DE10310127A1

DE10310127A1 - Gating-Verfahren, Gating-Gerät sowie Therapieeinrichtung

Info

Publication number: DE10310127A1
Application number: DE10310127A
Authority: DE
Inventors: Kathrin Dr. Lauckner; Michael Dr. Lauk
Original assignee: Seleon GmbH
Current assignee: Seleon GmbH
Priority date: 2003-03-07
Filing date: 2003-03-07
Publication date: 2004-09-16
Also published as: DE112004000860D2; WO2004078042A1

Abstract

Diese Erfindung betrifft ein Gating-Verfahren, bei dem der Atemfluss eines Patienten wiederholt gemessen wird. Hierbei werden gemessene Atemflusswerte erhalten. Aus den gemessenen Atemflusswerten wird ein Steuersignal erzeugt, das die Steuerung der Bestrahlung eines Patienten und/oder eines bildgebenden Verfahrens dient. Darüber hinaus betrifft diese Erfindung ein Gating-Gerät sowie eine Strahlentherapieeinrichtung.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Gating-Verfahren, bei dem in Abhängigkeit von der Atem- und/oder Herztätigkeit Steuersignale erzeugt werden, die die Bestrahlung eines Patienten und/oder die Gewinnung von Bildern des Körperinneren des Patienten steuern. Die Erfindung betrifft ferner ein Gating-Gerät zur Durchführung eines solchen Gating-Verfahrens. Schließlich betrifft die Erfindung ein Bestrahlungsverfahren sowie eine Strahlentherapieeinrichtung.

Bekannt ist die Computertomographie (CT) (Roche-Lexikon Medizin, Urban & Fischer, München, 4. Auflage, 1998, ISBN 3-541-17114-6). Sie ist ein röntgendiagnostisches, bildgebendes Verfahren, bei dem der menschliche Körper Schicht für Schicht durchstrahlt wird. Zum Bildaufbau wird ein Computer eingesetzt, um die Ergebnisse auf dem Computerbildschirm darzustellen. Die CT ermöglicht die Darstellung minimaler Dichteunterschiede, die z.B. eine Folge von Gewebeveränderungen oder Tumoren sind. Die Messeinrichtung ist eine schnellrotierende Röntgenröhre mit einem etwa bleistiftstarken Strahlenbündel und Szintillationszählern mit nachgeschaltetem Fotomultipler. Hierdurch wird ein Strahlenschwächungsprofil der betreffenden Schicht durch lineare Abtastung aus jeweils leicht verändertem Winkel ermittelt. Aus etwa 100.000 Messwerten wird eine Ortsverteilung der Schwächungswerte errechnet und in ein Fernsehbild umgesetzt. Vorteilhaft an der CT ist, dass keine Überlagerung durch andere Schichten erfolgt. Die CT ermöglicht die abgestufte Weichteildarstellung auch ohne Kontrastmittel. Eine quantitative Bildauswertung anhand der am Bildrand angegebenen Schwächungswerte ist möglich.

Die Positronen-Emissions-Tomographie (PET) (Roche-Lexikon Medizin a.a.O.) ist ebenfalls ein bildgebendes „computertomografisches" Verfahren bei dem die bei Positronenzerfall entstehenden Photonen detektiert werden. Die PET dient zum Beispiel zur Untersuchung der Durchblutung und der Stoffwechselvorgänge in einzelnen Hirnabschnitten. Als Positronenstrahler dienen vor allem die Isotope ⁶⁴Cu, ⁷⁴As, ⁷²As, ¹⁹F, ⁶⁸Ga. Diese Isotope werden dem Patienten beispielsweise gespritzt, um sich in Malignomen anzureichern, so dass diese in einem PET-Bild hell erscheinen. PET-Scanner werden beispielsweise von Siemens Medical Systems hergestellt und unter den Produktnamen ECAT ART, ECAT EXACT und ECAT HR+ vertrieben.

Daneben gibt es die Single-Photon-Emissionscomputertomografie (SPECT) (Roche-Lexikon Medizin, a.a.O.). Hierbei werden im Gegensatz zur PET Gammastrahler eingesetzt.

Auch die Kernspin(resonanz)tomographie (magnetic resonance imarging, MRI) (Roche-Lexikon Medizin, a.a.O.) ist ein nichtinvasives bildgebendes Diagnoseverfahren, das Schnittbilder des menschlichen oder tierischen Körpers liefert. Zur Bildgewinnung wird ein Magnetfeld hoher Feldstärke sowie gepulste Radiowellen im Megahertzband verwendet. Hierdurch werden Protonen der Wasser- und Fettbestandteile im Organismus zur Kernspinresonanz angeregt. Nach Abschalten der Radiofrequenz werden die Magnetresonanzsignale durch Empfängerspulen, die den Patienten umgeben, aufgenommen. Das Signal ist von der Wasserstoffdichte und den Abklingzeiten abhängig. Mit Computerunterstützung werden viele Messungen in verschiedenen Richtungen zu einem Schichtbild (Tomogramm) zusammengesetzt, das Aufschluss über die räumliche Wasserstoffverteilung und ihre Wechselwirkungen mit der Umgebung gibt. Beispielsweise können je nach Aufnahmeverfahren wasser- oder fettreiche Gewebe als helle Flächen, wasserstoffarme Gewebe sowie schnellströmende Blutanteile als dunkle Flächen ohne Behinderung durch Knochenstrukturen erscheinen. Die MRI ermöglicht durch die dargestellten Wasserstoffdichte- und Relaxationszeitunterschiede die scharfe Abgrenzung von Tumoren (Neoplasien), Ödemen, Blutungen (Hämorrhagien) oder Nekrosen gegenüber der gesunden Umgebung.

Darüber hinaus werden ionisierte Strahlen auch zu Heilzwecken eingesetzt. Grundsätzlich unterschieden wird die interne Strahlentherapie, bei der Radionucleide, wie z.B. ¹ ⁹²IR oder ¹ ²⁵J in den Körper eingeführt werden und die externe Strahlentherapie, bei der der Körper von außen mit Röntgenstrahlung, Elektronen, Neutronen, Protonen, n-Mesonen oder Schwerionen bestrahlt wird. Die Teilchen werden mit Beschleunigungsspannungen im Megavoltbereich beschleunigt. Die Bestrahlung wird so geplant, dass Tumorgewebe möglichst stark und gesundes Gewebe möglichst schwach geschädigt wird. Den Therapieerfolg unterstützt die Tatsache, dass bei schwachen Dosen die Gewebeschäden mit dem Quadrat der Dosis ansteigen. Aus diesem Grund ist es vorteilhaft, einen Tumor aus unterschiedlichen Richtungen zu bestrahlen, wobei der Tumor eine Art Brennpunkt bildet. Durch die Verteilung der Strahlenbelastung auf möglichst viel gesundes Gewebe wird die Dosis pro Volumeneinheit gesundem Gewebe gering gehalten. Aufgrund der quadratischen Abhängigkeit der Strahlenschäden von der Dosis werden so die Strahlenschäden so im gesunden Gewebe gering gehalten. Die Bestrahlung aus unterschiedlichen Richtungen kann durch Verfahren der Strahlenquelle nacheinander erfolgen.

