechend großen Dimensionen auszustatten. Allerdings kann man den Absorber aus technischen Gründen für die angedachte Applikation nicht in beliebiger Länge umsetzen. Im klinischen Bereich in der Gantry gibt es zudem wenig Platz für eine Detektorinstallation, so dass kompakte Detektorlösungen als Einrichtungen 3 mit dem Absorber 5 erforderlich sind.
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Das Energiespektrum der prompten Gammastrahlen ist kontinuierlich und hochenergetisch zugleich. Somit kann die Energie der hochenergetischen Photonen im zugrundeliegenden Spektrum meistens nur unvollständig absorbiert werden. Für solche (Untergrund-)Ereignisse liefert der Absorber 5 dann eine fehlerhafte Energieinformation, wodurch der ermittelte Öffnungswinkel des Kegelmantels falsch bestimmt wird.
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Simulationsrechnungen haben ergeben, dass selbst bei langen Szintillatorkristallen hoher Dichte (LSO) und mit 5cm Länge oberhalb einer Photonenenergie von ca. 700 keV für mehr als 50 % der Ereignisse keine Vollabsorption der Photonenenergie im Kristall stattfindet und die von der Einrichtung 3 gelieferte Energieinformation somit stark fehlerbehaftet ist. Das energetische Spektrum der prompten Gammaquanten (0–7 MeV) und damit auch dasjenige der inkohärent gestreuten Photonen deckt jedoch einen Bereich weit oberhalb der kritischen Schwelle von 700 keV ab, so dass in der überwiegenden Mehrzahl der Ereignisse, welche bei der Detektion prompter Gammastrahlung aufgezeichnet werden, die Energieinformation der gestreuten Photonen stark fehlerbehaftet sein muss und es dadurch nicht gelingt, mit einer Compton-Kamera 3 die Quellpunktverteilung der primären Photonen mit der erforderlichen Genauigkeit zu bestimmen.
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Daraus folgt, dass der Absorber 5 so aufgebaut sein muss, dass dieser mit möglichst hoher Wahrscheinlichkeit nur dann eine Energieinformation liefert, wenn das zugehörige Photon eine Vollabsorption in diesem Detektor erfahren hat. Alle anderen Ereignisse müssen unterdrückt werden.
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Um dieser Anforderung auf engem Raum gerecht zu werden, wird mit der Einrichtung 3 der Absorber 5 durch einen Vetodetektor 8 ergänzt. Der Absorber 5 wird durch ein oder mehrere zentrale Szintillatorkristalle 7 realisiert, durch welche eine möglichst hohe Energieauflösung realisiert werden kann. Aus diesem Grunde kommen als spezielle Ausprägung für diese zentralen Detektorkristalle 7, die Materialien BGO, GSO, GYSO, LSO, LYSO, Ce:GAGG, LaBr3 und CeBr3 in Frage. Ein Vetodetektor 8 kann davon unterschiedlich realisiert werden.
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Mit dem Vetodetektor 8 lassen sich Ereignisse, bei denen nur eine Teilabsorption der Photonenergie im zentralen Detektor 7 als Szintillator 7 stattgefunden hat, von Ereignissen mit vollständiger Absorption im zentralen Absorberdetektor 7 als Szintillator 7 trennen, indem nur Ereignisse verwendet werden, bei denen bei Energiedeposition im zentralen Detektor 7 zeitgleich (in Koinzidenz) keine signifikante Energiedeposition im Vetodetektor 8 stattgefunden hat.
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Hinsichtlich der Detektion prompter Gammastrahlung zur Überwachung der Teilchenstrahltherapie muss bei der Auslegung der zentralen Absorberkristalle darauf geachtet werden, dass pile-up Effekte so gering wie möglich gehalten werden. Pile-up bezeichnet den gleichzeitigen Nachweis von mehr als einem Ereignis (hier die Wechselwirkung von Photonen mit dem Detektormaterial des Absorbers) innerhalb eines Beobachtungszeitraumes (Integrationsfenster). Der Beobachtungszeitraum, der für Szintillationskristalle der angegebenen Typen anzusetzen ist, liegt dabei bei etwa 30 ns bis 1000 ns. Bei pile-up ist eine zeitliche und räumliche Trennung der Ereignisse nicht möglich. Die Energie- und Ortsmessung kann somit nicht eindeutig einem speziellen Photon zugewiesen werden. Somit ist pile-up eine weitere Quelle für Untergrund, welche die Energie- und Ortsinformation des Absorbers 5 verfälscht. Pile-up wird dann signifikant, wenn die Flussdichte R der auf den Detektor einfallenden Photonen größer oder in der Größenordnung der Ratenverträglichkeit des Szintillatormaterials ist.
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Damit die Rekonstruktion der Quellpunktverteilung prompter Gammastrahlung möglichst genau ist, muss die Einrichtung möglichst dicht an der Quellverteilung angeordnet werden. Dieser Abstand kann im Bereich 5cm bis 30cm liegen, wobei der typische Arbeitsabstand bei ungefähr 10 cm liegt.