Problematisch sowohl bei bildgebenden Verfahren zu Diagnosezwecken als auch bei der Strahlentherapie ist Bewegung des Körpers insbesondere des Thorax aufgrund von Atmung und Herzschlag. Bei den bildgebenden Diagnoseverfahren führt eine Bewegung des Körperinneren zu Bewegungsunschärfe (blurring). Bei der Diagnose können so kleine Tumore übersehen werden. Bei der Strahlentherapie wird das Behandlungsfeld herkömmlicherweise vergrößert, um die Bewegung des Tumors während der Atmung abzudecken. Dies kann zu großen zu bestrahlenden Lungenvolumen führen, die unakzeptabel hohe Dosen erfordern. Da die Schädigung von normalem Gewebe bestimmt, mit welcher Dosis ein Tumor maximal bestrahlt werden kann, können einige Tumore im Thorax nicht ausreichend bestrahlt werden, um den Tumor zu heilen.

Diese Nachteile sollen durch Gating-Verfahren behoben werden.

Varian medical systems vertreibt eine Atmungs-Gating-Lösung, die optisch die Atmungsbewegung mit Submillimetergenauigkeit auflöst. Im Betrieb werden reflektierende Marker auf der Brust des Patienten angebracht. Eine Videokamera misst die Auf- und Abbewegung. Das kontinuierliche Signal wird von einem Computer verarbeitet, der den Strahl im Beschleuniger ausschaltet, wenn die Atmungsbewegung die Parameter übersteigt, die während der Behandlungssimulation bestimmt wurden. Die Software kann unerwartete Bewegungsabläufe, wie Husten, erkennen und die Bestrahlung unterbrechen. Die CT-Bilder werden zu einer bestimmten Phase des Atmungszyklusses aufgenommen, der für die Behandlung vorgesehen ist. Dies vereinfacht den Behandlungsplanungsvorgang, weil sichergestellt ist, dass die Diagnosedaten zum gleichen Zeitpunkt aufgenommen werden, zu dem die Behandlung erfolgt (www.varian.com/com/000605.html).

Neben Atmungs-Gating wird auch Herz- oder EKG-Gating (cardiac gating) eingesetzt. Hierbei werden Bilder zu einer bestimmten Phase in einem Herzzyklus aufgenommen. Die Aufnahme wird durch ein EKG-(Elektrokardiogramm)-Signal ausgelöst oder getriggert. EKG-Gating ist immer dann nützlich, wenn die Datengewinnung zu langsam ist, um in einem kurzen Teil des Herzzyklusses zu erfolgen, um Bewegungsunschärfe zu unterdrücken. Bei nuklearmedizinischen Abbildungsverfahren können während eines Herzzyklusses 10 bis 50 Bilder aufgenommen werden. Das Gating-Signal startet die Datenerfassung für das erste Bild. Dann, nach einer vorbestimmten Zeit von beispielsweise 10 bis 50 Millisekunden schaltet die Datenerfassung zum zweiten Bild und anschließend zu weiteren Bildern um, bis, basierend auf dem EKG-Signal, die nächste Herzphase beginnt und die Datenerfassung wieder beim ersten Bild beginnt. Bei nuklearmedizinischer Bildgewinnung (z.B. PET) ist die Zählstatistik während eines Herzzyklusses ungenügend, so dass typischerweise Daten von 50 bis mehreren Hundert Herzschlägen Bemittelt werden. Bei MRI ist die Aufnahme einer einzigen Bildlinie im k-Raum zwar innerhalb von 20 bis 50 Millisekunden möglich, jedoch schaffen nur schnelle MRI-Geräte die Aufnahme eines ganzen Bildes in dieser Zeit. Beim Herz-Gating wird deshalb während jedes Herzzyklusses eine Bildlinie aufgenommen
(www.amershamhealth.com/medcyclopaedia/Volume%20l/cardiac%20gating.asp).

Für Herz-Gating und auch für die Überwachung der Herzaktivität und des Herzschlags des Patienten ist ein sauberes artefaktfreies EKG-Signal notwendig. Dies ist jedoch schwierig während einer MRI-Untersuchung zu erhalten, da die sehr starken Magnetfeldgradienten und Wechselfelder innerhalb der MRI-Röhre dem schwächeren EKG-Signal von typischerweise 1 mV oder weniger starke Störsignale im Bereich von 200 bis 400 mV überlagern. Da auch der Frequenzbereich der Störsignale typischerweise zwischen 0,5 und 100 Hz sich stark mit dem EKG-Frequenzbereich von 0,05 bis 100 Hz überlappt, ist die Gewinnung eines EKG-Signals schwierig. Sie erfordert entweder aufwändige Analogfilter oder digitale Signalverarbeitung (www.reillycomm.com/it_archive/if_to1101_3.htm).

"Real-Time System for Respiratory-Cardiac Gating in Positron Tomography" von G.J. Klein et al., 1998, Trans. Nucl. Sci., offenbart ein Gating-Verfahren sowohl in Abhängigkeit eines EGK-Signals als auch eines Atemsignals für einen ECAT EXACT HR PET-Scanner. Ein EGK-Monitor liefert ein EKG-Signal, das in fünf Herzphasen unterteilt wird. Die erste und fünfte Herzphase werden zu einem Herzzustand A, die zweite und vierte Herzphase zu einem Herzzustand B zusammengefasst und die dritte Herzphase ergibt den Herzzustand C. Zur Erfassung der Atemtätigkeit wurden pneumatische Balge um den Brustkorb des Patienten herum angebracht. Die Balge sind mit einem Drucksensor verbunden, der eine analoge Spannung entsprechend der Brustkorbausdehnung erzeugt. Diese Anordnung ist so empfindlich, dass sie sogar die Herzschläge des Patienten anzeigt, wenn dieser die Luft anhält. Die analoge Spannung des Drucksensors wird in fünf Bereiche entsprechend fünf Atmungszuständen unterteilt. Aus den drei Herzzuständen und den fünf Atmungszuständen ergeben sich insgesamt 15 Zustände, die in einer zweidimensionalen Matrix angeordnet werden. Eine Spalte entspricht einem Atmungszustand, eine Zeile einem Herzzustand. Die PET-Ereignisse, die während eines Zustands stattfinden, werden in einem Histogramm über mehrere Herz- und Atemzyklen gesammelt. Insgesamt entstehen so 15 Histogramme, die Voxel für Voxel zu einem Bild zusammengesetzt werden. Tomographdaten, die während positiver oder negativer Spitzen im Atmungssignal des Drucksensors aufgenommen werden, die beispielsweise bei Seufzern auftreten, werden verworfen.

Aus der WO 02/083221 A2 ist die robuste Detektion von Atemzügen bekannt. Diese wird anhand von 3 erläutert. In 3 sind oben über 50 s aufgenommene Atemflusswerte 31 eines Patienten dargestellt. Ein hoher Atemflusswert deutet (oben) Inspiration und ein geringer Fluss (weiter unten) Exspiration an. Beim Übergang von Inspiration zu Exspiration ist im Atemfluss eine ausgeprägte Flanke zu erkennen, welche zur Detektion einzelner Atemzüge verwendet wird.

Zur Detektion der Flanken wird die erste und zweite Ableitung der Atemflusskurve nach der Zeit geschätzt. Die geschätzte erste Ableitung multipliziert mit (–1) wird in 3 unten dargestellt. Aufgrund von Rauschen in der Atemflusskurve wird die Atemflusskurve nicht lediglich abgeleitet, sondern zusätzlich tiefpassgefiltert. Die Ableitung und Tiefpassfilterung erfolgt in einem Filterschritt durch geeignete Wahl der Koeffizienten eines digitalen Filters.

Die lokalen Minima 34 der ersten Ableitung entsprechen der maximalen Steigung des Atemflusses beim Übergang von Inspiration zu Exspiration. Vom Ende der Inspiration aus wird der Anfang der Inspiration gesucht, indem nach dem ersten lokalen Minimum 35 in der geschätzten Ableitung gesucht wird.

Die mittlere Kurve in 3 zeigt die automatisch detektierten Übergänge zwischen Inspiration und Exspiration, die durch vertikale Linien markiert sind.

Ferner sind aus dem Stand der Technik Sauerstoffbrillen für die Sauerstoffbehandlung bekannt. Mit der Sauerstoffbrille wird dem Patienten Luft mit einem erhöhten Sauerstoffpartialdruck (> 210 mbar) oder reiner Sauerstoff in die Nase appliziert. Eine Sauerstoffbehandlung findet z.B. bei akuter oder chronischer Hypoxämie infolge Atem- oder Herz-Kreislauf-Störung (Myokardinfarkt, Schock) oder bestimmten Vergiftungen, z.B. durch Kohlenmonoxid, Kohlendioxid, Leuchtgas oder Rauch, statt.

Es ist die Aufgabe dieser Erfindung, ein Gating-Verfahren anzugeben, das die Lokalisierung von Teilen des menschlichen Körpers verbessert. Gemäß eines Aspekts dieser Aufgabe, der sich auf bildgebende Verfahren bezieht, wird die Bewegungsunschärfe verringert. Gemäß eines zweiten Teils der Aufgabe, der sich auf Strahlungstherapie bezieht, wird die Strahlung genauer auf den Tumor gerichtet, so dass die Strahlenbelastung von den Tumor umgebenden gesundem Gewebe reduziert wird.

Diese Aufgabe wird durch die Lehre der unabhängigen Ansprüche gelöst.

Bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung sind Gegenstand der Unteransprüche.

Vorteilhaft an der Erzeugung eines Gating-Signals basierend auf einer Atemflusskurve ist, dass auch bei besonders fettleibigen Patienten die Erkennung des Atemzustands, insbesondere der Umkehrpunkte "vollständig eingeatmet" und "vollständig ausgeatmet" zuverlässig erfolgen kann. Bei besonders fettleibigen Patienten funktioniert nämlich das Verfahren den Atemzustand und damit die Tumorbewegungen über die Position von reflektierenden Markierungen auf der Brust des Patienten zu ermitteln, nicht mehr, weil die Bewegung der Markierungen nicht mehr im direkten Zusammenhang mit den Tumorbewegungen stehen.

Vorteilhaft an der Atemflussmessung mittels eines Gesichts- oder Nasenmaske und einem Flusssensor ist, dass dieses Messverfahren einen genauen Wert für den Atemfluss liefert.

Vorteilhaft an der mittelbaren Messung des Atemflusses durch eine Luftbrille ist, dass eine Luftbrille für den Patienten angenehmer als eine Gesichts- oder Nasenmaske ist und der Drucksensor entfernt vom Patienten und damit entfernt von Störfeldern der Bildaufnahmevorrichtung oder der Bestrahlungsvorrichtung angebracht werden kann. Darüber hinaus ist die Luftbrille im Gegensatz zu einer Gesichts- oder Nasenmaske ein billiges Element, das nach einmaligem Gebrauch entsorgt werden kann und somit nicht vor einer Wiederverwendung desinfiziert werden muss.

Die Bestimmung von Maxima und/oder Minima in den gemessenen Atemflusswerten und/oder deren geschätzter erster Ableitung ermöglicht die Einteilung eines Atemzyklusses in Atemphasen, selbst wenn die gemessenen Atemflusswerte nicht in einem linearen Zusammenhang mit dem tatsächlichen Atemfluss stehen.

Das zusätzliche Speichern eines Atemphasenwerts beim Erfassen von PET-Ereignissen ermöglicht die nachträgliche Auswertung der PET-Rohdaten und das nachträgliche Gruppieren von PET-Rohdaten in Atemphasen, um Bewegungsunschärte optimal zu unterdrücken.

Insbesondere die Bewegung der vorderen, seitlichen und unteren Teile der Lunge weisen eine gute Korrelation zum Lungenvolumen und damit zu dem durch Integration aus den gemessenen Atemflusswerten erhaltenen Atemvolumen auf. Somit ist das Atemvolumen ein geeigneter Streu- oder Triggerparameter für die Bestrahlung von Tumoren in diesen Lungenbereichen.