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Aufgrund der zugrundeliegenden Intervallstatistik für aufeinanderfolgende Ereignisse (Poissonstatistik) und der erwarteten Photonenflüsse kann der Einfluss des pile-up Effekts auf die Qualität des Absorberdetektors
5 abgeschätzt werden. Dabei hat sich gezeigt, dass bei Verwendung eines Integrationsfensters von ca. 500 ns bis 1000 ns die transversale Ausdehnung eines zentralen Szintillatorkristalls
7 eine Größe von 4 cm
2 nicht überschreiten sollte. Eine transversale Ausdehnung von ca. 0,5 cm
2 bis 1 cm
2 ist eine Zielgröße. Größere transversale Kristalldimensionen (ca. 4 cm
2) können nur bei Integrationsfenstern kleiner 500 ns eingesetzt werden. Damit folgt, dass für den Absorber
5 ein granularer Aufbau mit entsprechend dimensionierten Absorberkristallen (keine großflächigen Einzelkristalle für den Absorber!) erforderlich ist. Durch den granularen Aufbau können abgesehen von pile-up Ereignissen auch Ereignisse mit Sekundärteilchen identifiziert und getrennt werden. Spezielle, sinnvolle Ausprägungen für die Dimension der zentralen Absorberkristalle sind:
| Querschnittsfläche: | 0,5 cm2 bis 4 cm2 |
| Kristalllänge: | 2 cm bis 10 cm |
| Szintillatormaterialien: | BGO, GSO, GYSO, LSO, LYSO, Ce:GAGG, LaBr3 und CeBr3 |
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Der Einsatz der Einrichtung 3 erfolgt während der Teilchentherapie erwartungsgemäß in einem Umfeld zeitlich veränderlicher Magnetfelder. Letzteres ist besonders bei Verwendung eines Rasterscanverfahrens zu erwarten.
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Klassische auf Röhren und Dynoden basierende Photomultiplier, welche gewöhnlich zur Auslese von Szintillatorkristallen 7 verwendet werden, reagieren jedoch empfindlich auf Magnetfelder und Änderungen von Magnetfeldstärken (Änderung der Verstärkung), wodurch die Energieauflösung des Absorbers 5 und die Stabilität des vom Absorber 5 gelieferten Energieinformation leiden. Aus diesem Grunde sind solche Photomultiplier zur Auslese der Szintillatoren im zentralen Absorberdetektor 7 und der Szintillatoren im Vetodetektor 8 ungeeignet. Zudem erlauben diese Photomultiplier bedingt durch ihre großen Dimensionen keinen Aufbau kompakter Detektorsysteme.
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Deshalb werden Halbleiter basierter Photosensoren 9 für die Auslese der Szintillatorkristalle eingesetzt.
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Für die Auslese der zentralen Detektorkristalle 7 des Absorbers 5 werden Arrays aus SiPMs 9 (Silicon Photomultiplier) oder MPPCs 9 (Multi Pixel Photon Counter) und/oder großflächige APDs 9 (Avalanche Photo Diode) eingesetzt. Die Auslese der Vetodetektoren 8 kann ebenfalls durch SiPMs 9 und/oder APDs 9 erfolgen.
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Bei der Auslese des zentralen Detektors 7 ist eine Anordnung, bei der das SiPM-Array 9 auf der Frontfläche und die APD(s) 9 auf der Endfläche (oder umgekehrt) angeordnet sind vorgesehen. Durch den Einsatz von SiPM- oder APD-Arrays 9 kann eine Ortsinformation über die transversale Position der Photonwechselwirkung mit dem Szintillatorkristall 7, 8 erhalten werden. Die Ortsauflösung kann dabei erwartungsgemäß durch Anwendung einer Ladungswichtungsmethode verbessert werden.
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Durch Anwendung eines großflächigen APD Arrays 9 auf einer der Kristallflächen kann zudem eine effiziente Sammlung von Szintillationsphotonen erfolgen, durch die eine hochaufgelöste Energiemessung ermöglicht wird.
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Darüber hinaus können längs der Szintillatorkristalle angeordnete SiPM- und/oder APD-Arrays 9 eingesetzt werden. Mit den von diesen Halbleiter-Photodetektoren 9 registrierten Signalen kann die Position der Wechselwirkung entlang der Längsachse des Kristalls (DOI: Depth of Interaction) bestimmt werden. Im Zusammenspiel mit der Bestimmung der transversalen Position dieser Wechselwirkung durch SiPM- und/oder APD Arrays 9 an der Frontfläche der Szintillatorkristalle 7, 8 kann somit eine vollständige Koordinate für die Wechselwirkung zwischen Photon und Kristall ermittelt werden. Durch diese Information kann zusätzlich auch die Achslage des Streukegels genauer bestimmt werden.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- US 6484051 B1 [0003]
- US 6528795 B2 [0003]