Die Festlegung eines Atemphasenwertes aufgrund mehrerer markanter Punkte in einem Atemzyklus, wie beispielsweise Extrema in den gemessenen Atemflusswerten und/oder Extrema in der geschätzten Ableitung der gemessenen Atemflusswerte, führt zu einer besseren Korrelation zwischen Körperbewegung und Atemphase.

Kurze zu einer konstanten Phase bei sich wiederholenden Vorgängen abgegebene Strahlungspulse frieren eine Bewegung stroboskopartig ein. Hierdurch wird einerseits Bewegungsunschärfe aus Bildern genommen und andererseits Gewebe wiederholt in der gleichen Lage bestrahlt. Dies gilt sowohl für Atem- als auch Herzzyklen.

Die Bewegungsgeschwindigkeit von Gewebe wird in vollständig eingeatmetem und vollständig ausgeatmetem Zustand Null. Da sich der Patient zu diesen Zeitpunkten nicht bewegt, ist hier eine Bildgewinnung und Bestrahlung mit besonders wenig Bewegungsunschärfe oder Bewegungsfehlern verbunden. Diese Punkte befinden sich bei Nulldurchgängen in der Atemflusskurve oder bei Extrema in deren erster Ableitung.

Die erste Ableitung ist unempfindlich gegen Nullpunktdrift und Nichtlinearitäten bei der Flussmessung.

Das Atemvolumen weist eine hohe Korrelation zu Gewebebewegungen im vorderen seitlichen unteren Lungenbereich auf.

Das Erzeugen eines Steuersignals zu einer bestimmten Atemphase, wenn zu diesem Zeitpunkt das Atemvolumen in einem vorgegebenen Bereich liegt, sorgt dafür, dass untypische Atemzüge, wie Seufzen oder Husten, weder für die Bildgebung noch für die Bestrahlung genutzt werden.

Gleichförmige Atemzyklen werden auch dann ausgewählt, wenn gefordert wird, dass die Korrelation zwischen den gemessenen Atemflusswerten vor der bestimmten Atemphase und Referenzatemflusswerten über einem Schwellenwert liegt.

Auch das Erzeugen des Steuersignals zu einer gleichen Phase in aufeinanderfolgenden Herzschlägen friert die Herzbewegung ein.

Das zusätzliche Speichern eines Herzphasenwerts bei jedem PET-Ereignis ermöglicht die nachträgliche Auswertung der PET-Ereignisse und das Anpassen von Herzphasengrenzen, um Bewegungsunschärfe möglichst zu vermeiden.

Zusammenfügen von PET-Rohdaten zu je einem Bild mit mindestens zwei Phasen in einem Herzzyklus reduziert die Bewegungsunschärfe in jedem Bild.

Auch das stroboskopartige Einschalten einer Strahlungsquelle zu einer bestimmten Phase im Herzzyklus friert die Herzbewegung ein.

Wird die Strahlungsquelle sowohl zu einer bestimmten Phase im Herzzyklus als auch zu einer bestimmten Phase im Atemzyklus eingeschaltet, so werden sowohl Herz- als auch Atembewegung eingefroren.

Besonders vorteilhaft ist es, sowohl bei der Diagnose als auch bei der Therapie, die gleiche Atem- und/oder Herzphase auszuwählen, weil hierdurch Simulationsungenauigkeiten der Behandlungsplanung vermieden werden.

Im Folgenden wird eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnung näher erläutert. Dabei zeigen:
1 eine Tomografie- und/oder Strahlentherapieeinrichtung, die in Abhängigkeit des Atemflusses des Patienten gegatet wird, wobei der Atemfluss über eine Luftbrille erfasst wird,
2 eine Tomographie und/oder Strahlentherapieeinrichtung wie 1, jedoch wird der Atemfluss über eine Gesichtsmaske erfasst, und
3 eine Atemflusskurve oben, deren mit (–1) multiplizierte zeitliche Ableitung unten sowie detektierte Maxima und Minimain der Mitte.
Diese Erfindung beruht im Wesentlichen darauf, dass Gating-Signale in Abhängigkeit des Atemflusses des Patienten erzeugt werden.
1 zeigt eine Tomografie- und/oder Bestrahlungseinrichtung, die in Abhängigkeit des Atemflusses des Patienten 1 gegatet wird. Der Atemfluss wird über eine Luftbrille 3 erfasst, die Sensornippel 2, und eine Schlauchschleife 3 umfasst, die in die Nase des Patienten ragen. Da der Patient bei Diagnose und Therapie meist auf dem Rücken liegt, werden die Schläuche der Schlauchschleife 3, wie in 1 dargestellt, hinter den Ohren vorbei zum Kinn des Patienten geführt. Hier befindet sich eine Manschette 4, durch die die Länge der Schlauchschleife der Luftbrille an die Kopfgröße des Patienten angepasst werden kann. Als Luftbrille kann beispielsweise eine übliche Sauerstoffbrille verwendet werden, wie sie oben beschrieben wurde. Da sie jedoch nicht zur Zuführung von Sauerstoff benutzt wird, wird im Folgenden der Ausdruck "Luftbrille" bevorzugt. Beide Enden der Schlauchschleife werden durch eine Y-Weiche 5 miteinander und einem weiteren Schlauchstück 16 verbunden. Außerdem besteht die Möglichkeit, die Schlauchschleife 3 über die Ohren nach hinten zu führen, wobei die Manschette 4 die Schlauchschleife hinter dem Hinterkopf des Patienten verbindet und an die Kopfgröße anpasst, wie dies in 1 gestrichelt gezeichnet ist. Das Schlauchstück 16 verbindet die Y-Weiche 5 mit einem Drucksensor 6. Dieser führt sein elektrisches Ausgangssignal einem Mikroprozessor 7 zu. Der Mikroprozessor 7 digitalisiert das analoge Drucksignal und gibt Steuersignale an eine Bestrahlungseinrichtung und eine Bilderzeugungseinrichtung aus.
Als Bestrahlungseinrichtung ist beispielhaft eine Röntgenröhre 9 dargestellt, deren Katode über Spannungsversorgung 10 geheizt und über Verstärker 8 mit Hochspannung versorgt wird. Die Blende 11 lässt einen mehr oder weniger breiten Röntgenstrahl in Richtung Patienten durchtreten. Für die Erläuterung des Gating-Verfahrens ist es unerheblich, ob die Röntgenröhre zur Behandlung eines Tumors eingesetzt wird oder Teil eines CT-Geräts ist, also für Diagnosezwecke verwendet wird. Wichtig ist lediglich, dass die Strahlung innerhalb von Millisekunden, also kurz im Vergleich zu Atem- oder Herzzyklen ein- und ausgeschaltet werden kann. Diese Möglichkeit ist auch bei anderen Strahlenquellen, wie Elektronen-, Protonen- oder Schwerionenbeschleunigern gegeben, die ebenfalls zur Tumortherapie eingesetzt werden. Auch bei MRI kann man die eingestrahlten Radiowellen schnell abschalten, so dass das erfindungsgemäße Gating-Verfahren auch für MRI geeignet ist. Das erfindungsgemäße Gating-Verfahren kann aber für alle Strahlenquellen eingesetzt werden, die sich innerhalb von im Vergleich zu Herz- oder Atemzyklen kurzer Zeit ein- und ausschalten lassen. Ein- und Ausschaltzeiten von Millisekunden sind hierfür in jedem Fall kurz genug.
Bei Therapieeinrichtungen kann die Blende 11 veränderbar sein, um den Strahlenquerschnitt an die Tumorgröße und Tumorform anzupassen. Bei Therapieeinrichtungen ist die Bestrahlungseinrichtung in der Regel gegenüber dem Patienten bewegbar, um einen kurzen Weg durch gesundes Gewebe zum Tumor auszuwählen und den Tumor aus unterschiedlichen Richtungen zu bestrahlen. Auch bei bildgebenden Verfahren, die mit dünnen Strahlenbündeln, wie CT, arbeiten, ist die Strahlenquelle in der Regel gegenüber dem Patienten bewegbar.
Diagnoseeinrichtungen enthalten zusätzlich oder anstelle der Bestrahlungseinrichtung eine Bilderzeugungseinrichtung, die durch Detektor 12, Computer 13 und Anzeige 14 beispielhaft dargestellt ist. Im Fall von PET und SPECT wird dem Patienten ein Kontrastmittel gespritzt, so dass dieser selbst strahlt und eine Strahlenquelle nicht erforderlich ist. Bei den meisten nuklearmedizinischen Bildgebungsverfahren besteht der Detektor 12 aus mehreren Halbleiterdetektoren, die einerseits durch ihre Vielzahl eine Ortsinformation und andererseits auch eine Energieinformation über die detektierten Teilchen, in der Regel Gammaquanten liefern. Bei PET sind zwei dem Patienten gegenüberliegende Detektoren vorgesehen, um die beiden in entgegengesetzte Richtungen ausgesandten Gammaquanten in einem vorgegebenen Zeitfenster zu detektieren. Auch bei PET-Scannern bestehen beide Detektoren aus einer Vielzahl von Einzeldetektoren, um Ortsinformationen zu gewinnen.
Das von Mikroprozessor 7 erzeugte Gating-Signal kann lediglich in einem Triggersignal zum kurzem stroboskopartigen Einschalten der Bestrahlungseinrichtung bestehen, das synchron zur Atem- und/oder Herztätigkeit des Patienten erfolgt und an Signalleitung 14 anliegt. Durch die gepulste Bestrahlung des Patienten kann die Strahlungsdichte während der Pulse so erhöht werden, dass die mittlere Strahlungsdichte der Strahlungsdichte in einem Dauer-Betrieb entspricht. Unter diesen Umständen wird durch den Pulsbetrieb die Zählstatistik im Detektor 12 nicht verschlechtert. Eine Erhöhung der Strahlungsdichte ist im Fall PET nicht möglich, da das Kontrastmittel im Patienten fortlaufend und nicht gepulst zerfällt und die maximale Dosis des Kontrastmittels begrenzt ist. Aus diesem Grund ist die Anzahl von PET-Ereignissen begrenzt. Um ihre Zählstatistik nicht unnötig zu verschlechtern, werden bei PET die detektierten Ereignisse nicht lediglich ausgeblendet, sondern zunächst zu mehreren Teilbildern verarbeitet, die dann Voxel für Voxel übereinandergelegt werden, um Bewegungsunschärfe aus den Bildern zu nehmen. Vorzugsweise im Fall von PET kann deshalb das Gating-Signal auch aus einer Nummer für das Teilbild bestehen, dem aktuelle Ereignisse zugeordnet werden und auf Signalleitung 15 ausgegeben wird.
Ein typisches Atemsignal ist in 3 oben gezeigt. Das Vorzeichen des Flusses wurde bei Inspiration positiv und bei Exspiration negativ gewählt. Da die absolute Höhe des Flusses unwichtig ist und bei billigen Druckmessern 6 und Flussmessern 23 sowieso mit einem Offset gerechnet werden muss, wurde die Atemflusskurve zu positiven Flusswerten hin verschoben. Man erkennt in der Atemflusskurve gut die steilen Flanken am Übergang zwischen Inspiration und Exspiration. Diese können als markante Marken zur Festlegung einer Atemphase verwendet werden. Die invertierte geschätzte zeitliche Ableitung 33 der Atemflusswerte 31 in 3 oben ist in 3 unten dargestellt. Hier weisen Maxima 35 und Minima 34 deutlich auf die steilen Flanken in der Atemflusskurve hin.
Eine Atemphase kann nun als Quotient der Zeit seit dem letzten Minimum 34 in der Ableitung der Atemflusskurve geteilt durch den zeitlichen Abstand der letzten beiden Minima in der Atemflusskurve definiert werden. Bei der Online-Auswertung ist der Zeitpunkt des nächsten Maximums der Atemflusskurve noch nicht bekannt. Falls die Messdaten jedoch zunächst aufgezeichnet werden und erst später ausgewertet werden, wie dies beispielsweise im Fall von PET passieren kann, so kann eine Atemphase auch als Quotient zwischen der zeitlichen Differenz eines Ereignisses und dem letzten Maximum geteilt durch die Zeitdifferenz zwischen dem dem Ereignis vorangehenden und dem auf das Ereignis folgenden Maximum bezogen werden.
Bei der Festlegung einer Atemphase können auch weitere markante Punkte, wie beispielsweise Minima in der Ableitung der Atemphase oder Minima und Maxima in den Atemflusswerten selbst herangezogen werden. So können Atemphasenwerte zwischen 0 und 0,5 der Exspiration und zwischen 0,5 und 1 der Inspiration zugeordnet werden. Für die Exspiration ergibt sich die Atemphase somit aus Zeit seit dem letzten Minimum in der Ableitung der Atemflusskurve geteilt durch zweimal die Exspirationszeit des vorangehenden Atemzyklusses und die Atemphase für die Inspiration 0,5 plus Zeit seit dem letzten Maximum der Ableitung der Atemflusskurve geteilt durch Dauer der letzten Inspirationsphase.
In ähnlicher Weise können zusätzlich oder stattdessen Maxima oder Minima in der Atemflusskurve eingesetzt werden. Die Extrema in der Atemflusskurve werden vorzugsweise durch Anpassen von Parabeln an eine Inspirations- oder Exspirations phase bestimmt. Als Maximum oder Minimum wird der Scheitelpunkt der angepassten Parabel angesehen.
Gating-Signale zum Triggern der Bestrahlungseinrichtung können also immer zu einer bestimmten Atemphase in aufeinanderfolgenden Atempulsen erzeugt werden.
Ereignisse zwischen dem Minimum der Ableitung und dem Minimum der Atemflusskurve haben Atemphasenwerte zwischen 0 und 0,25. Zeitpunkten zwischen einem Maximum in der Atemflusskurve und dem darauffolgenden Minimum in deren Ableitung werden Atemphasenwerte zwischen 0,25 und 0,5 zugeordnet. Zeitpunkten zwischen einem Maximum in der Ableitung und dem darauffolgenden Maximum in der Atemflusskurve werden Atemphasenwerte zwischen 0,5 und 0,75 sowie Zeitpunkten zwischen dem Maximum der Atemflusskurve und dem darauffolgenden Minimum in deren Ableitung Atemphasenwerte zwischen 0,75 und 1 zugeordnet.
Vorteilhaft ist es, die Strahlungseinrichtung dann zu triggern, wenn der Patient vollständig eingeatmet und vollständig ausgeatmet hat, weil dann die Lungenbewegung eine Geschwindigkeit 0 aufweist. Diese Zeitpunkte werden durch Maxima und Minimain der Ableitung der Atemflusskurve markiert.
Im Falle von PET können die Atemzyklen in vier Phasen, beispielsweise einer ersten Atemphase von 7/8 bis 1 und 0 bis 1/8, einer zweiten Atemphase von 1/8 bis 3/8, einer dritten Atemphase von 3/8 bis 5/8 sowie einer vierten Atemphase von 5/8 bis 7/8 eingeteilt werden. Aus der ersten Atemphase wird ein erstes Telbild erzeugt, aus der zweiten und vierten Atemphase ein zweites Teilbild sowie aus der dritten Atemphase ein drittes Teilbild. Diese Teilbilder können geeignet verzerrt und dann Voxel für Voxel übereinandergelegt werden, um Bewegungsunschärfe zu reduzieren.
Werden auch die PET-Rohdaten aufgezeichnet und mit jedem PET-Ereignis ein Atemphasenwert gespeichert, so können die Grenzen zwischen den Atemphasen im Nachhinein verschoben werden und auf diese Weise optimale Grenzen für die Atemphasen gewählt werden, um die Bewegungsunschärfe möglichst gering zu halten.
Anstelle der Atemphase kann als Triggerkriterium für die Bestrahlungseinrichtung oder zur Festlegung von Atemphasen im Falle von PET auch ein Atemvolumen herangezogen werden. Das Atemvolumen ergibt sich als Integral der Atemflusswerte ab einem vorgegebenen Zeitpunkt in einem Atemzyklus. Als vorgegebener Zeitpunkt kann ein Minimum in der Ableitung der Atemflusskurve verwendet werden. Nach jedem Minimum beginnt die Integration von Neuem. Ein so definiertes Atemvolumen sinkt während der Exspiration auf einen minimalen Wert ab und steigt dann wieder während der Inspiration etwa auf Null an. Die Bestrahlungseinrichtung kann somit zweimal pro Atemzyklus getriggert werden, wenn das so definierte Atemvolumen einen vorgegebenen Wert aufweist. In einer anderen Ausführungsform kann die Bestrahlungseinrichtung auch nur beim ersten Erreichen des vorgegebenen Atemvolumens, also während der Exspiration getriggert werden. Soll während der Inspiration getriggert werden, so bietet es sich an, den Startpunkt für die Integration auf das Maximum in der Ableitung der Atemflusskurve zu legen.
Im Falle von PET werden alle PET-Ereignisse zu einem ersten Teilbild zusammengefasst, deren Atemvolumen größer als ein erster Wert ist. Die Ereignisse, bei denen das Atemvolumen zwischen einem ersten und einem zweiten Wert liegt, werden zu einem zweiten Teilbild und die restlichen Ereignisse zu einem dritten Teilbild zusammengefasst.
In einer anderen Ausführungsform bei der die Triggerung der Bestrahlungseinrichtung oder im Falle von PET die Unterteilung von Phasen in Abhängigkeit von der Atemphase erfolgt, wird zusätzlich gefordert, dass das Atemvolumen in einem vorgegebenen Bereich liegt. Ist dies nicht der Fall, wird die Beschleunigungseinrichtung nicht getriggert bzw. werden die PET-Ereignisse nicht berücksichtigt, um untypische Atemzüge auszuschließen.
Zum gleichen Zweck kann eine Korrelation r zwischen Atemflusswerten vor einem Triggerzeitpunkt und Referenzatemflusswerten gemäß der folgenden Formel berechnet werden:
In Gleichung (1) steht
für den i-ten Atemflusswert,
für den arithmetischen Durchschnitt der N-Atemflusswerte,
für den i-ten Referenzatemflusswert,
für den mittleren Referenzatemflusswert. Die Korrelation wird für N-Atemflusswerte berechnet. Vorzugsweise gehören die N-Atemflusswerte zu einem Atemzug. Somit sich kann N von Atemzug zu Atemzug ändern, da der Atemfluss üblicherweise mit konstanter Rate abgetastet wird. Wird eine Änderung von N zugelassen, so muss auch die Zahlen der Referenzatemflusswerte
beispielsweise durch Interpolation und zeitliche Streckung und Stauchung des Referenzatemzugs an den gemessenen Atemzug angepasst werden.
Ist die Korrelation r geringer als ein geforderter Schwellenwert, so wird die Bestrahlungseinrichtung nicht getriggert bzw. ein PET-Ereignis verworfen oder fließt zumindest nicht in Bilderzeugung ein.
In einer anderen Ausführungsform kann der Triggerzeitpunkt auch über das Atemvolumen festgelegt werden und die Korrelation r zur Unterdrückung von untypischen Atempulsen, wie beispielsweise Husten oder Seufzen, herangezogen werden.
In einer weiteren Ausführungsform kann doppeltes Gating, also sowohl in Abhängigkeit von der Atemphase als auch von einer Herzphase, angewendet werden. Die Herzphase kann von einem herkömmlichen EKG-Gerät geliefert werden oder, wie weiter unten ausgeführt wird, aus dem Atemflusssignal gewonnen werden. In der bevorzugten Ausführungsform weist die Herzphase einen Wert zwischen 0 und 1 auf, der zeitlinear während eines Herzzyklusses ansteigt. Bei solchen doppelten Gating wird die Bestrahlungseinrichtung dann getriggert, wenn sowohl die gewünschte Herzphase als auch die gewünschte Atemphase in einem vorgegebenen Zeitfenster den jeweils gewünschten Wert annehmen. Im Fall von PET werden kombinierte Atem- und Herzzykluszustände gebildet, die in einem zweidimensionalen Feld angeordnet werden können, wie oben beschrieben.
Ein Herzphasensignal kann auch aus dem Atemsignal gewonnen werden. Atemzyklen haben typischerweise eine Dauer von 3 bis 5 Sekunden, Herzzyklen von ca. 1 Sekunde in Ruhe. Der Frequenzunterschied von einem Faktor 3 bis 4 bleibt auch bei mäßiger Anstrengung erhalten. Somit kann das Atemphasensignal vom Herzphasensignal aus den gemessenen Atemflusswerten durch Hochpassfilterung erhalten werden. Zur Bestimmung der Grenzfrequenz der Hochpassfilterung kann eine Fourier-Analyse des Atemflusssignals durchgeführt werden, wobei ein großer Peak für das Atemflusssignal bei ca. 0,3 Hz und bei einer drei- bis vierfach höheren Frequenz um 1 Hz herum ein kleinerer Peak für das Herzphasensignal gefunden wird. Die Grenzfrequenz wird beispielsweise auf das geometrische Mittel zwischen beiden Peaks gelegt.
Bezüglich des Herzphasensignals können ähnliche Auswertungen und Gating-Signale, wie beim Atemphasensignal, gewonnen werden. Auch ist nach Gewinnung des Herzphasensignals ein doppeltes Gating nach Atemphase und Herzphase möglich.
2 zeigt eine ähnliche Einrichtung wie 1. Der Unterschied zu 1 besteht lediglich in der Messung des Atemflusssignals. Dem Patienten wird eine Nasen- oder Gesichtsmaske 21 aufgesetzt, an der über einen kurzen Schlauch 22 ein Flusssensor 23 angeschlossen ist. Das vom Flusssensor gelieferte elektrische Signal wird dem Mikroprozessor 7, wie in 1, zugeführt. Der Mikroprozessor kann dann ähnliche Auswertungen vornehmen, die im Zusammenhang mit der in 1 dargestellten Anordnung erläutert wurden.
In einer anderen Ausführungsform kann das Schlauchstück 22 zwischen Flusssensor und Maske entfallen, so dass der Flusssensor 23 auch in die Maske 21 integriert werden kann.
Die Erfindung wurde zuvor anhand von bevorzugten Ausführungsformen näher erläutert. Für einen Fachmann ist jedoch offensichtlich, dass verschiedene Abwandlungen und Modifikationen gemacht werden können, ohne vom Geist der Erfindung abzuweichen. Deshalb wird der Schutzbereich durch die nachfolgenden Ansprüche und ihre Äquivalente festgelegt.

1: Patient
2: Sensornippel
3: Schlauchschleife
4: Manschette
5: Y-Weiche
16: Schlauchstück
6: Drucksensor
7: Mikroprozessor
8: Hochspannungsverstärker
9: Röntgenröhre
10: Spannungsversorgung
11: Blende
12: Detektor
13: Computer
14: Anzeige
14, 15: Signalleitungen
21: Gesichts- oder Nasenmaske
22: Schlauch
23: Flusssensor
31: gemessene Atemflusswerte
32: Markierung für Extrema
33: geschätzte Ableitung
34: Minimum
35: Maximum
36: Maximum
37: Minimum

Claims

Gating-Verfahren mit: Wiederholtem Messen des Atemflusses eines Patienten, um gemessene Atemflusswerte (31) zu erhalten; und Erzeugen eines ersten Steuersignals (14, 15) in Abhängigkeit von den gemessenen Atemflusswerten zur Steuerung der Bestrahlung (8, 9, 10, 11) des Patienten und/oder eines bildgebenden Verfahrens (12, 13).
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Messung des Atemflusses über eine Gesichts- oder Nasenmaske (21) erfolgt, die der Patient trägt und die mit einem Flusssensor (23) verbunden ist.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Messung des Atemflusses über eine Luftbrille (2, 3, 5, 16) erfolgt, die mit einem Drucksensor (6) verbunden ist, der ein Drucksignal ausgibt, das mit dem Atemfluss des Patienten in einem monotonen Zusammenhang steht.
Verfahren nach einem der obigen Ansprüche, gekennzeichnet durch Schätzen der ersten zeitlichen Ableitung (33) der gemessenen Atemflusswerte nach der Zeit, wobei positive Atemflusswerte für Inspiration und negative Atemflusswerte für Exspiration stehen.
Verfahren nach Anspruch 4, gekennzeichnet durch Bestimmen von Minima (34) in der geschätzten ersten zeitlichen Ableitung (33).
Verfahren nach Anspruch 4, wobei das Erzeugen des ersten Steuersignals umfasst: Bestimmen von Maxima und Minima (34, 35, 36, 37) in den gemessenen Atemflusswerten und deren erster Ableitung; Unterteilen der Atemzyklen in den gemessenen Atemflusswerten (31) in vier Phasen, wobei sich die erste Phase um das Maximum (36) der Atemflusskurve, die zweite Phase um das Minimum (34) der ersten Ableitung, die dritte Phase um das Minimum (37) der Atemflusskurve und die vierte Phase um das Maximum (35) der ersten Ableitung herum erstreckt; Verarbeiten von PET-Rohdaten, die während dem wiederholten Messen der Atemflusswerte aufgenommen wurden zu drei Teilbildern, wobei die PET-Rohdaten, die während einer ersten oder dritten Phase aufgenommen wurden zu einem ersten Telbild verarbeitet werden, die PET-Rohdaten, die während einer zweiten Phase aufgenommen wurden, zu einem zweiten Teilbild und die während der vierten Phase aufgenommen wurden, zu einem dritten Teilbild verarbeitet werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei das Erzeugen des ersten Steuersignals (14, 15) das Bestimmen eines Atemphasenwerts umfasst und das Verfahren ferner umfasst: Aufzeichnen von PET-Rohdaten, wobei pro PET-Ereignis eine Zeitmarke, die Kristalladressen und ein Atemphasenwert gespeichert werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, gekennzeichnet durch Integration der gemessenen Atemflusswerte (31) ab einem Extremum (36, 37) in den gemessenen Atemflusswerten oder einem Extremum (34, 35) in deren geschätzter Ableitung, um ein Atemvolumen zu berechnen; und Aufzeichnen von PET-Rohdaten, wobei pro PET-Ereignis eine Zeitmarke, die Kristalladressen und das Atemvolumen zum Zeitpunkt des PET-Ereignisses gespeichert werden.
Verfahren nach Anspruch 6, wobei der Atemphasenwert dem Bruchteil eines ganzen Atemzyklusses entspricht und zur Berechnung des Atemphasenwerts Minima und/oder Maxima der gemessenen Atemflusswerte und/oder der geschätzten Ableitung verwendet werden.
Verfahren nach einem der obigen Ansprüche, gekennzeichnet durch Einschalten einer Strahlungsquelle (9) durch das Steuersignal, um einen Strahlungspuls zum Patienten hin abzugeben, wobei der Strahlungspuls kurz verglichen mit der Dauer eines Atemzyklusses ist.
Verfahren nach Anspruch 10, gekennzeichnet durch Erzeugen des ersten Steuersignals nahe bei den Extrema (34, 35) der geschätzten ersten zeitlichen Ableitung (33) der gemessenen Atemflusswerte (31).
Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, gekennzeichnet durch Erzeugen des ersten Steuersignals zu einem vorbestimmten Atemphasenwert in den aufeinanderfolgenden Atemzyklen.
Verfahren nach Anspruch 10 oder 11, gekennzeichnet durch: Integration der gemessenen Atemflusswerte (31) ab einem Extremum (36, 37) in den gemessenen Atemflusswerten oder einem Extremum (34, 35) in deren geschätzter Ableitung, um ein Atemvolumen zu berechnen; und Erzeugen des ersten Steuersignals (14, 15), wenn das Atemvolumen einen Schwellenwert erreicht.
Verfahren nach Anspruch 12, gekennzeichnet durch: Integration der gemessenen Atemflusswerte (31) ab einem Extremum (36, 37) in den gemessenen Atemflusswerten oder einem Extremum (34, 35) in deren geschätzter Ableitung, um ein Atemvolumen zu berechnen; und Erzeugen des ersten Steuersignals (14, 15) nur dann zu der bestimmten Atemphase, wenn zu diesem Zeitpunkt das Atemvolumen in einem vorgegebenen Bereich liegt.
Verfahren nach Anspruch 12, gekennzeichnet durch: Berechnen einer Korrelation zwischen den gemessenen Atemflusswerten (31) vor dem bestimmten Atemphasenwert und Referenzatemflusswerten; und Erzeugen des ersten Steuersignals (14, 15) nur dann zu dem bestimmten Atemphasenwert, wenn die Korrelation über einem Schwellenwert liegt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, gekennzeichnet durch: Bestimmen eines Herzschlagsignals aus den gemessenen Atemflusswerten (31); und Erzeugen des ersten Steuersignals (14, 15) zu einem gleichen Herzphasenwert in den aufeinanderfolgenden Herzschlägen.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 15, gekennzeichnet durch: Bestimmen eines Herzschlagsignals aus den gemessenen Atemflusswerten; und Erzeugen eines zweiten Steuersignals (14, 15) in Abhängigkeit von dem Herzschlagsignal.
Verfahren nach Anspruch 17, gekennzeichnet durch: Bestimmen eines Herzphasenwertes aus dem Herzschlagsignal; Aufzeichnen von PET-Rohdaten, wobei pro PET-Ereignis eine Zeitmarke, die Kristalladressen und der Herzphasenwert zur Zeit des PET-Ereignisses aufgezeichnet werden.
Verfahren nach Anspruch 17, gekennzeichnet durch: Unterteilen des Herzzyklusses im Herzschlagsignal in mindestens zwei Phasen; Verarbeiten von PET-Rohdaten, die während dem wiederholten Messen der Atemflusswerte aufgenommen wurden zu einem Teilbild je Phase.
Verfahren nach Anspruch 17, gekennzeichnet durch: Erzeugen eines zweiten Steuersignals (14, 15) in Abhängigkeit von dem Herzschlagsignal.
Verfahren nach Anspruch 20, gekennzeichnet durch: Einschalten einer Strahlungsquelle (9) durch das zweite Steuersignal (14, 15), um einen Strahlungspuls zum Patienten hin abzugeben, wobei der Strahlungspuls kurz verglichen mit der Dauer eines Herzzyklusses ist.
Verfahren nach Anspruch 20, soweit er sich auf Ansprüche 12 bis 14 bezieht, wobei die Strahlungsquelle (9) nur dann eingeschaltet wird, wenn das erste und zweite Steuersignal in einem Zeitfenster von bestimmter Dauer erzeugt werden.
Verfahren nach einem der obigen Ansprüche, mit: Erzeugen eines Bildes des Inneren eines tierischen oder menschlichen Körpers zu Diagnosezwecken zu einem bestimmten Atem- und/oder Herzphasenwert; und Bestrahlen des menschlichen oder tierischen Körpers zu Therapiezwecken zu dem bestimmten Atem- und/oder Herzphasenwert.
Gating-Gerät mit: einem Atemflusssensor (2, 3, 4, 5, 6, 16, 21, 22, 23) zur wiederholten Messung des Atemflusses; einem Prozessor (7) zur Durchführung eines der Verfahren nach einem der obigen Ansprüche; einem Steuerausgang zum Ausgeben eines Steuersignals (14, 15) an eine Bestrahlungs- und/oder Bilderzeugungseinrichtung.
Strahlentherapieeinrichtung mit: einem Atemflusssensor (2, 3, 4, 5, 6, 16; 21, 22, 23) zur wiederholten Messung des Atemflusses eines Patienten (1); einer Auswerteeinrichtung (7), die die gemessenen Atemflusswerte auswertet und so eine Atem- und/oder Herzphase bestimmt; einer Bildgebeeinrichtung (12, 13, 14), die ein Bild des Inneren eines tierischen oder menschlichen Körpers zu einem bestimmten Atem- und/oder Herzphasenwerts erzeugt; und einer Bestrahlungseinrichtung (9, 10, 11), die den tierischen oder menschlichen Körper zu dem gleichen Atem- und/oder Herzphasenwert bestrahlt.